ES2985848T3 - Una lente intraocular - Google Patents

Abstract

La presente divulgación se refiere a dispositivos, sistemas y métodos para mejorar u optimizar la visión periférica. En particular, se divulgan métodos que incluyen la utilización de características particulares de la retina para mejorar u optimizar la visión periférica. Además, se divulgan diversos diseños de LIO, así como ubicaciones de implantación de LIO, que mejoran u optimizan la visión periférica. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Una lente intraocular

ANTECEDENTES

Campo

La presente divulgación se refiere de manera general a dispositivos, sistemas y métodos que mejoran la visión periférica.

Descripción de la técnica relacionada

Las lentes intraoculares (LIO) pueden usarse para restaurar el rendimiento visual después de un procedimiento de cataratas u otro oftálmico en el que el cristalino natural se sustituye o se suplementa por la implantación de una LIO. Cuando dicho procedimiento cambia la óptica del ojo, generalmente el objetivo es mejorar la visión en el campo central. Estudios recientes han descubierto que, cuando se implanta una LIO monofocal, se modifican las aberraciones periféricas, y que estas aberraciones difieren significativamente de las de los ojos fáquicos normales. El cambio predominante se observa con respecto al astigmatismo periférico, que es la principal aberración periférica en el ojo natural, seguido de la esfera y, a continuación, de las aberraciones de orden superior. Tales cambios pueden tener un impacto sobre la visión funcional global, sobre la progresión de la miopía y, en el caso de los recién nacidos y los niños, sobre el desarrollo ocular.

También existen ciertas afecciones retinianas que reducen la visión central, como la DMAE o un escotoma central. Otras enfermedades pueden afectar a la visión central, incluso a una edad muy temprana, como la enfermedad de Stargardt, la enfermedad de Best y la retinosis pigmentaria inversa. El resultado visual para los pacientes que padecen estas enfermedades puede mejorarse mejorando la visión periférica.

La US 2009/0292354 A1 divulga una lente intraocular optimizada.

La WO 2013/028992 A1 divulga dispositivos, sistemas y métodos oftálmicos para optimizar la visión periférica.

SUMARIO

La presente invención se define en la reivindicación independiente 1. Las realizaciones se proporcionan en las reivindicaciones dependientes.

Varios sistemas, métodos y dispositivos divulgados en la presente están dirigidos a lentes intraoculares (LIO) que incluyen, por ejemplo, LIO de cámara posterior, LIO fáquicas y LIO piggyback, que están configuradas para mejorar la visión periférica. Para pacientes normales, por ejemplo, pacientes con cataratas no complicadas, la visión periférica puede equilibrarse con una buena visión central para mejorar o maximizar la visión funcional global. Para aquellos pacientes que tienen una pérdida patológica de la visión central, la visión periférica puede mejorarse o maximizarse, teniendo en cuenta el ángulo visual donde la retina está sana. La presente invención se refiere a una lente intraocular y los métodos y sistemas divulgados son útiles para comprender la invención.

De acuerdo con una realización de la invención, se usan una o más LIO que tienen una o más superficies asféricas configuradas para mejorar la visión periférica reduciendo el astigmatismo. La asfericidad de las superficies puede adaptarse para mejorar el contraste fuera del eje, mejorando de este modo la visión periférica con respecto a las LIO con geometrías de superficie típicas.

En algunas realizaciones, se proporciona una LIO configurada para compensar el astigmatismo periférico y las aberraciones periféricas como, por ejemplo, el coma horizontal que surge de la luz incidente en ángulos oblicuos. Varias realizaciones de LIO que compensan las aberraciones periféricas pueden reducir el astigmatismo y opcionalmente el coma en el campo de visión periférico. Debido a la incidencia oblicua de la luz en el ojo, el astigmatismo aumenta con la excentricidad. El aumento del astigmatismo con la excentricidad sigue una tendencia fija. Como han descubierto estudios anteriores, esta dependencia no cambia con la edad y/o los errores refractivos foveales, ni para la esfera foveal ni para el astigmatismo. Por lo tanto, los pacientes pueden beneficiarse de las realizaciones de LIO que tienen una disposición de las características ópticas (por ejemplo, elementos ópticos, ranuras, características difractivas de volumen o superficie, regiones de índice de refracción variable, etc.) que da como resultado un astigmatismo periférico que disminuye con la excentricidad. La disminución del astigmatismo con la excentricidad para la LIO puede seguir una tendencia opuesta.

Estudios recientes indican que, de manera similar al astigmatismo periférico, el coma horizontal también es independiente de la edad del paciente y/o de los errores de refracción foveales, la longitud axial de la córnea, la curvatura corneal, etc., y depende de la excentricidad o del campo de visión de acuerdo con una tendencia fija. Por consiguiente, los errores de visión periférica pueden compensarse mediante una LIO que tenga una disposición de características ópticas (por ejemplo, elementos ópticos, ranuras, características difractivas de volumen o de superficie, regiones de índice de refracción variable, etc.) tal que la dependencia del coma horizontal de la LIO con respecto a la excentricidad o el campo de visión tenga una tendencia opuesta.

La luz puede incidir en uno o más ángulos oblicuos entre aproximadamente 1 grado y aproximadamente 30 grados. En varias implementaciones, la luz puede incidir en un ángulo oblicuo de más de 30 grados, por ejemplo, en un ángulo oblicuo de hasta 45 grados, hasta 60 grados, hasta 75 grados o mayor. La localización retiniana periférica tiene una excentricidad entre 1 y 30 grados con respecto al eje óptico.

La óptica está configurada para mejorar la calidad de la imagen en la localización retiniana periférica reduciendo el astigmatismo en la localización retiniana periférica. La imagen foveal puede tener una función de transferencia de modulación (MTF) de por lo menos 0,5 a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm tanto para el foco tangencial como para el sagital en luz verde para un tamaño de pupila entre 3 -5 mm. Una imagen formada en la localización retiniana periférica puede tener una índice de mérito de por lo menos 0,5. En varias implementaciones, el índice de mérito puede ser una MTF media para un intervalo de frecuencias espaciales entre 0 ciclos/mm y 30 ciclos/mm obtenido a diferentes excentricidades entre 1 y 30 grados. La primera o la segunda superficie de la óptica puede comprender una pluralidad de características ópticas configuradas para reducir la por lo menos una aberración óptica.

La óptica puede ser una lente de menisco con un vértice curvado hacia dentro desde los bordes de la óptica. La óptica puede tener un grosor máximo entre aproximadamente 0,3 mm y aproximadamente 2,0 mm. En varias implementaciones, la lente puede ser una LIO de óptica dual que comprende además una segunda óptica separada de la óptica por una distancia fija o variable. En implementaciones de la LIO de óptica dual, en las que la distancia entre las dos ópticas es variable, la distancia puede variarse mediante la aplicación de fuerzas oculares. Una primera óptica de la LIO de óptica dual puede colocarse en el saco capsular del ojo del paciente, y la segunda óptica puede colocarse entre el iris y el ojo del paciente. Alternativamente, ambas ópticas de la LIO de óptica dual pueden colocarse en el saco capsular del ojo del paciente.

La óptica está configurada para mejorar la calidad de la imagen en la localización retiniana periférica ajustando un factor de forma de la óptica de tal manera que se reduzca el astigmatismo. El factor de forma de la óptica puede ajustarse ajustando un parámetro de la óptica. El parámetro puede seleccionarse del grupo que consiste en una curvatura de la primera o la segunda superficie, una posición axial de la óptica con respecto a la retina y un grosor de la óptica.

En la presente se divulga un método de selección de una lente intraocular (LIO) configurada para ser implantada en el ojo de un paciente. El método comprende obtener por lo menos una característica física u óptica del ojo del paciente usando un instrumento de diagnóstico; y seleccionar una LIO que tenga un factor de la forma que esté configurado para enfocar la luz incidente a lo largo de una dirección paralela al eje óptico en el fovea para producir una imagen foveal funcional y esté configurado adicionalmente para mejorar la calidad de la imagen en una localización retiniana periférica dispuesta en una distancia del fovea reduciendo por lo menos una aberración óptica en la localización retiniana periférica. La localización retiniana periférica puede tener una excentricidad entre 1 y 30 grados. El factor de forma de la LIO puede seleccionarse basándose en por lo menos una característica física u óptica del ojo del paciente. El factor de forma de la LIO puede ajustarse ajustando un parámetro de la óptica. El parámetro de la óptica puede incluir una curvatura de la primera o la segunda superficie, una posición axial de la óptica con respecto a la retina y/o un grosor de la óptica. Por lo menos una superficie de la LIO es asférica. La óptica puede estar configurada para proporcionar una imagen foveal que tenga una función de transferencia de modulación (MTF) de por lo menos 0,5 a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm tanto para el foco tangencial como para el sagital en luz verde para un tamaño de pupila entre 3 -5 mm. Una imagen formada en la localización retiniana periférica por la óptica puede tener un índice de mérito de por lo menos 0,5. En varias realizaciones, el índice de mérito puede ser una MTF media para un intervalo de frecuencias espaciales entre 0 ciclos/mm y 30 ciclos/mm obtenida a diferentes excentricidades entre 1 y 30 grados.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

Los sistemas, métodos y dispositivos pueden comprenderse mejor a partir de la siguiente descripción detallada cuando se lee junto con los dibujos esquemáticos acompañantes, que se proporcionan únicamente con propósitos ilustrativos. Los dibujos incluyen las siguientes figuras:

La FIG. 1 es una vista en sección transversal de un ojo fáquico que contiene un cristalino natural.

La FIG. 2 es una vista en sección transversal de un ojo pseudofáquico que contiene una lente intraocular.

La FIG. 3 es un gráfico que ilustra el astigmatismo periférico con el ángulo de campo en grados y el cilindro en dioptrías.

La FIG. 4 es un gráfico que ilustra el astigmatismo periférico con el ángulo de campo en grados y la esfera en dioptrías.

La FIG. 5 es un gráfico que ilustra el astigmatismo periférico con el ángulo de campo en grados y las aberraciones de orden superior en micrómetros.

La FIG. 6 muestra aspectos de una lente que incluye una microestructura anular.

La FIG. 7 ilustra aspectos de una lente difractiva.

La FIG. 8 es un gráfico que ilustra la MTF a través del foco en diferentes posiciones de foco axial.

La FIG. 9 es un gráfico que ilustra la MTF a través del foco en diferentes posiciones de foco axial

La FIG. 10 muestra aspectos de una LIO multifocal en un ojo.

La FIG. 11 representa el astigmatismo en el cristalino natural y una implementación de una LIO artificial en función de la excentricidad en grados.

La FIG. 12 es un gráfico que ilustra el astigmatismo y el coma en función del desplazamiento de una LIO con un factor de forma de 0,15.

La FIG. 13 es un gráfico que ilustra el astigmatismo y el coma en función del desplazamiento de una LIO con un factor de forma de -1,5.

La FIG. 14 es un gráfico que ilustra la influencia del factor de forma sobre el astigmatismo y la posición de una LIO con respecto a la pupila.

Las FIGS. 15A-D son gráficos que ilustran el equivalente esférico, el cilindro, la aberración esférica y el coma en función del ángulo de campo para una variedad de desplazamientos de la LIO.

La FIG. 16 es un gráfico que ilustra el astigmatismo y el coma en función del desplazamiento desde la córnea de una apertura adicional.

La FIG. 17 ilustra un diagrama de flujo de un método de ejemplo para adaptar las propiedades de la LIO para reducir las aberraciones periféricas usando ecuaciones de desplazamiento de parada.

La FIG. 18 es un gráfico que ilustra la refracción relativa a 30 grados de excentricidad en función del factor de forma para una configuración óptica dual.

La FIG. 19 es un gráfico que ilustra la refracción relativa en función de la excentricidad para una configuración óptica dual.

Las FIG. 20A-B son gráficos que ilustran el impacto de un factor de forma global y asfericidad sobre la refracción relativa para astigmatismo y equivalente esférico.

Las FIG. 21A-B son gráficos que ilustran el impacto de un factor de forma global y la asfericidad sobre el contraste en función de la excentricidad para las direcciones tangencial y sagital.

La FIG. 22 ilustra un diagrama de flujo de un método de ejemplo para adaptar un factor de forma global de una LIO de óptica dual para reducir las aberraciones periféricas.

La FIG. 23 muestra la parte sustancial del campo de visión periférico que es visible para ambos ojos para una implementación de una LIO implantada en el ojo.

La FIG. 24A es un gráfico que ilustra la función de transferencia de modulación (o MTF) en función de la excentricidad para visión sagital y tangencial para una implementación de una LIO en una primera posición de foco axial. La FIG. 24B es un gráfico que ilustra la MTF en función de la excentricidad para visión sagital y tangencial para una implementación de la LIO en una segunda posición de foco axial.

La FIG. 25 es un gráfico que ilustra la función de sensibilidad de contraste en cuatro direcciones de campo diferentes.

La FIG. 26 ilustra una comparación de la calidad de la imagen óptica (astigmatismo horizontal) en la periferia de ojos fáquicos y pseudofáquicos.

La FIG. 27 es un gráfico que ilustra la variación de la potencia cilíndrica a lo largo del eje orientado a 0 grados con respecto al ecuador (J<0>) en función del campo visual para pacientes con diferentes errores de refracción en el eje. La FIG. 28 1s un gráfico que ilustra la variación del coma horizontal en función del campo visual.

La FIG. 29 es un gráfico que ilustra la variación del desenfoque en función del campo visual para pacientes con diferentes errores refractivos en el eje.

La FIG. 30A ilustra la MTF a través del foco para una implementación de una lente que tiene un error cilíndrico de aproximadamente 8,4 dioptrías para una imagen formada en una localización de la retina periférica centrada a 25 grados de excentricidad en luz verde a 10 ciclos/mm. La FIG. 30B ilustra la MTF a través del foco para una implementación de una lente que tiene un error cilíndrico de aproximadamente 1,2 dioptrías para una imagen formada en una localización de la retina periférica centrada a 25 grados de excentricidad en luz verde a 10 ciclos/mm. La FIG. 30C ilustra la MTF a través del foco para una implementación de una lente que tiene un error cilíndrico de aproximadamente 0,75 dioptrías para una imagen formada en una localización de la retina periférica centrada a 25 grados de excentricidad en luz verde a 10 ciclos/mm.

La Figura 31 ilustra un diagrama de flujo que representa una implementación de un método para obtener una métrica usada para evaluar la calidad de imagen periférica proporcionada por una implementación de una lente. La Figura 32 ilustra la frecuencia espacial que puede alcanzarse en función de la densidad de células ganglionares a diferentes excentricidades.

La Figura 33 muestra la curva de MTF para rayos tangenciales y sagitales a una excentricidad de 20 grados para frecuencias espaciales entre 0 ciclos/mm y 20 ciclos/mm para una implementación de una lente en luz verde. La Figura 34A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una implementación de una LIO estándar y la Figura 34B ilustra la sagita de la superficie de una segunda superficie de la LIO estándar. La Figura 34C ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO estándar.

La Figura 35A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una implementación de una LIO de menisco y la Figura 35B ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la LIO de menisco. La Figura 35C ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO de menisco.

La Figura 36A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una implementación de una LIO doble asférica y la Figura 36B ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la LIO doble asférica. La Figura 36C ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO doble asférica.

La Figura 37A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una implementación de una LIO gruesa y la Figura 37B ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la LIO gruesa. La Figura 37C ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO gruesa.

La Figura 38A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una implementación de una LIO asférica desplazada y la Figura 38B ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la LIO asférica desplazada. La Figura 38C ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO asférica desplazada.

La Figura 39A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una primera óptica de una LIO de óptica dual y la Figura 39B ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la primera óptica. La Figura 39C ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una segunda óptica de una LIO de óptica dual y la Figura 39D ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la segunda óptica. La Figura 39E ilustra la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO de óptica dual.

La Figura 40A ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una primera óptica de una LIO de óptica dual acomodativa y la Figura 40B ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la primera óptica. La Figura 40C ilustra la sagita superficial de una primera superficie de una segunda óptica de la LIO acomodativa y la Figura 40D ilustra la sagita superficial de una segunda superficie de la segunda óptica. La Figura 40E ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm proporcionada por la LIO de óptica dual acomodativa.

La FIG. 41 es un diagrama de flujo de un método de diseño de una LIO para compensar aberraciones periféricas. La FIG. 42 es un diagrama de flujo de una implementación de un método para estimar la posición de una LIO o una óptica implantada en el ojo.

La FIG. 43 es una representación gráfica de los elementos del sistema informático de selección de una lente oftálmica.

DESCRIPCIÓN DETALLADA

La presente divulgación proporciona de manera general dispositivos, sistemas y métodos para mejorar u optimizar la visión periférica reduciendo las aberraciones periféricas. Aberraciones periféricas es un término amplio y se pretende que tenga su significado llano y ordinario, incluyendo, por ejemplo, aberraciones que se producen fuera del campo visual central, como de la luz dirigida a áreas retinianas periféricas o de ángulo de campo alto. Las aberraciones periféricas pueden incluir, por ejemplo y sin limitación, aberraciones esféricas, astigmatismo, coma, curvatura de campo, distorsión, desenfoque y/o aberraciones cromáticas. Como se divulga en la presente, la mejora u optimización de la visión periférica incluye la reducción de las aberraciones periféricas, a la vez que se mantiene una buena calidad visual en el eje, o una buena calidad visual en o cerca del campo visual central.

Aunque las implementaciones descritas en la presente están dirigidas a lentes intraoculares implantables, se entiende que las realizaciones divulgadas en la presente pueden aplicarse directa o indirectamente a otros tipos de lentes oftálmicas, incluyendo pero no limitadas a, implantes corneales, procedimientos quirúrgicos corneales como LASIK o PRK, lentes de contacto y otros dispositivos similares. En algunas realizaciones, se combinan varios tipos de dispositivos oftálmicos, por ejemplo, pueden usarse juntos una lente intraocular y un procedimiento LASIK para proporcionar un resultado visual predeterminado. Las realizaciones divulgadas en la presente también pueden usarse con lentes intraoculares multifocales o acomodativas.

Los términos "potencia" o "potencia óptica" se usan en la presente para indicar la capacidad de una lente, una óptica, una superficie óptica, o por lo menos una parte de una superficie óptica, para enfocar la luz incidente con el propósito de formar un punto focal real o virtual. La potencia óptica puede ser el resultado de la reflexión, refracción, difracción, o alguna combinación de las mismas y se expresa generalmente en unidades de Dioptrías. Un experto en la técnica apreciará que la potencia óptica de una superficie, lente u óptica es generalmente igual al índice de refracción del medio (n) del medio que rodea la superficie, lente u óptica dividido por la distancia focal de la superficie, lente u óptica, cuando la distancia focal se expresa en unidades de metros.

Los intervalos angulares que se proporcionan para la excentricidad de la localización retiniana periférica en esta divulgación se refieren al ángulo del campo visual en el espacio del objeto entre un objeto con una imagen retiniana correspondiente en la fóvea y un objeto con una imagen retiniana correspondiente en una localización retiniana periférica.

Ojos fáquicos y pseudofáquicos

Las realizaciones divulgadas en la presente pueden entenderse por referencia a la FIG. 1, que es una vista en sección transversal de un ojo fáquico con el cristalino natural, un ojo 10 comprende una retina 12 que recibe luz en forma de una imagen que es producida por la combinación de las potencias ópticas de una córnea 14 y un cristalino natural 16, ambos de los cuales están generalmente dispuestos alrededor de un eje óptico OA. Como se usa en la presente, una "dirección anterior" está en la dirección generalmente hacia la córnea 14 con respecto al centro del ojo, mientras que una "dirección posterior" está generalmente en la dirección hacia la retina 12 con respecto al centro del ojo.

El cristalino natural 16 está contenido dentro de un saco capsular 20, que es una membrana delgada que encierra completamente el cristalino natural 16 y está unida a un músculo ciliar 22 a través de zónulas 24. El iris 26, situado entre la córnea 14 y el cristalino natural 16, proporciona una pupila variable que se dilata en condiciones de poca luz (visión mesópica o escotópica) y se contrae en condiciones de iluminación más brillante (visión fotópica). El músculo ciliar 22, a través de las zónulas 24, controla la forma y la posición del cristalino natural 16, lo que permite al ojo 10 enfocar objetos tanto lejanos como cercanos. La visión de lejos se proporciona cuando se relaja el músculo ciliar 22, en donde las zónulas 24 tiran del cristalino natural 16 de tal manera que el saco capsular 20 sea generalmente más plano y tenga una mayor distancia focal (menor potencia óptica). La visión de cerca se proporciona cuando el músculo ciliar se contrae, relajando de este modo las zónulas 24 y permitiendo que el cristalino natural 16 vuelva a un estado más redondeado y sin tensión que produce una distancia focal más corta (mayor potencia óptica).

El rendimiento óptico del ojo 10 también depende de la localización del cristalino natural 16. Esto puede medirse como el espacio entre la córnea 14 y el cristalino natural, que a veces se denomina profundidad de la cámara anterior antes de un procedimiento quirúrgico ocular, ACDpre.

Refiriéndose adicionalmente a la FIG. 2, que es una vista en sección transversal de un ojo pseudofáquico 10, el cristalino natural 16 ha sido reemplazado por una lente intraocular 100. La lente intraocular 100 comprende una óptica 102 y unos hápticos 104, los hápticos 104 estando configurados generalmente para colocar la óptica 102 dentro del saco capsular 20, donde ALP se refiere a la posición real de la lente. En la técnica se conocen numerosas configuraciones de los hápticos 104 con respecto a la óptica 102 y las realizaciones divulgadas en la presente pueden aplicarse a cualquiera de ellas. A efectos de las realizaciones divulgadas en la presente, la localización de la lente intraocular se mide como el espacio entre el iris y la superficie anterior de la lente. Por ejemplo, una lente puede tener un plano principal que es posterior a la superficie anterior de la lente, por ejemplo, una distanciaP.Para tal lente de ejemplo, donde la divulgación se refiere a una distancia de la lente de detrás del iris, por ejemplo, una distancia L, el plano principal de la lente es una distanciaP+Ldetrás del iris. Para proporcionar valores de ejemplo, donde el plano principal está aproximadamente 0,4 mm por detrás de la superficie anterior de la lente y la lente está aproximadamente 1,5 mm por detrás del iris, el plano principal de la lente estaría entonces aproximadamente 1,9 mm por detrás del iris. Como se ha analizado anteriormente, la localización del plano principal de la lente puede variar dependiendo del factor de forma de la LIO. Por consiguiente, para las realizaciones de lentes con diferentes factores de forma, el plano principal puede estar situado a una distancia diferente de 0,4 mm de la superficie anterior de la lente.

Colocación del plano principal de una LIO

En una realización, el plano principal de la lente se desplaza posteriormente o más cerca del punto nodal del ojo en comparación con las LIO estándar. Como se ve en las FIG<s>.3-5, la colocación de la LIO posteriormente mejora la visión periférica. A efectos de los cálculos detallados en las FIGS. 3-5, se usó un modelo de ojo descrito en la literatura no de patentes " Aberraciones fuera de eje de un modelo de ojo esquemático de gran angular" de Escudero-Sanz, I., & Navarro, R. "Off axis aberrations of a wide-angle schematic eye model, J. Opt. Soc. Am. A. Opt. Image Sci. Vis., vol. 16 (8), pp. 1881-1891, 1999.

Las aberraciones periféricas del ojo natural se calcularon de acuerdo con esta referencia y se divulgan en las FIGS. 3-5 como el "cristalino natural". El cristalino natural se sustituyó por una LIO monofocal estándar. Para un ojo medio, la posición axial del plano principal de la lente está típicamente aproximadamente 0,9 mm por detrás del iris. A continuación se calculó la refracción periférica (esfera y cilindro) para diferentes posiciones axiales de la LIO (medidas desde el iris). Como se usa en la presente, el término refracción periférica incluye aberraciones o errores esféricos y cilíndricos.

Los gráficos muestran que el astigmatismo periférico se reduce considerablemente cuando la lente se coloca más posteriormente en el ojo (FIG. 3), mientras que tiene un impacto limitado sobre la esfera periférica (FIG. 4), y las aberraciones de orden superior (FIG. 5). Como se usa en la presente, el término aberraciones de orden superior es un valor RMS de aberraciones de orden superior como, por ejemplo, coma y trébol. Los gráficos también muestran que cuando la lente se coloca aproximadamente 2,9 mm por detrás del iris (que es aproximadamente 2,0 mm posterior a la posición normal actual de una LIO), la refracción periférica (esfera y astigmatismo) es aproximadamente la misma que la del ojo natural. Como las LIO actuales se sitúan más o menos en el ecuador del saco capsular, una posición de 2,0 mm más posterior significa que la lente se sitúa más o menos contra el vítreo. Como el cristalino natural tiene un grosor de aproximadamente 4,5 mm, hay espacio para colocar la LIO más posteriormente.

Pueden implementarse varias configuraciones hápticas/ópticas de la lente para colocar la óptica más posteriormente. Por ejemplo, los hápticos pueden tener un ángulo anterior de tal manera que, cuando se coloca la LIO en el ojo, la parte óptica se abovede posteriormente. La colocación posterior "virtual" de la LIO puede lograrse cambiando el factor de forma de la LIO de tal manera que la potencia de distribución de la lente sea tal que haya más potencia en el lado posterior. Para una óptica simple, por ejemplo, esto puede hacerse usando una lente de menisco, que tiene potencia negativa en la superficie anterior y potencia positiva en la superficie posterior. Para un diseño óptico dual, por ejemplo, esto puede lograrse teniendo una lente anterior con una potencia negativa y una lente posterior con una potencia positiva. El aumento del grosor de la lente es otra opción divulgada en la presente. Como se describirá con más detalle en la presente, el desplazamiento del plano principal con respecto a la pupila, que actúa como un tope en el sistema óptico del ojo, afecta a las aberraciones periféricas basándose en un marco que puede usarse para adaptar los parámetros de la óptica de la LIO para reducir las aberraciones periféricas a la vez que mantiene una buena calidad óptica en el eje.

Otra opción más es proporcionar un sistema óptico que utilice 3 lentes. Tales sistemas de lentes son capaces de optimizar la curvatura del campo, así como el astigmatismo.

En otra realización, puede implantarse una pupila artificial entre las lentes de un sistema de lentes dual, o posterior a una LIO o combinación de lentes. Dicha pupila artificial puede ventajosamente reducir las aberraciones periféricas que surgen de la córnea.

En algunas realizaciones, la visión periférica se mejora empleando la suma binocular. Para optimizar la visión periférica usando la suma binocular, un ojo se implanta con una LIO que mejora u optimiza la calidad de imagen sagital en la periferia, y el otro se implanta con una LIO que mejora u optimiza la calidad de imagen tangencial. A continuación se describen varios enfoques de la mejora u optimización de la calidad de imagen sagital/tangencial. Un enfoque para mejorar la calidad de imagen sagital/tangencial incluye configurar la LIO de tal manera que el módulo de la función de transferencia óptica (MTF) para los rayos sagitales y los rayos tangenciales esté por encima de un umbral.

En algunas realizaciones, la visión periférica se mejora implantando una LIO con un componente tórico. En varias realizaciones, el componente tórico puede incluirse incluso cuando el paciente tiene una buena visión central y no necesita una corrección astigmática o tórica y la LIO con el componente tórico tiene una mayor potencia óptica a lo largo del eje vertical correspondiente a un eje de 90 grados usando la convención común de signo negativo de cilindro que el eje horizontal correspondiente a un eje de 180 grados usando la convención común de signo negativo de cilindro. Dicha lente puede mejorar la calidad de la imagen en el campo de visión horizontal. Esto puede ser beneficioso para los pacientes, ya que las tareas visuales más importantes se realizan en el campo de visión horizontal.

Además, la LIO puede configurarse para proporcionar una corrección astigmática a lo largo del eje vertical y/u horizontal. Una corrección astigmática cuando se combina con las aberraciones de orden superior correctas puede proporcionar una buena profundidad de enfoque en el eje, lo que puede reducir ventajosamente la necesidad de gafas para mejorar la visión de cerca.

Profundidad de enfoque ampliada

En otra realización, la visión periférica se mejora mediante un diseño de LIO que tiene una profundidad de enfoque ampliada en la periferia. Hay varios métodos que pueden aplicarse para ampliar la profundidad de enfoque. A continuación se muestra un ejemplo específico, basado en la ampliación de la profundidad de enfoque con una microestructura de anillo único.

La FIG. 6 divulga una microestructura de anillo único para ampliar la profundidad de enfoque, como se detalla en la solicitud de patente de Estados Unidos N° de Serie 12/971,506 (ahora Patente de Estados Unidos N° 8,430, 508). En la FIG. 6 sólo se muestra la mitad de un perfil de superficie óptica 200 de la lente, aunque como la microestructura de anillo único es rotacionalmente simétrica, la otra mitad es una imagen especular que complementa la lente en el lado izquierdo de la FIG. 6. El perfil 200 de la superficie de anillo único incluye una parte interior o anillo único 210, un escalón o transición 220, y una parte exterior 230. La parte interna 210 se extiende entre una localización central 270 del perfil 200 y la transición 220, y la parte exterior 230 se extiende entre la transición 220 y una localización periférica 280 del perfil 200. La posición central 270 está situada típicamente en el eje óptico. La transición 220 está dispuesta a una distancia de aproximadamente 1,5 mm del eje óptico, y la localización periférica 280 está dispuesta en el diámetro de la abertura transparente de la lente, aquí a una distancia de aproximadamente 3,0 mm del eje óptico. En algunos casos, la transición 220 puede disponerse a una distancia del eje óptico comprendida en el intervalo de aproximadamente 0,5 mm a aproximadamente 2,0 mm, y la posición periférica 280 puede disponerse a una distancia del eje óptico en el intervalo de aproximadamente 2,0 mm a aproximadamente 3,5 mm, o más (por ejemplo, en el caso de las lentes de contacto, los intervalos se ampliarían a escala debido al mayor tamaño de las lentes de contacto en comparación con las LIO).

Como se muestra en la FIG. 6, la altura de la superficie o sagita (d) desde un plano de referencia perpendicular al eje óptico, de cada punto en el perfil de la lente se traza contra la distancia radial (r) desde el eje óptico de la lente. Como se muestra aquí, el valor del desplazamiento o sagita total (d) puede tener un valor dentro de un intervalo de aproximadamente 0 mm a aproximadamente 0,07 mm. La sagita total puede depender de la forma refractiva de la superficie y puede tener un valor, para una LIO, de típicamente entre 0 mm y aproximadamente 2 mm, o hasta aproximadamente menos 2 mm, en los casos en que la superficie sea cóncava.

Profundidad de enfoque ampliada - Parte interior

La parte interior o escalonamiento 210 incluye un centro 210a y un borde periférico 210b. En el centro o sección central 210a de la parte interior 210, la sagita (d) de la parte interior 210 es sustancialmente equivalente al desplazamiento o sagita (d) de la curva periférica 260. En el borde periférico 210b, la sagita (d) de la parte interior 210 es sustancialmente equivalente a la sagita (d) de la curva base difractiva 240. Cuando la distancia radial (r) es cero, la sagita (d) de la parte interior 210 es equivalente al valor de la curva periférica 260. El valor de la sagita (d) entre la distancia radial cero y la distancia radial en el borde periférico 210b, por ejemplo a 1,5 mm, cambia gradual y suavemente desde el valor de la curva periférica 260 (a r=0) a la curva de base difractiva 240 (a 1-1,5 mm) de manera parabólica. Como se muestra aquí, la parte interior 210 puede presentar una forma parabólica, por ejemplo como se describe en la Ecuación 4a de Cohen, Applied Optics, 31:19, pp. 3750-3754 (1992).

Profundidad de enfoque ampliada - Transición

En el borde periférico 210b, donde la distancia radial (r) es de 1,5 mm, el valor de la sagita (d) pasa o cambia del valor de la curva base difractiva 240 al valor de la curva periférica 260. Cuando la distancia radial (r) corresponde a la transición 220, la sagita (d) de la parte interior 210 es equivalente al valor de la curva base difractiva 240. En relación con esto, el desplazamiento del perfil 200 se aproxima al de la curva periférica 260 a medida que aumenta la distancia radial desde un valor de cero hasta un valor de aproximadamente 1,5 mm. El valor del desplazamiento puede determinarse a lo largo del eje vertical. El valor del desplazamiento puede seleccionarse dependiendo de la cantidad de retardo de fase. De acuerdo con una realización, la parte interior 210 y la parte exterior 230 pueden no terminar a la misma altura vertical en la posición 210b/230a. Una manera de conectar estos dos puntos finales es mediante el uso de una línea vertical recta. Como se muestra aquí, el paso de transición difractiva proporciona un paso agudo en el perfil. En algunos casos, la transición se caracteriza por una altura de paso que tiene un valor dentro de un intervalo de aproximadamente 0,5 micras y aproximadamente 4 micras.

Profundidad de enfoque ampliada - Parte exterior

La parte exterior 230 incluye un borde interior o central 230a y un borde periférico 230b. En el borde interior 230a, la sagita (d) de la parte exterior 230 es sustancialmente equivalente a la sagita (d) de la curva periférica 260. En el borde periférico 230b, la sagita (d) de la parte exterior 230 sigue siendo sustancialmente equivalente a la sagita (d) de la curva periférica 260. El valor de la sagita (d) de la parte exterior 230 del perfil 100 entre la distancia radial 1,5 mm y la distancia radial 3,0 mm es equivalente al valor de la curva periférica 260. La sagita del perfil 200 y la curva periférica 260 son aproximadamente equivalentes entre los valores de distancia radial de 1,5 mm y 3,0 mm.

Profundidad de enfoque ampliada - Realizaciones de ejemplo

Además de un anillo único, las realizaciones de profundidad de enfoque anular ampliada limitada, tal como se divulgan en la solicitud con N° de Serie 12/971,607, pueden conseguirse añadiendo un número limitado de escalonamientos a la microestructura de anillo único detallada anteriormente. En general, tales realizaciones de anillo limitado comprenden un número limitado de escalonamientos que son adyacentes o no adyacentes al escalonamiento central interior y pueden estar separados o no por una región refractiva. Debe apreciarse que cualquier variación de las realizaciones de anillo único y limitado entra dentro del alcance de las realizaciones divulgadas en al presente.

La FIG. 7 proporciona una representación gráfica de una parte del perfil difractivo de una lente con un escalonamiento central y un escalonamiento periférico adyacente de acuerdo con algunas realizaciones. En la FIG. 7, la altura del perfil de relieve superficial (desde un plano perpendicular a los rayos de luz) de cada punto en la superficie de los escalonamientos se traza contra la distancia desde el eje óptico de la lente. Los escalonamientos pueden tener una zona óptica característica 930 y una zona de transición 931. La zona óptica 930 puede tener una forma o pendiente descendente que puede ser lineal cuando se representa gráficamente contra p, como se muestra en la FIG. 7. Cuando se representa gráficamente contra el radio r, la zona óptica 930 puede tener una forma o pendiente descendente que es parabólica. Los escalonamientos centrales y periféricos pueden tener un área superficial de entre 0,7 y 7 mm2. Por ejemplo, los escalonamientos pueden tener una superficie de 0,85 mm2. Una zona exterior (refractiva) puede seguir el radio de la base con un desplazamiento fijo. Las realizaciones de ejemplo incluyen escalonamiento o escalonamientos periféricos que son similares en forma (por ejemplo, elíptica) y altura de paso variable como el escalonamiento central. Por supuesto, esta divulgación incluye aquellas realizaciones en las que el escalonamiento o escalonamientos periféricos difieren en forma y/o altura de paso variable en comparación con el escalonamiento central.

Profundidad de enfoque ampliada - Aberraciones periféricas

Las estructuras mencionadas anteriormente pueden ampliar la profundidad del foco y reducir las aberraciones en el campo periférico. Como se observa en las FIGS. 8 y 9, la LIO de profundidad de foco ampliada no tiene astigmatismo periférico significativo en comparación con una LIO monofocal estándar. A efectos de análisis, se usó una LIO cromática monofocal estándar en un modelo de ojo esquemático, basado en la siguiente publicación de Liou & Brennan: Liou, H. L., & Brennan, N. A., "Anatomically accurate, finite model eye for optical modeling," J. Opt. Soc. Am. A, 14 (8), 1684-16951997, con un radio retiniano de curvatura de 12 mm, un diámetro pupilar de 3 mm. Se calculó la MTF de luz blanca a través de foco a 50 c/mm en la periferia y a 15 grados de excentricidad en 2 orientaciones perpendiculares (tangencial y sagital). Como se observa en la FIG. 8, el valor de MTF máximo para los rayos tangenciales y el valor de MTF máximo para los rayos sagitales no se producen en la misma posición axial. De hecho, como se observa en la FIG. 8, la LIO monofocal tiene una MTF sagital reducida en el pico tangencial, y viceversa. Esto puede atribuirse al astigmatismo periférico. Como se observa en la FIG. 9, la LIO de profundidad de foco extendida de único anillo, a desenfoque cero, tenía una MTF aproximadamente igual en ambas orientaciones, lo que indica una reducción del astigmatismo. Por tanto, la LIO monofocal tiene un mayor astigmatismo en la periferia en comparación con la LIO de profundidad de foco extendida.

Mientras que otras soluciones pueden tener una influencia muy específica sobre una aberración de frente de onda periférica particular, una profundidad de enfoque ampliada en la periferia es relativamente insensible a las aberraciones y dimensiones específicas del ojo de un paciente particular. Además, dicha solución de profundidad de foco ampliada también tiene una mayor tolerancia a posibles problemas relacionados con cambios de aberraciones inducidos quirúrgicamente, así como a problemas de colocación de la LIO. Por lo tanto, puede usarse como solución de talla única.

Análogamente, el movimiento de la LIO posteriormente o más cerca del punto nodal también proporciona una solución más general en contraposición a una LIO que tiene un diseño particular para tratar aberraciones particulares.

LIO multifocales

En otra realización, se usa una LIO multifocal para inducir múltiples focos de la misma potencia óptica. En otras palabras, a diferencia de las LIO multifocales tradicionales, la potencia añadida para la realización particular descrita en la presente es aproximadamente cero. En su lugar, los múltiples focos enfocan las imágenes en diferentes partes de la retina, produciendo por tanto una calidad óptica óptima en aquellas regiones de la retina que están sanas, o alternativamente en una proporción que optimiza la visión.

En algunas realizaciones, una LIO multifocal tiene por lo menos 2 zonas, en donde las por lo menos 2 zonas tienen aproximadamente la misma potencia óptica. La zona interior puede ser una lente esférica que produce un buen enfoque central en la fóvea central. La zona o zonas exteriores consisten en una lente esférica combinada con un prisma, que producen un buen enfoque en un punto predeterminado de la periferia, como se ve en la FIG. 10. Un experto en la técnica apreciará que son posibles muchas variaciones de zona, incluyendo, pero no limitadas a, variaciones concéntricas o no concéntricas. Además, pueden formarse más de dos imágenes y puede variarse la distribución de la luz para optimizar la agudeza visual. La lente multifocal tiene una potencia de adición pequeña, típicamente más pequeña de aproximadamente 6 dioptrías. Preferiblemente, la lente multifocal tiene una potencia añadida de menos de aproximadamente 4 dioptrías. En otra realización preferida, la lente multifocal tiene una potencia añadida de menos de aproximadamente 2 dioptrías. Preferiblemente, la potencia añadida es aproximadamente igual a cero.

Pueden lograrse efectos similares mediante el uso de zona o zonas exteriores que sean asféricas. Alternativamente, puede usarse óptica difractiva para inducir múltiples focos en diferentes partes de la retina con la misma potencia óptica. Esta divulgación también contempla implementaciones de LIO que incluyen una lente de relleno de saco con un índice de refracción gradiente para lograr resultados similares a los resultados analizados anteriormente.

Consideración de las características de la retina

En otra realización, para el diseño de la LIO se tienen en cuenta las características de la retina. En particular, se combinan un mapa geográfico de la funcionalidad de la retina y/o la forma de la retina con otra geometría ocular, como el tamaño y la localización de la pupila, las posiciones axiales de la pupila, el cristalino y la retina, las aberraciones corneales anteriores y/o posteriores, las inclinaciones y descentraciones dentro del ojo y el ángulo kappa. La forma de la retina puede medirse usando MRI, tomografía u otras técnicas evidentes para los expertos en la técnica. Puede usarse una función métrica para mejorar u optimizar el diseño de la LIO, donde la función métrica incluye la calidad óptica tanto central como la periférica. La calidad óptica se mide teniendo en cuenta cualquier daño particular en la fóvea u otra región de la retina. Por ejemplo, puede determinarse el tamaño y la localización de un posible escotoma retiniano. Si el paciente tiene un escotoma central que cubre toda la fóvea, se incluiría en el diseño óptico la maximización de la agudeza visual en la región periférica.

Dicha maximización de la visión periférica dependería de la MTF umbral periférica, que depende del tamaño y espaciado de las células ganglionares. Por ejemplo, el gran tamaño de las células ganglionares que se observa en la periferia limita la resolución espacial. Por tanto, mejorar la calidad óptica en frecuencias espaciales más allá del punto de corte del límite de muestreo impuesto por las células ganglionares no mejoraría la agudeza de resolución. Por lo tanto, cualquier procedimiento de optimización de la resolución puede limitarse a estar por debajo de esa frecuencia de corte.

Sin embargo, si se considera la agudeza de detección, para la visión periférica es beneficiosa la optimización más allá de la frecuencia de corte retiniana.

Además, datos recientes sugieren que la óptica periférica en miopes difiere de la de los emétropes. Por ejemplo, los miopes pueden tener una hipermetropía periférica relativa, mientras que los emétropes pueden tener una emetropía periférica relativa o una miopía periférica relativa. Por tanto, la personalización de una LIO para tener en cuenta aberraciones periféricas particulares a la vez que se equilibra la MTF periférica puede mejorar la visión global.

Mejora de la visión periférica proporcionada por las LIO

Como se ha analizado anteriormente, un ojo humano puede sufrir muchas deficiencias como, por ejemplo, presbicia, miopía, hipermetropía, visión periférica degradada, etc. Un paciente que padece presbicia tiene una capacidad reducida para enfocar objetos a corta distancia. Los pacientes a los que se les han implantado LIO para corregir varias deficiencias pueden tener una visión periférica degradada (con respecto a un ojo natural) provocada por la LIO debido al astigmatismo fuera del eje, el desenfoque periférico y las aberraciones de orden superior, como el coma. Como se usa en la presente, dentro y fuera del eje se refieren respectivamente a estar en (por ejemplo, a lo largo o cerca) o fuera (por ejemplo, lejos de) el eje óptico del ojo o el centro de visión (por ejemplo, la fóvea). La FIG.

11 representa el astigmatismo en el cristalino natural y una implementación de una LIO típica en función de la excentricidad en grados. Como se usa en la presente, la excentricidad se refiere a la distancia angular desde el centro del campo visual, como por ejemplo, la fóvea central. La curva representada por el número de referencia 1105 representa el astigmatismo en el cristalino natural en función de la excentricidad y la curva representada por el número de referencia 1110 representa el astigmatismo en una implementación de una LIO típica en función de la excentricidad. Como se observa en la FIG. 11, la curva 1110 tiene menor potencia óptica a valores más altos de excentricidad en comparación con la curva 1105, lo que indica que la implementación de una LIO típica degrada la visión periférica del receptor en comparación con el cristalino natural. La visión periférica degradada puede dar como resultado errores ópticos en la agudeza de detección, la agudeza de resolución de bajo contraste y la función de sensibilidad al contraste en la periferia. Una visión periférica degradada puede afectar negativamente a las tareas cotidianas en las que se necesita una buena visión periférica, como el reconocimiento de lo esencial en las escenas, la conducción de automóviles y la locomoción. Por consiguiente, hay una necesidad de mejorar la visión periférica proporcionada por las LIO típicas.

En la presente se analizan varios métodos para mejorar la visión periférica proporcionada por las LIO. Por ejemplo, la visión periférica puede mejorarse mediante un diseño de LIO que tenga una profundidad de enfoque ampliada en la periferia, como se ha analizado anteriormente. Como otro ejemplo, la visión periférica puede mejorarse adaptando los parámetros de la LIO basándose en cálculos de aberraciones periféricas usando ecuaciones de desplazamiento de parada (analizadas más adelante) que pueden usarse para calcular aberraciones resultantes de modificaciones de la lente que alteran el desplazamiento relativo de una apertura (por ejemplo, la pupila) y el plano principal de la lente. Como otro ejemplo, la visión periférica puede mejorarse modificando un factor de forma y/o asfericidad de una LIO de lente de óptica dual para reducir las aberraciones periféricas a la vez que se mantiene sustancialmente constante la potencia óptica total de la LIO. Como otro ejemplo, la visión periférica puede mejorarse mediante el uso de la suma binocular implantando una LIO que optimice la calidad de imagen sagital en la periferia en un ojo e implantando otra LIO que optimice la calidad de imagen tangencial en el otro ojo. La visión periférica también puede mejorarse configurando la LIO implantada para que sea por lo menos parcialmente tórica, de modo que proporcione una corrección astigmática en el campo visual horizontal. Estos enfoques se analizan con mayor detalle a continuación.

Uso de ecuaciones de desplazamiento de parada para adaptar las LIO

La calidad de imagen producida por las LIO artificiales, y en particular la calidad de imagen fuera del eje, puede mejorarse u optimizarse variando diferentes parámetros de la LIO. La variación de tales parámetros puede mejorar la calidad de imagen fuera del eje reduciendo las aberraciones periféricas a la vez que se mantiene una buena calidad de imagen en el eje. Entre los ejemplos de parámetros que pueden adaptarse para mejorar la visión periférica después de la implantación de una LIO se incluyen, por ejemplo, un factor de forma de la lente, mediante el radio geométrico y el índice o índices de refracción del material, el desplazamiento axial de la lente o del plano principal de la lente, aperturas adicionales, o cualquier combinación de los mismos. La modificación de uno o más de estos parámetros puede modificar en consecuencia una posición del plano principal de la lente con respecto a la abertura. El desplazamiento del plano principal de la lente con respecto a una abertura afecta a las aberraciones del sistema óptico. Estos efectos sobre las aberraciones pueden modelarse y predecirse usando un conjunto de ecuaciones denominadas ecuaciones de desplazamiento de parada que proporcionan un marco teórico para predecir los cambios en las aberraciones cuando cambian las distancias entre las aberturas (por ejemplo, la pupila) y las superficies refractivas (por ejemplo, los elementos de la lente de la LIO, la córnea, etc.). Por consiguiente, las modificaciones pueden adaptarse para mejorar u optimizar una o más aberraciones periféricas para mejorar la visión periférica con respecto a una LIO típica, teniendo en cuenta al mismo tiempo otras compensaciones visuales como la calidad de imagen en el eje.

Las ecuaciones de desplazamiento de parada proporcionan un marco para calcular las aberraciones provocadas por los movimientos relativos de las aberturas y las superficies refractivas (lo que incluye el movimiento de un plano principal de una lente). Sin suscribir ninguna teoría en particular, las aberraciones de Seidel proporcionadas en la Tabla 1 describen las aberraciones para una lente delgada simple colocada en el aire.

Tabla 1

La tabla 2 expresa las aberraciones de Seidel en función de los coeficientes estructurales de una lente (o¡'). Los coeficientes estructurales cambian cuando se desplaza una lente con respecto a una apertura. Este cambio se describe mediante las ecuaciones de desplazamiento de parada, enumeradas en la Tabla 3.

Tabla 2

Tabla 3

La Tabla 4 incluye coeficientes estructurales para una lente delgada en aire cuando la parada está en la lente. En la Tabla 4, X es el factor de forma de la lente (generalmente calculado como (Rp+Ra)/(Rp-Ra) donde Ra es el radio de curvatura de la superficie anterior de la lente y Rp es el radio de curvatura de la superficie posterior de la lente), Y es el factor conjugado (generalmente calculado como (1/L1 -1/L2)/(1/L1 1/L2), donde L1 es la distancia al objeto y L2 es la distancia a la imagen. En la mayoría de los casos considerados, se supone que el objeto está en el infinito, lo que simplifica la ecuación de modo que Y=-1, n es el índice de refracción de la lente. La Tabla 5 expresa determinados coeficientes de material en términos del índice de refracción de la lente.

Tabla 4

Tabla 5

El factor de desplazamiento de parada, x, viene dado por las ecuaciones siguientes, donde s es la distancia entre la superficie y la parada apertura, que puede desplazarse. Ks es la potencia de la superficie, córnea o LIO en consideración. Cabe señalar que s>0 se refiere al caso de que la apertura esté situada detrás de la superficie refractiva o lente.

X = -K<s>/[(1 Y)K<s>+2] para s<0

X=K<s>/[(1-Y)K<s>-2 ] para s>0

Estas ecuaciones pueden adaptarse para su uso en medios distintos del aire. Por ejemplo, las propiedades ópticas de un sistema con múltiples superficies refractivas pueden adaptarse u optimizarse cuando se sumerge en otro medio distinto del aire. Para el cambio de medio, puede realizarse la siguiente sustitución: n = nlente - nacuoso 1. En el caso de las superficies múltiples, también puede tenerse en cuenta la córnea.

Como se muestra en las Tablas 1-3, la aberración esférica no se ve afectada por los cambios en la posición de parada. Como se muestra en las Tablas 4 y 5, la aberración esférica depende de los parámetros estructurales relevantes. El coma se ve afectado por el movimiento cuando la lente tiene aberración esférica en el estado no desplazado. El astigmatismo se ve afectado siempre que haya coma o aberración esférica en el estado no desplazado. Por consiguiente, puede haber coma presente que se elimina mediante un cambio en la posición relativa de parada, que todavía soporta una reducción en el astigmatismo periférico. Como tal, tanto el coma como el astigmatismo pueden eliminarse potencialmente adaptando los parámetros estructurales y/o la posición de parada relativa de una LIO.

Como puede verse en las tablas y en las ecuaciones de desplazamiento de parada, el factor de forma, X, es un parámetro que afecta a muchas aberraciones. Como referencia, el factor de forma para una lente simétrica es 0, una lente plano-convexa tiene un factor de forma de -1 o 1 (dependiendo de su orientación), y una lente de menisco tiene un factor de forma que es menor que -1 o mayor que 1. Por consiguiente, puede ser ventajoso determinar qué factores de forma proporcionan mayores reducciones en las aberraciones periféricas.

En referencia ahora a las FIGS. 12 y 13, se ilustran los efectos del desplazamiento de las LIO con diferentes factores de forma. Los gráficos se produjeron usando simulaciones por ordenador basadas en los conceptos de desplazamiento de parada descritos en la presente. Los gráficos 1200 y 1300 muestran el astigmatismo y el coma como una función del desplazamiento de una LIO para una LIO que tiene un factor de forma de 0,15 (gráfico 1200) y un factor de forma de -1,5 (gráfico 1300).

Una LIO típica tiene un factor de forma de aproximadamente 0,15, por lo que la FIG. 12 ilustra el comportamiento de una LIO típica cuando se desplaza desde una apertura. El astigmatismo, línea 1205, se representa contra el eje izquierdo 1210, y el coma, línea 1215, se representa contra el eje derecho 1220. A medida que aumenta el desplazamiento, tanto el astigmatismo como el coma se aproximan a cero. Como se indica en la presente, la lente no puede desplazarse mucho más de 5 mm con respecto al iris en un paciente típico.

Una LIO con forma de menisco (por ejemplo, factor de forma de -1,5) mejora el rendimiento con respecto al astigmatismo y al coma con respecto a la LIO típica, como se muestra en la FIG. 13, cuando se requiere un desplazamiento menor para reducir el astigmatismo y el coma. El astigmatismo, línea 1305, y el coma, línea 1315, pasan ambos por cero en valores de desplazamiento particulares. Al alcanzar el astigmatismo negativo, la LIO puede configurarse para reducir o eliminar el astigmatismo provocado por la córnea.

Un desplazamiento mejorado u óptimo sería aquel en el que se redujeran al máximo o se eliminaran las aberraciones periféricas, como el astigmatismo y el coma, o en el que se redujera o minimizara un factor de aberración combinado. El factor de aberración combinado puede ser una suma ponderada o madia de las varias aberraciones que se analizan en la presente. En algunas realizaciones, encontrar un desplazamiento mejorado u optimizado incluye tener en cuenta la calidad de la imagen tanto fuera como dentro del eje. Las consideraciones para encontrar o calcular un desplazamiento mejorado u óptimo presentadas en este párrafo se aplican para encontrar factores de forma mejorados u óptimos o cualquier otro parámetro de la LIO analizados en la presente.

Como se evidencia en las FIGS. 12 y 13, el factor de forma afecta al desplazamiento óptimo que reduce o elimina una o más aberraciones periféricas. Para investigar el efecto que el factor de forma tiene sobre el desplazamiento óptimo, la FIG. 14 muestra un gráfico 1400 de la influencia del factor de forma sobre el astigmatismo y una posición óptima de una LIO. El desplazamiento óptimo de la LIO puede definirse, en el gráfico 1400, como el desplazamiento que maximiza la corrección del astigmatismo (o minimiza la inducción del astigmatismo) para un factor de forma dado. En algunas realizaciones, el desplazamiento óptimo puede definirse como el desplazamiento que reduce más la inducción del coma, la aberración esférica, la curvatura del campo, la distorsión, la aberración cromática o cualquier combinación de las mismas. Hay limitaciones en la cantidad de mejora u optimización basadas en las restricciones del sistema, como un desplazamiento máximo debido a la geometría del ojo. Por ejemplo, una LIO puede tener un desplazamiento máximo de aproximadamente 5 mm en un ojo típico, como se describe en la presente. Con esa restricción impuesta, hay un límite en la cantidad de corrección de astigmatismo que puede lograrse. Sin embargo, hacer el factor de forma más negativo reduce la necesidad de desplazamiento del iris para mantener la corrección del astigmatismo. Por consiguiente, la FIG. 14 ilustra que a medida que aumenta el factor de forma de -4 a cero, el desplazamiento óptimo, mostrado como la curva 1415 trazada contra el eje 1420, aumenta de 0 mm a 5 mm. Cuando el factor de forma se hace mayor que -1, el astigmatismo, mostrado como la curva 1405 trazada contra el eje 1410, comienza a aumentar. Esto indica que una lente de menisco con un factor de forma negativo (por ejemplo, un factor de forma de menos de -1) puede proporcionar corrección de astigmatismo mientras se desplace menos de 5 mm de la lflS.

Se realizaron simulaciones de trazado de rayos usando modelos de ojo implantados con lentes que representaban una LIO típica (por ejemplo, un factor de forma de aproximadamente 0,15) y con una LIO de menisco invertido (por ejemplo, un factor de forma de 1,5). La Tabla 6 muestra el equivalente esférico (SE), el cilindro (CYL), el coma y la aberración esférica (SA) calculados para el modelo de ojo completo a 20 grados de excentricidad para diferentes desplazamientos de la LIO con respecto a la pupila. La primera distancia se fijó para que representase una posición típica de la LIO con respecto a la pupila (por ejemplo, aproximadamente 0,9 mm), mientras que también se consideró un desplazamiento adicional de 2 mm con respecto a la pupila. Para ambos factores de forma, un desplazamiento de 2 mm redujo el cilindro ocular (CYL) y el coma con respecto a la posición original de la LIO.

T l

Se realizaron simulaciones sobre el impacto del desplazamiento físico de una LIO típica cuando se implanta en un ojo modelo. En las FIGS. 15A-D se muestran las aberraciones oculares para diferentes ángulos de campo y posiciones de la LIO con respecto a la pupila. Con un desplazamiento de aproximadamente 2 mm con respecto a una posición típica de la LIO (por ejemplo, aproximadamente 0,9 mm con respecto a la pupila), el diseño de la LIO con un factor de forma de 0,15 proporciona un cilindro periférico similar al del cristalino típico, pero sin inducir esfera ni coma. Esto ilustra que, incluso para una LIO no de menisco (por ejemplo, una LIO con un factor de forma cercano a 0), puede adaptarse el desplazamiento físico de la lente desde el iris o la pupila para reducir o eliminar las aberraciones periféricas con respecto a la colocación típica.

Puede variarse una serie de características de la lente para mejorar u optimizar la calidad de la imagen resultante tanto para imágenes en el eje como fuera del eje. Por ejemplo, para reducir el astigmatismo y el coma, puede configurarse el desplazamiento de la lente, el factor de forma de la lente, la aberración esférica o asfericidad de la lente, el índice de refracción de la lente, el grosor de la lente, o cualquier combinación de los mismos para mejorar u optimizar la visión periférica. Generalmente, el desplazamiento de la lente mejora el astigmatismo y el coma a medida que aumenta (por ejemplo, alejándose del iris). De manera similar, algunos factores específicos de forma de la lente mejoran el astigmatismo y el coma a medida que disminuye (por ejemplo, es mejor un factor de forma más negativo). De igual manera, es preferible tener una aberración esférica positiva elevada (por ejemplo, para proporcionar un aumento del efecto de desplazamiento de parada) o una aberración esférica negativa elevada (por ejemplo, para compensar la aberración esférica corneal). Para el índice de refracción, generalmente un valor más bajo reduce la necesidad de aumentar el desplazamiento de la lente. Además, una lente de tipo índice de gradiente con varios índices de refracción mejora las aberraciones periféricas. Por último, una lente más gruesa generalmente proporciona un mejor efecto periférico. A continuación se exponen con detalle las realizaciones de diferentes diseños de lentes que pueden reducir por lo menos una aberración óptica periférica.

En algunas realizaciones, puede implementarse un procedimiento personalizado para cada paciente que cambia una o más características de la lente (por ejemplo, potencia periférica, astigmatismo periférico), para adaptarse a la forma de la retina del paciente. Tal procedimiento se describe con mayor detalle en la presente con referencia a la FIG. 42.

En algunas realizaciones, se inserta una abertura adicional en el plano de la LIO. La introducción de la abertura adicional no reduce necesariamente el astigmatismo y el coma de la propia LIO. Sin embargo, puede disminuir el astigmatismo y el coma que surgen por la incidencia oblicua sobre la propia córnea. Este efecto aumenta con la distancia entre la córnea y la abertura adicional. En ciertas realizaciones, se logra un efecto máximo u óptimo cuando la abertura adicional se encuentra entre aproximadamente 5 mm y 6 mm de la córnea. Este valor de desplazamiento óptimo depende de la potencia óptica de la córnea. Esto se ilustra en la FIG. 16, que muestra un gráfico 1600 de astigmatismo, curva 1605 trazada contra el eje 1610, y coma, curva 1615 trazada contra el eje 1620, en función del desplazamiento de la abertura adicional cuando la LIO tiene un factor de forma de 1,3. Como se ilustra en el gráfico 1600, el astigmatismo es mínimo y el coma se aproxima a 0 a un desplazamiento de aproximadamente 5 mm a 6 mm. Esto demuestra que puede ser beneficioso introducir una abertura adicional después de la LIO, ya que la posición de la pupila que proporciona un mayor rendimiento en la reducción del astigmatismo y/o el coma es de aproximadamente 5-6 mm por detrás de la córnea, diferente de la posición de la pupila natural.

Las ecuaciones de desplazamiento de parada, la colocación de aberturas adicionales y los conceptos relacionados descritos en la presente pueden aplicarse a otros tipos de LIO, incluyendo, por ejemplo y sin limitación, las LIO bifocales o multifocales, las LIO acomodativas o las LIO con filtros.

En algunas realizaciones, puede introducirse una apertura adicional en el centro de un sistema óptico dual que comprende dos lentes con el mismo valor absoluto de factor de forma pero con signos opuestos (es decir, una positiva y otra negativa, o ambas 0). En una configuración de este tipo, el coma, la distorsión y la aberración cromática transversal son cero debido, por lo menos en parte, a la simetría del sistema óptico. Por consiguiente, en ciertas realizaciones, los elementos por detrás de una parada de apertura pueden configurarse para que sean imágenes especulares de los situados delante de apertura, donde el sistema óptico funciona en una amplificación unitaria. En algunas realizaciones, el sistema óptico de la LIO puede estar diseñado para ser simétrico cuando se coloca en el ojo de un paciente, por ejemplo, siendo simétrico con la córnea, el factor de forma (por ejemplo, aproximadamente -1,3) y la posición con respecto a la pupila.

La FIG. 17 ilustra un diagrama de flujo de un método de ejemplo 1700 para adaptar las propiedades de la LIO para reducir las aberraciones periféricas usando las ecuaciones de desplazamiento de parada. El método 1700 puede realizarse usando un ordenador configurado para ejecutar instrucciones, como se describe en la presente con referencia a la FIG. 43. La sensibilidad de contraste periférica de un paciente puede mejorarse u optimizarse cuando el paciente recibe una LIO adaptada de acuerdo con el método 1700, donde la mejora es relativa a una LIO típica (por ejemplo, un factor de forma de aproximadamente 0,15) implantada a una distancia típica del iris (por ejemplo, aproximadamente 0,9 mm).

En el bloque 1705, puede usarse un modelo informático para simular o determinar las aberraciones periféricas en la retina de un paciente con la LIO. Las aberraciones periféricas pueden considerarse para diferentes excentricidades, ángulos de campo y similares. Las aberraciones periféricas pueden ser una o más de las aberraciones elegidas del grupo que consiste en aberraciones esféricas, coma, astigmatismo, desenfoque, curvatura de campo, distorsión, aberración cromática longitudinal o aberración cromática lateral. En algunas realizaciones, puede calcularse una combinación de aberraciones periféricas que comprenda una suma ponderada o una media ponderada de aberraciones. La ponderación de las aberraciones puede realizarse basándose, por lo menos en parte, en su contribución a la pérdida de sensibilidad al contraste periférico.

Para reducir las aberraciones periféricas determinadas pueden variarse varios parámetros de la LIO, como el factor de forma y/o la colocación del plano principal,. Esto puede lograrse de varias maneras. Por ejemplo, en el método ilustrado 1700, se determinan varias restricciones sobre la colocación y el factor de forma de la LIO como se muestra en el bloque 1710 y se usan las ecuaciones de desplazamiento de parada descritas en la presente para determinar una combinación de colocación y factor de forma que reduzca las aberraciones periféricas como se muestra en el bloque 1715.

Otro ejemplo de determinación de los parámetros de la LIO que reducen las aberraciones periféricas puede incluir comenzar con un factor de forma inicial de la LIO y una posición inicial del plano principal. Manteniendo fija la posición del plano principal, el factor de forma inicial de la LIO dado por las ecuaciones de desplazamiento de parada puede cambiarse a un nuevo factor de forma que reduzca las aberraciones periféricas. Para obtener el factor de forma final de la LIO pueden modificarse varios parámetros de la lente, como el radio de curvatura de la lente, el grosor de la lente o los índices de refracción del material de la lente. El plano principal puede desplazarse a una nueva posición y el factor de forma de la LIO puede variar hasta que se obtenga una nueva combinación de la posición del plano principal y el factor de forma de la LIO que reduzca aún más las aberraciones periféricas. Este proceso puede repetirse iterativamente hasta que se obtenga una combinación de posición del plano principal y factor de forma de la LIO que reduzca las aberraciones periféricas a un umbral o valor o intervalo aceptable (por ejemplo, minimice las aberraciones periféricas).

Otro ejemplo más de determinación de los parámetros de la LIO que reducen las aberraciones periféricas puede incluir comenzar con un factor de forma inicial de la LIO dado por las ecuaciones de desplazamiento de parada y una posición inicial del plano principal. Manteniendo fijo el factor de forma inicial de la LIO, puede cambiarse la posición inicial del plano principal a una nueva posición del plano principal que reduzca las aberraciones periféricas. La posición del plano principal puede variar en un intervalo alrededor de la posición inicial del plano principal. El plano principal puede desplazarse a la nueva posición y puede variarse el factor de forma de la LIO hasta que se obtenga una nueva combinación de la posición del plano principal y el factor de forma de la LIO que reduzca aún más las aberraciones periféricas. Este proceso puede repetirse iterativamente hasta que se obtenga una combinación de posición del plano principal y factor de forma de la LIO que reduzca las aberraciones periféricas a un umbral o valor o intervalo aceptable (por ejemplo, minimice las aberraciones periféricas).

Si la calidad de la imagen mejora basándose por lo menos en parte en una reducción de las aberraciones periféricas, entonces puede usarse la LIO modificada en lugar de la LIO anterior. Este proceso puede repetirse cualquier número de veces y/o hasta que se produzca una LIO óptima o aceptable. Una LIO óptima puede ser una LIO que minimice una o más aberraciones periféricas (o una combinación ponderada de aberraciones). Una LIO aceptable puede ser una LIO que mejore la agudeza visual basándose en un umbral de rendimiento determinado, seleccionado o deseado, donde el umbral de rendimiento puede basarse por lo menos en parte en una o más aberraciones periféricas (o una combinación ponderada de aberraciones).

LIO de óptica dual y asfericidad

En algunas realizaciones, un diseño de LIO de óptica dual puede configurarse para reducir el astigmatismo y el equivalente esférico en una periferia a la vez que se mantiene una buena calidad óptica en el eje. La LIO de óptica dual comprende una lente anterior y una lente posterior, donde anterior y posterior son relativas a la posición del iris. La lente anterior incluye una superficie anterior y una superficie posterior y la lente posterior incluye una superficie anterior y una superficie posterior. En algunas realizaciones, una o más de las superficies de la lente anterior y/o posterior pueden modificarse para que sean asféricas, lo que también puede reducir la refracción periférica. A continuación se describen implementaciones acomodativas y no acomodativas de LIO de óptica dual que incluyen una o más superficies asféricas.

En el diseño de la LIO de óptica dual, el factor de forma global de la LIO puede modificarse para reducir la refracción periférica. De manera análoga a una lente única en la que el factor de forma es igual a (Rp+Ra)/(Rp-Ra) (descrito en la presente anteriormente), el factor de forma global de una LIO de óptica dual puede definirse como (Pp+Pa)/(Pp-Pa), donde Pp es la potencia de la lente posterior y Pa es la potencia de la lente anterior. El factor de forma de cada lente puede modificarse mientras se mantiene constante la potencia óptica total. El factor de forma de cada lente puede modificarse ajustando la superficie anterior y/o posterior de la lente respectiva.

Pueden usarse simulaciones por ordenador que utilizan modelos de ojo y trazado de rayos, como se describe en la presente, para determinar los efectos del factor de forma tanto en el astigmatismo como en el equivalente esférico en la periferia. Con referencia a la FIG. 18, el gráfico 1800 ilustra la refracción relativa a 30 grados de excentricidad como una función del factor de forma. La casilla 1805 etiquetada como "diseño original" incluye un diseño de lente única con un factor de forma típico. El recuadro 1810 de la izquierda corresponde a una LIO con un factor de forma modificado de -1,268 y con la misma potencia óptica que el "diseño original", lo que da como resultado una reducción del astigmatismo de 2,6D y del equivalente esférico de 0,4D. Los cálculos de astigmatismo y equivalente esférico se basan en un máximo de una función de transferencia de modulación que utiliza una frecuencia de enfoque de 50 c/mm. Cada punto del gráfico 1800 es para una LIO con la misma potencia óptica que el "diseño original". Esto ilustra que la modificación del factor de forma mientras se mantiene la misma potencia óptica proporciona una mejora en la refracción periférica.

Para un diseño de LIO de óptica dual, los resultados son similares a los del diseño de lente única del gráfico 1800. Por ejemplo, la FIG. 19 muestra los gráficos 1900a y 1900b de la refracción relativa en función de la excentricidad para un diseño de óptica dual. El gráfico 1900a ilustra el efecto sobre el astigmatismo para dos factores de forma, el primer factor de forma es -0,4342 representado por la curva 1905a, y el segundo factor de forma es -8,3487 representado por la curva 1910a. A medida que la excentricidad se aleja de 0 grados, el diseño de lente dual con el segundo factor de forma demuestra un astigmatismo mejorado porque el valor absoluto de la refracción relativa es menor que el de la LIO con el primer factor de forma. Se observa un comportamiento similar para el equivalente esférico, donde el primer factor de forma representado por la curva 1905b tiene un equivalente esférico que se aleja más de 0 en comparación con la LIO con el segundo factor de forma representado por la curva 1910b a medida que la excentricidad se aleja de 0 grados. Como se observa en los gráficos 1900a y 1900b, el factor de forma modificado para el diseño de lente dual reduce el astigmatismo en 2,2D y el equivalente esférico en 0,6D a 30 grados de excentricidad (por ejemplo, cuando se toma la diferencia de los valores absolutos de los valores de refracción relativos). Al igual que en el caso de la lente única, la potencia óptica total de los diseños de lente dual está configurada para seguir siendo la misma con la modificación del factor de forma. Mantener la potencia óptica total para que sea sustancialmente igual para una o más configuraciones del diseño de lente dual proporciona una buena calidad visual en el eje.

Además de modificar el factor de forma para reducir o minimizar las aberraciones periféricas, cualquiera de las superficies de las lentes anterior y/o posterior puede ser asférica con términos de asfericidad adaptados para mejorar el contraste fuera del eje. Las FIGS. 20A-B demuestran resultados comparativos cuando se asignan términos de asfericidad a la superficie anterior de cada lente (lentes anterior y posterior, cada una con asfericidad similar en este ejemplo). La FIG. 20A contiene un gráfico 2000a de astigmatismo y la FIG. 20B contiene un gráfico 2000b de equivalente esférico, los cuales demuestran ambos el efecto del factor de forma y la asfericidad en la refracción relativa. El astigmatismo se reduce en 2,5D y el equivalente esférico se reduce en 0,6D a 30 grados de excentricidad en comparación con el diseño original. Las líneas respectivas 2010a y 2010b representan el "diseño original", con un factor de forma de -0,4342 y sin asfericidad. Las respectivas líneas 2005a y 2005b representan un diseño modificado con un factor de forma modificado de -8,3487 y una asfericidad en la que las superficies asféricas de cada lente individual vienen dadas por la ecuación:

donde R es el radio de curvatura anterior, Z es la dirección del eje óptico, r rs perpendicular al eje Z, cc es la constante cónica, y AD y AE son coeficientes para términos de orden superior. Para el diseño modificado, cc es -1,0228, AD es -7,26e-4 y AE es -9,26e-6.

De manera similar, las FIGS. 21A-B demuestran el impacto del factor de forma y asfericidad sobre el contraste, donde el contraste es expresado como el máximo de una función de transferencia de modulación. Mientras que la función de transferencia de modulación es similar para los valores en el eje, los valores máximos fuera del eje son más altos en ambas direcciones tangencial (gráfico 2100a) y sagital (gráfico 2100b) cuando el factor de forma se adapta para mejorar el contraste y los términos de asfericidad se añaden en ambas lentes de la LIO de óptica dual, como se describe en la presente. Las líneas 2110a y 2110b respectivas representan el "diseño original", que tiene un factor de forma de -0,4342 y sin asfericidad. Las líneas 2105a y 2105b respectivas representan un diseño modificado con un factor de forma modificado de -8,3487 y asfericidad donde las superficies asféricas de cada lente individual vienen dadas por la ecuación y los coeficientes anteriores. Para los gráficos de las FIGS. 2000A-B y 2100A-B, la frecuencia de enfoque usada en los cálculos de la función de transferencia de modulación es de 10 c/mm usando una apertura de 5 mm.

La FIG. 22 ilustra un diagrama de flujo de un método 2200 de ejemplo para adaptar un factor de forma de una LIO de óptica dual para reducir las aberraciones periféricas. El método 2200 puede realizarse usando un ordenador configurado para ejecutar instrucciones, como se describe en la presente con referencia a la FIG. 43. La sensibilidad de contraste periférica de un paciente puede mejorarse u optimizarse cuando el paciente recibe una LIO de óptica dual con un factor de forma adaptado de acuerdo con el método 2200, donde la mejora es relativa a una LIO típica o una LIO de óptica dual con un factor de forma típico.

El paso 2205 incluye calcular un factor de forma de la LIO. El factor de forma de la LIO depende de la potencia óptica de las lentes anterior y posterior en la LIO de óptica dual, como se describe en la presente.

En el paso 2210, puede usarse un modelo informático para simular o determinar las aberraciones periféricas en la retina de un paciente con la LIO de óptica dual del paso 2205. Las aberraciones periféricas pueden considerarse para diferentes excentricidades, ángulos de campo y similares. Las aberraciones periféricas pueden ser una o más de las aberraciones elegidas del grupo que consiste en aberraciones esféricas, coma, astigmatismo, curvatura de campo, distorsión, aberración cromática longitudinal o aberración cromática lateral. En algunas realizaciones, puede calcularse una combinación de aberraciones periféricas que comprenda una suma ponderada o una media ponderada de aberraciones. La ponderación de las aberraciones puede realizarse basándose, por lo menos en parte, en su contribución a la pérdida de agudeza visual.

En el paso 2215, el factor de forma de la LIO de óptica dual se modifica para cambiar las aberraciones periféricas. Como se prueba en el paso 2225, la potencia óptica total de la LIO de óptica dual puede configurarse para que permanezca constante cuando se realizan cambios en el factor de forma.

En el paso 2220, el rendimiento de la LIO de óptica dual modificada (modificada en el paso 2215) se compara con la LIO de óptica dual de la iteración anterior. Si la calidad de la imagen mejora basándose por lo menos en parte en una reducción de las aberraciones periféricas, entonces puede usarse la LIO modificada en lugar de la LIO anterior. Este proceso puede repetirse tantas veces como se desee y/o hasta que se obtenga una LIO óptima o aceptable. Una LIO óptima puede ser una LIO que minimice una o más aberraciones periféricas (o una combinación ponderada de aberraciones). Una LIO aceptable puede ser una LIO que mejore la sensibilidad al contraste periférico basándose en un umbral de rendimiento determinado, seleccionado o deseado, donde el umbral de rendimiento puede basarse por lo menos en parte en una o más aberraciones periféricas (o una combinación ponderada de aberraciones).

En el paso 2225, se calcula la potencia óptica total de la LIO de óptica dual. Si la potencia óptica total cambia, el método 2200 vuelve al paso 2215 para modificar el factor de forma para mantener una potencia óptica total constante.

En el paso 2230, cuando se ha determinado una LIO de óptica dual aceptable u optimizada, puede implantarse la LIO de óptica dual en el ojo de un paciente para mejorar la visión del paciente reduciendo las aberraciones periféricas con respecto a una LIO típica.

En algunas realizaciones, el método 2200 puede implementarse para una LIO con más de dos lentes. En algunas realizaciones, el método 2200 puede incluir un paso adicional de modificar la asfericidad de una o más superficies de las lentes anterior y/o posterior. Con tales modificaciones, se sigue un procedimiento similar en el que se verifican los efectos sobre las aberraciones periféricas para mejorar los efectos de refracción periférica y se verifica que la potencia óptica total permanece constante.

Suma binocular para mejorar la visión periférica

La calidad de imagen producida por las LIO artificiales puede optimizarse variando diferentes parámetros de diseño, como el índice de refracción del material de la LIO, los radios de curvatura, la asfericidad, etc. En varias implementaciones de LIO artificiales puede no ser práctico optimizar simultáneamente la agudeza para la visión central así como la sensibilidad al contraste para la visión periférica debido a los limitados grados de libertad disponibles. Por consiguiente, en tales implementaciones, la optimización de la agudeza para la visión central podría degradar la agudeza para la visión periférica. Además, debido a los limitados grados de libertad disponibles, puede no ser práctico eliminar todo el astigmatismo periférico, coma y desenfoque periférico incluso cuando se realizan procedimientos de optimización únicamente para la visión periférica. Los métodos y sistemas aquí descritos pueden usar la suma binocular para superar las pérdidas visuales provocadas por las aberraciones periféricas.

Sin suscribir ninguna teoría en particular, los humanos tienen un campo de visión horizontal orientado hacia delante de aproximadamente 190 grados con dos ojos, de los cuales aproximadamente 120 grados constituyen el campo de visión binocular (es decir, visto por ambos ojos). La FIG. 23 representa el campo de visión horizontal orientado hacia delante. El campo de visión horizontal orientado hacia adelante incluye una región central 2305 que representa el campo de visión binocular y regiones de borde 2310 que representan el campo de visión monocular (es decir, visto por un ojo). En general, el campo de visión binocular incluye el campo de visión periférico usado para la mayoría de las tareas diarias. Por tanto, la optimización de la agudeza visual en el campo de visión binocular también puede aumentar la sensibilidad de contraste para la visión periférica.

Un enfoque para aumentar la sensibilidad al contraste en el campo visual binocular es implantar una primera LIO en un ojo que esté adaptada para ver objetivos tangenciales (objetivos en el plano tangencial) mejor que los objetivos sagitales y una segunda LIO en otro ojo que esté adaptada para ver objetivos sagitales (objetivos en el plano sagital) mejor que los objetivos tangenciales. Por ejemplo, en el campo visual horizontal, podría implantarse en el ojo izquierdo una LIO que viera mejor las líneas verticales, mientras que en el ojo derecho podría implantarse una LIO que viera mejor las líneas horizontales. El cerebro combina la información recibida del primer y del segundo ojo mediante la suma binocular, de tal manera que la visión combinada tiene más sensibilidad al contraste que la visión proporcionada por un solo ojo.

En varias realizaciones, la agudeza visual en el campo de visión binocular puede aumentarse implantando una LIO optimizada para proporcionar una mayor sensibilidad al contraste en el plano sagital en un primer ojo e implantando una LIO optimizada para proporcionar una mayor sensibilidad al contraste en el plano tangencial en un segundo ojo. En varias realizaciones, la sensibilidad al contraste aumentada en el plano sagital puede producirse a expensas de una agudeza visual disminuida en el plano tangencial y viceversa. En varias realizaciones, la LIO configurada para proporcionar una mayor agudeza visual en los planos sagital y tangencial puede incluir una microestructura de anillo único como se ha analizado anteriormente. En varias realizaciones, la LIO configurada para proporcionar una mayor sensibilidad al contraste en los planos sagital y tangencial también puede proporcionar una mayor agudeza visual a distancias cercanas o lejanas. Sin pérdida de generalidad, el plano tangencial es el plano que contiene el rayo principal y el eje óptico de la LIO y el plano sagital es el plano que contiene únicamente el rayo principal y está orientado perpendicularmente al plano tangencial.

Un enfoque para optimizar la imagen visual en los planos sagital/tangencial es implantar una LIO a una primera distancia de la pupila en un primer ojo e implantar una LIO a una segunda distancia de la pupila en un segundo ojo. La primera y la segunda distancia pueden ser diferentes. Por ejemplo, en varias realizaciones, una diferencia entre la primera y la segunda distancia puede ser de aproximadamente 0,5 mm a aproximadamente 10 mm.

La FIG. 24A es un gráfico que ilustra la MTF como una función de excentricidad para visión sagital y tangencial para una implementación de una l Io implantada a una primera distancia de la pupila en un primer ojo de tal manera que la luz incidente se enfoca en una primera posición de foco axial. La FIG. 24B es un gráfico que ilustra la MTF en función de la excentricidad para visión sagital y tangencial para una implementación de la LIO implantada a una segunda distancia de la pupila en un segundo ojo de tal manera que la luz incidente se enfoca en una segunda posición de foco axial. La segunda distancia está aproximadamente 2 mm más alejada de la pupila en comparación con la primera distancia. Como se indica en la FIG. 24A, para la LIO implantada a la primera distancia, la visión sagital (representada por la línea sólida) tiene una agudeza visual casi uniforme a diferentes valores de excentricidad de aproximadamente 0 a aproximadamente 30 grados. Sin embargo, la agudeza visual para la visión tangencial (representada por la línea discontinua) disminuye bruscamente a medida que aumenta la excentricidad de aproximadamente 0 a aproximadamente 30 grados para la LIO implantada a la primera distancia.

En la FIG. 24B se observa que la calidad óptica para la visión tangencial (representada por la línea discontinua) para la LIO implantada a la segunda distancia es mejor que la calidad óptica para la visión tangencial (representada por la línea discontinua) para la LIO implantada a la primera distancia para valores más altos de excentricidad. En la FIG. 24B se observa además que la calidad óptica para la visión sagital (representada por la línea continua) para la LIO implantada a la segunda distancia es inferior a la calidad óptica para la visión sagital (representada por la línea continua) para la LIO implantada a la primera distancia para valores más altos de excentricidad. Por consiguiente, debido a la suma binocular, la imagen combinada producida por las dos LIO implantadas a diferentes distancias proporcionará una mejor visión tanto para la visión tangencial como para la sagital en comparación con dos LIO implantadas a la misma distancia.

En varias realizaciones, pueden optimizarse por separado monocularmente otros parámetros de las LIO, como el coma, el radio de curvatura, la longitud focal, etc., de tal manera que pueda aumentarse la agudeza visual en la periferia para la imagen producida combinando la información de cada ojo mediante el empleo de la suma binocular. Puede usarse un simulador visual binocular para optimizar diferentes parámetros de las LIO como el coma, el radio de curvatura, la longitud focal, la distancia de implante, etc. para cada ojo de un paciente para obtener una mayor agudeza visual en todo el campo de visión binocular que incluye la zona visual central y la zona visual periférica. En algunas realizaciones, pueden usarse las ecuaciones de desplazamiento de parada y los métodos asociados descritos en la presente para mejorar u optimizar las LIO individuales en el sistema binocular, donde cada lado se mejora u optimiza para lograr un estándar de rendimiento adecuado (por ejemplo, reduciendo las aberraciones periféricas a lo largo de una dirección apropiada).

LIO que proporciona corrección astigmática para mejorar la visión periférica

El campo de visión puede dividirse verticalmente en un primer hemicampo vertical orientado nasalmente (denominado campo de visión nasal) y un segundo hemicampo vertical orientado temporalmente (denominado campo de visión temporal). El campo visual puede dividirse horizontalmente en un hemicampo horizontal superior orientado hacia arriba, hacia la ceja (denominado campo visual superior), y un hemicampo horizontal inferior orientado hacia abajo, hacia la mejilla (denominado campo visual inferior). Los campos de visión nasal y temporal corresponden a una vista a lo largo de la dirección horizontal, mientras que los campos de visión superior e inferior corresponden a una vista a lo largo de la dirección vertical. La FIG. 25 es una gráfica que ilustra la función de sensibilidad de contraste (CSF) en los campos de visión nasal, temporal, superior e inferior. Los valores de CSF trazados en el gráfico son corregidos por errores ópticos usando un sistema de óptica adaptativa. Por tanto, los valores de la CSF dependen únicamente de los límites neuronales. La curva 2505 representa el CSF a 20 grados en la periferia del campo de visión nasal. La curva 2505 representa el CSF a 20 grados en la periferia del campo de visión temporal. La curva 2515 representa el CSF a 20 grados en la periferia del campo de visión inferior. La curva 2520 representa el CSF a 20 grados en la periferia del campo de visión superior. En la FIG. 25 se observa que los valores del CSF a 20 grados en la periferia de los campos de visión nasal y temporal son mayores que los valores del CSF a 20 grados en la periferia de los campos de visión inferior y superior. Esto indica que la visión está menos limitada por factores neurales a lo largo de la dirección horizontal correspondiente a los campos de visión nasal y temporal que a lo largo de la dirección vertical correspondiente a los campos de visión inferior y superior. Por lo tanto, proporcionar corrección óptica a lo largo de la dirección horizontal puede ser más ventajoso que proporcionar corrección óptica a lo largo de la dirección vertical.

En varias realizaciones, la corrección óptica a lo largo de la dirección horizontal puede proporcionarse implantando una LIO con un componente tórico. En varias realizaciones, el componente tórico puede incluirse incluso cuando el paciente tiene una buena visión central y no necesita una corrección astigmática o tórica y. La LIO con el componente tórico tiene una mayor potencia óptica a lo largo del eje vertical correspondiente a un eje de 90 grados usando la convención común de signo negativo de cilindro que el eje horizontal correspondiente a un eje de 180 grados usando la convención común de signo negativo de cilindro. Una lente de este tipo puede mejorar la calidad de la imagen en el campo de visión horizontal. Esto puede ser beneficioso para los pacientes, ya que las tareas visuales más relevantes se realizan en el campo de visión horizontal.

Además, la LIO puede configurarse para proporcionar una corrección astigmática a lo largo del eje vertical y/u horizontal. Una corrección astigmática, cuando se combina con las aberraciones de orden superior correctas, puede proporcionar una buena profundidad de enfoque en el eje, lo que puede reducir ventajosamente la necesidad de gafas para mejorar la visión de cerca. Por ejemplo, como se ha analizado anteriormente, la visión está menos limitada por factores neuronales en la dirección horizontal, por lo que proporcionar una corrección óptica a lo largo de la dirección horizontal es beneficioso en comparación con proporcionar una corrección óptica a lo largo de la dirección vertical.

Además, para la mayoría de las actividades diarias, la visión periférica a lo largo de la dirección horizontal es más común y relevante que la visión periférica a lo largo de la dirección vertical. Por ejemplo, cuando se conduce, los objetos en la visión periférica a lo largo de la dirección vertical incluyen partes del cielo y del interior del coche que son relativamente menos importantes de controlar en comparación con los objetos en la visión periférica a lo largo de la dirección horizontal que incluyen partes de la calle, farolas, tráfico entrante, señales de tráfico, peatones, etc. Para conducir con seguridad, los objetos de la visión periférica a lo largo de la dirección horizontal deben controlarse, detectarse, identificarse y resolverse con suficiente agudeza. Por lo tanto, proporcionar una corrección óptica que mejore la agudeza visual de los objetos en la visión periférica a lo largo de la dirección horizontal puede ser beneficioso para realizar la mayoría de las actividades cotidianas.

En varias realizaciones, la corrección óptica proporcionada para aumentar la agudeza visual a lo largo de la dirección horizontal puede incluir una LIO refractiva configurada de tal manera que una parte de una superficie anterior o posterior de la LIO sea una superficie tórica y una parte de la misma superficie anterior o posterior de la LIO sea una superficie no tórica. En varias realizaciones, la parte no tórica de la LIO puede ser una superficie esférica o una superficie asférica. La superficie tórica puede proporcionar corrección astigmática. En varias realizaciones, la superficie tórica puede tener mayor potencia óptica a lo largo del eje vertical que del eje horizontal. La visión a través de una LIO de este tipo puede aumentar la sensibilidad al contraste a lo largo del campo de visión horizontal en mayor medida que la sensibilidad al contraste a lo largo del campo de visión vertical.

En varias realizaciones, la superficie tórica de la LIO puede configurarse para proporcionar una única potencia añadida. En algunas realizaciones, la superficie tórica de la LIO puede configurarse para proporcionar múltiples potencias de adición. En varias realizaciones, la LIO puede incluir más de una superficie tórica. En varias realizaciones, una o más superficies tóricas de la LIO pueden ser sectoriales o concéntricas.

En varias realizaciones, la sensibilidad al contraste del campo de visión puede optimizarse seleccionando la potencia de adición proporcionada por la superficie tórica y la posición y/u orientación de la superficie tórica para satisfacer las necesidades individuales del paciente. Por ejemplo, a un paciente que desee una buena calidad de imagen en interiores se le podría proporcionar una LIO que incluya las partes no tóricas en el centro de la LIO y las partes tóricas hacia los bordes de la LIO. Otro paciente puede desear tener una mayor agudeza visual en la visión periférica junto con una profundidad de enfoque aumentada. A estos pacientes se les puede proporcionar una LIO que incluya partes tóricas en el centro de la LIO.

La corrección óptica proporcionada para aumentar la sensibilidad de contraste a lo largo de la dirección horizontal puede incluir correcciones para el astigmatismo (por ejemplo, con la regla y/o contra el astigmatismo de la regla) y otras aberraciones esféricas y/o no esféricas (por ejemplo, coma, trébol, etc.). En varias realizaciones, la corrección óptica proporcionada para aumentar la agudeza visual a lo largo de la dirección horizontal también puede aumentar la profundidad de enfoque en el eje. En varias realizaciones, pueden incluirse aberraciones en la LIO para proporcionar profundidad de enfoque en el eje. Las aberraciones incluidas para proporcionar profundidad de enfoque en el eje pueden ser una combinación de aberración esférica y coma u otras aberraciones de orden superior. En varias realizaciones, la LIO puede incluir características difractivas para ampliar la profundidad de enfoque. En varias realizaciones, en un ojo puede implantarse una LIO que tenga una primera cantidad de corrección astigmática y una primera cantidad de aberraciones, y en el segundo ojo puede implantarse una LIO que tenga una segunda cantidad de corrección astigmática y una segunda cantidad de aberraciones, de tal manera que se obtenga una mayor agudeza visual para la visión periférica y una mayor profundidad de enfoque debido a la suma binocular.

LIO que compensan errores refractivos periféricos

La FIG. 26 ilustra una comparación del cilindro en la periferia de ojos fáquicos (que tienen un cristalino natural) (representados por la curva 2603) y ojos pseudofáquicos (a lo que se les ha implantado una LIO) (representados por la curva 2605). Los datos representados por las curvas 2603 y 2605 se obtuvieron usando un aberrómetro de barrido en 12 sujetos del grupo de edad entre 64 y 80 años en ojos fáquicos y pseudofáquicos con un tamaño de pupila de 3 mm. El uso de las curvas 2603 y 2605 se reproducen del artículo "Comparison of the Optical Image Quality in the Periphery of Phakic and Pseudophakic Eyes", de Bart Jaeken, Sandra Mirabet, José María Marín y Pablo Artal que se publicó en la revista Investigative Ophthalmology & Visual Science, Vol. 54, N° 5, páginas 3594-3599, mayo de 2013. Se usó un aberrómetro de barrido (por ejemplo, un sensor de frente de onda Hartmann-Shack (HS)) para obtener valores de desenfoque (M), potencia cilíndrica a lo largo de dos ejes orientados a 0 grados y 45 grados (J<0>y J<45>) y aberraciones de orden superior (por ejemplo, aberraciones esféricas y coma) incluidos en las curvas 2603 y 2605. La FIG. 26 también ilustra datos obtenidos de 14 ojos fáquicos en el grupo de edad de menos de 30 años (representados por la curva 2601). Los datos incluyen valores de desenfoque (M), potencia cilíndrica a lo largo de dos ejes orientados a 0 grados y 45 grados (J<0>y J<45>) con respecto al ecuador de la LIO y aberraciones de orden superior (por ejemplo, aberraciones esféricas y coma), obtenidos usando un sistema de análisis oftálmico completo (COAS). La FIG. 26 ilustra la variación de la potencia a lo largo del eje del cilindro orientado a 0 grados con respecto al ecuador (J<0>) en función del campo visual. El campo visual se mide en grados y varía entre aproximadamente ±40 grados a medida que la mirada del paciente se desplaza de la visión temporal a la nasal a lo largo de la trayectoria de convergencia natural. En el contexto de esta solicitud los términos ángulo de campo visual y excentricidad pueden usarse indistintamente.

La comparación de las curvas 2601 y 2603 indica una buena concordancia entre los sistemas COAS y aberrómetro de barrido. La comparación de las curvas 2601 y 2603 indica además que la potencia cilíndrica es independiente de la edad. En la FIG. 26 también se observa que el componente de potencia cilíndrica J<0>aumenta en las visiones periféricas temporal y nasal en ojos pseudofáquicos en comparación con ojos fáquicos, lo que indica un posible aumento de los errores de refracción periféricos en pacientes a los que se les han implantado LIO. Este aumento de los errores de refracción periféricos puede tener un impacto mensurable en la función visual y podría afectar a tareas cotidianas como la conducción, la locomoción, el reconocimiento de gestos, etc. Los varios sistemas y métodos para mejorar la visión periférica descritos en la presente se basan en el reconocimiento de que determinadas aberraciones periféricas pueden depender no sólo del ángulo del campo visual, sino también de la corrección refractiva foveal y, por tanto, de la potencia de la LIO. Por tanto, sería ventajoso que las realizaciones de LIO tuvieran en cuenta el efecto de la potencia refractiva de la LIO sobre la visión periférica y optimizaran en consecuencia las características refractivas en la periferia de la LIO.

Datos recientes indican que el astigmatismo periférico y/o el coma horizontal pueden ser independientes del paciente. Por ejemplo, el astigmatismo periférico y/o el coma horizontal pueden ser independientes de la edad del paciente y de sus propiedades geométricas y ópticas. La FIG. 27 es un gráfico que ilustra la variación de la potencia cilíndrica a lo largo del eje orientado a 0 grados con respecto al ecuador (J<0>) en función del campo visual para sujetos jóvenes con diferentes condiciones visuales (por ejemplo, emetropía, miopía baja, miopía moderada y miopía alta). La curva 2701 ilustra la variación de J<0>con el ángulo del campo visual para un ojo en estado emétrope. Sin pérdida de generalidad, un ojo en estado emétrope tiene una potencia esférica equivalente foveal entre aproximadamente -0,5 dioptrías y aproximadamente 0,5 dioptrías. La curva 2703 ilustra la variación de J<0>con el ángulo del campo visual para pacientes con cantidades bajas de miopía. Sin pérdida de generalidad, los pacientes con cantidades bajas de miopía tienen una potencia esférica equivalente foveal entre aproximadamente -0,5 dioptrías y aproximadamente -1,5 dioptrías. La curva 2705 ilustra la variación de J<0>con el ángulo del campo visual en pacientes con miopía moderada. Sin pérdida de generalidad, los pacientes con cantidades moderadas de miopía tienen una potencia esférica equivalente foveal entre aproximadamente -1,5 dioptrías y aproximadamente -2,5 dioptrías. La curva 2707 ilustra la variación de J<0>con el ángulo del campo visual en pacientes que padecen cantidades altas de miopía. Sin ninguna pérdida de generalidad, los pacientes con cantidades altas de miopía tienen una potencia equivalente esférica foveal entre aproximadamente -2.5 Dioptrías y -6.0 Dioptrías. En la FIG. 27 se observa que no hay diferencias significativas en la potencia cilíndrica J<0>para un ojo emétrope y pacientes con cantidades bajas, moderadas y altas de miopía. Se observa además en la FIG. 27 que la potencia del cilindro J<0>varía con el ángulo del campo visual para los diferentes grupos de pacientes con astigmatismo aumentado en las regiones periféricas (por ejemplo, en ángulos del campo visual con valor absoluto mayor de aproximadamente 10 grados) en comparación con la región central (por ejemplo, en ángulos del campo visual entre -10 grados y 10 grados).

Estudios recientes indican que la cantidad de astigmatismo periférico es aproximadamente la misma para emétropes, hipermétropes, miopes bajos, miopes moderados y miopes altos. Por tanto, puede considerarse que el astigmatismo periférico es independiente del estado refractivo foveal del paciente. Por consiguiente, las características de refracción óptica de una LIO configurada para corregir el astigmatismo periférico pueden determinarse sin tener en cuenta el estado de refracción foveal del ojo del paciente. Por ejemplo, en varias realizaciones de la LIO, las características refractivas ópticas de una LIO que está configurada para corregir el astigmatismo periférico pueden determinarse considerando únicamente la incidencia oblicua de la luz sin tener en cuenta ninguna otra característica ocular del paciente, como por ejemplo, los datos refractivos foveales, la longitud axial del ojo, la curvatura de la córnea, etc.

Como se ha analizado anteriormente y se observa en la FIG. 27, la potencia cilíndrica varía no linealmente con el ángulo del campo visual. Esta variación no lineal de la potencia cilíndrica con el ángulo del campo visual puede ser cuadrática con una mayor magnitud de la potencia cilíndrica en las regiones periféricas (por ejemplo, en ángulos del campo visual que tienen un valor absoluto mayor o igual a 10 grados) en comparación con la región central (por ejemplo, en ángulos del campo visual entre -10 grados y 10 grados). En la FIG. 27, la variación de la potencia cilíndrica disminuye desde una menor potencia cilíndrica en la región central como, por ejemplo, dentro de un ángulo de campo visual de aproximadamente ± 10 grados a una mayor potencia cilíndrica negativa en las regiones periféricas como, por ejemplo, en un ángulo de campo visual mayor o igual a aproximadamente 10 grados y/o menor o igual a -10 grados. Por consiguiente, una LIO que está configurada para corregir el astigmatismo periférico puede tener una distribución de potencia óptica que varía inversamente con la variación de la potencia cilíndrica de tal manera que la combinación del ojo y la LIO reduce el astigmatismo periférico. Por ejemplo, la potencia cilíndrica de una LIO que compensa el astigmatismo periférico puede aumentar de manera no lineal desde una potencia cilíndrica inferior en la región central hasta una potencia cilíndrica positiva superior en las regiones periféricas, de tal manera que la combinación del ojo y la LIO tenga una potencia astigmática insignificante en las regiones periféricas. Varias realizaciones de la LIO pueden configurarse para proporcionar corrección astigmática periférica en todos los ángulos del campo visual. Algunas realizaciones de la LIO pueden configurarse para proporcionar corrección astigmática en ciertos ángulos específicos del campo visual (por ejemplo, ±15 grados, ±20 grados, ±25 grados, ±30 grados). Una LIO configurada para corregir el astigmatismo periférico puede incluir una disposición de características ópticas (por ejemplo, elementos ópticos, ranuras, características difractivas de volumen o de superficie, regiones de índice de refracción variable, regiones de curvaturas variables, etc.) que da como resultado que el astigmatismo periférico tenga una dependencia deseada de la excentricidad o del campo visual. Otros métodos de compensación del astigmatismo periférico analizados anteriormente (como la corrección del astigmatismo periférico mediante LIO con diferentes factores de forma, desplazamiento de la lente o suma binocular) pueden usarse simultáneamente con el diseño de una LIO que tenga una potencia cilíndrica que varíe de manera no lineal con el ángulo del campo visual (por ejemplo, cuadrática, como se analiza en la presente).

Otra aberración periférica que puede compensarse para mejorar la visión periférica es el coma horizontal. Estudios recientes indican que, de manera similar al astigmatismo periférico, el coma horizontal también es independiente de los datos oculares del paciente como, por ejemplo, el estado refractivo foveal, la longitud axial de la córnea, la curvatura corneal, etc. La FIG. 28 es un gráfico que ilustra la variación del coma horizontal en función del campo visual. En la FIG. 28 se observa que el coma horizontal aumenta linealmente desde un valor negativo en un ángulo de campo visual de aproximadamente -30 grados hasta un valor positivo en un ángulo de campo visual de aproximadamente 30 grados. Por consiguiente, una LIO configurada para compensar el coma horizontal puede tener un coma horizontal que disminuye linealmente desde un valor positivo en un ángulo de campo visual de aproximadamente -30 grados a un valor negativo en un ángulo de campo visual de unos 30 grados, de tal manera que la combinación del ojo y la LIO presente un coma horizontal insignificante en las regiones periféricas. Varias realizaciones de la LIO pueden configurarse para compensar el coma horizontal en todos los ángulos del campo visual. Alternativamente, algunas realizaciones de la LIO pueden configurarse para compensar el coma horizontal en ciertos ángulos específicos del campo visual (por ejemplo, ±15 grados, ±20 grados, ±25 grados, ±30 grados). Una LIO configurada para corregir el coma horizontal puede incluir una disposición de características ópticas (por ejemplo, elementos ópticos, ranuras, características difractivas de volumen o de superficie, regiones de índice de refracción variable, etc.) que da como resultado que el coma horizontal tenga una dependencia deseada de la excentricidad o del campo visual. Otros métodos de compensación del coma horizontal analizados anteriormente (como la corrección del coma horizontal mediante LIO con diferentes factores de forma, desplazamiento de la lente, etc.) pueden usarse simultáneamente con el diseño de una LIO que tenga un coma horizontal que varíe linealmente (por ejemplo, que disminuya linealmente) con el ángulo del campo visual. Es ventajoso considerar la simetría de espejo binocular en las aberraciones de orden superior en las LIO configuradas para corregir el coma. Por ejemplo, debido a la simetría de espejo binocular, el coma horizontal en el ojo derecho e izquierdo tiene la misma magnitud pero signo opuesto. Por tanto, para el ojo derecho, el coma horizontal aumenta desde valores negativos en la región periférica nasal a valores positivos en la región periférica temporal y para el ojo izquierdo, el coma horizontal aumenta de valores negativos en la región periférica temporal a valores positivos en la región periférica nasal. Por consiguiente, las realizaciones de LIO configuradas para corregir el coma horizontal pueden diseñarse adoptando convenciones de signos adecuadas para el ojo derecho y el izquierdo. Alternativamente, las realizaciones de LIO configuradas para corregir el coma horizontal pueden incluir marcas que indican la orientación para su colocación en los ojos derecho e izquierdo.

Otra aberración periférica que puede compensarse para mejorar la visión periférica es el desenfoque. A diferencia del astigmatismo periférico y el coma, el desenfoque periférico depende del estado refractivo foveal del paciente. En la FIG. 29 se muestra el efecto del estado refractivo foveal sobre el desenfoque periférico, que ilustra la variación del desenfoque en función del ángulo del campo visual para pacientes con diferentes estados refractivos foveales (por ejemplo, ojo emétrope, miopía baja, miopía moderada y miopía alta). En referencia a la FIG. 29, la curva 2901 muestra la variación del desenfoque frente al ángulo del campo visual para un ojo emétrope medido por COAS. En la FIG. 29, la curva 2903 muestra la variación del desenfoque frente al ángulo del campo visual para pacientes con miopía baja medida por COAS. En la FIG. 29, la curva 2905 muestra la variación del desenfoque en función del ángulo del campo visual para pacientes con miopía moderada medida con COAS. En la FIG. 29, la curva 2907 muestra la variación de la potencia óptica esférica en función del ángulo del campo visual para pacientes con alta cantidad de miopía medida por COAS.

Como se observa en la FIG. 29, el desenfoque periférico cambia de un desplazamiento miope relativo caracterizado por una mayor potencia óptica negativa en las regiones periféricas (por ejemplo, en ángulos de campo visual que tienen un valor absoluto mayor de 10 grados) en comparación con la región central (por ejemplo, en ángulos de campo visual entre -10 grados y 10 grados) para un ojo emétrope o pacientes con una cantidad baja de miopía a un desplazamiento hipermetrópico relativo caracterizado por una potencia óptica negativa más baja en las regiones periféricas en comparación con la región central para pacientes con cantidades moderadas a altas de miopía. Por consiguiente, una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico puede tener una mayor cantidad de potencia óptica en las regiones periféricas en comparación con la cantidad de potencia óptica en la región central para un ojo emétrope o pacientes con baja miopía y una menor cantidad de potencia óptica en las regiones periféricas en comparación con la potencia óptica en la región central para pacientes con miopía moderada a alta.

Varias realizaciones de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en un ojo emétrope o en pacientes con baja cantidad de miopía pueden tener una distribución de potencia de desenfoque que aumenta de manera no lineal desde la región central hasta las regiones periféricas. En varias realizaciones, la distribución de la potencia óptica puede ser simétrica con respecto a la región central, de tal manera que la distribución de la potencia de desenfoque para varias realizaciones de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en un ojo emétrope o en pacientes con baja cantidad de miopía es una parábola creciente. Varias realizaciones de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en pacientes con una cantidad de miopía de moderada a alta pueden tener una distribución de potencia de desenfoque que disminuye de manera no lineal desde la región central a las regiones periféricas. En varias realizaciones, la distribución de la potencia de desenfoque puede ser simétrica con respecto a la región central, de tal manera que la distribución de la potencia de desenfoque para varias realizaciones de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en pacientes con una cantidad de miopía de moderada a alta es una parábola decreciente.

En varias implementaciones, la distribución de potencia óptica que puede corregir aberraciones periféricas (por ejemplo, astigmatismo, coma, desenfoque, etc.) puede depender de la potencia refractiva de la LIO. En varias realizaciones, la potencia refractiva de la LIO puede ser una potencia esférica y/o cilíndrica que pueda alcanzar la emetropía, por lo que los pacientes con alta miopía pueden beneficiarse de potencias bajas de la LIO, mientras que los emétropes pueden beneficiarse de potencias ópticas de alrededor de 20- 24D y los pacientes con hipermetropía pueden beneficiarse de potencias cilíndricas altas. Por lo tanto, la distribución de la potencia óptica que puede reducir el desenfoque periférico puede depender de la potencia refractiva de la LIO. Una realización de ejemplo de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en un ojo emétrope (por ejemplo, un ojo con un error esférico equivalente entre aproximadamente -0,5 dioptrías y aproximadamente 0,5 dioptrías) que tiene una distribución de potencia de desenfoque periférico similar a la distribución ilustrada por la curva 2901 tiene un desenfoque óptico entre aproximadamente -0,1 y 1,0 dioptrías en ángulos de campo visual entre aproximadamente 10 grados y 30 grados y/o entre aproximadamente -10 grados y -30 grados. Otra realización de ejemplo de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en pacientes con miopía baja (por ejemplo, con una potencia esférica equivalente entre aproximadamente -0,5 dioptrías y aproximadamente -1,5 dioptrías) que tiene una distribución de potencia de desenfoque similar a la distribución ilustrada por la curva 2903 tiene un desenfoque óptico entre aproximadamente -0,1 y 2,0 dioptrías en ángulos de campo visual entre aproximadamente 10 grados y 30 grados y/o entre aproximadamente -10 grados y -30 grados. Otra realización de ejemplo más de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en pacientes con miopía moderada (por ejemplo, con una potencia esférica equivalente de entre aproximadamente -1,5 dioptrías y aproximadamente -2,5 dioptrías) que tiene una distribución de la potencia de desenfoque similar a la distribución ilustrada por la curva 2905 tiene un desenfoque óptico de entre aproximadamente 1,0 y 3,0 dioptrías en ángulos de campo visual de entre aproximadamente 10 grados y aproximadamente 30 grados y/o de entre aproximadamente -10 grados y aproximadamente -30 grados. Otra realización de ejemplo de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en pacientes con miopía alta (por ejemplo, con una potencia esférica equivalente entre aproximadamente -2,5 dioptrías y aproximadamente -6,0 dioptrías) que tiene una distribución de potencia de desenfoque similar a la distribución ilustrada por la curva 2907 tiene un desenfoque óptico entre aproximadamente 2,5 y 6,0 dioptrías en ángulos de campo visual entre aproximadamente 10 grados a 30 grados y/o entre aproximadamente -10 grados a -30 grados. Varias realizaciones de la LIO pueden configurarse para compensar el desenfoque en todos los ángulos del campo visual. Alternativamente, algunas realizaciones de la LIO pueden configurarse para compensar el desenfoque en ciertos ángulos específicos del campo visual (por ejemplo, ±15 grados, ±20 grados, ±25 grados, ±30 grados). Otros métodos de compensación del desenfoque periférico analizados anteriormente (como la corrección horizontal usando LIO con diferentes factores de forma, desplazamiento de la lente, etc.) pueden utilizarse simultáneamente con el diseño de una LIO que tenga una distribución de potencia de desenfoque basada en el estado refractivo foveal del paciente.

Como el desenfoque periférico está relacionado con la longitud axial y la potencia corneal, y estos parámetros son la entrada básica para la determinación de la potencia de la LIO, los diseños de LIO para corregir el desenfoque periférico también dependen de la potencia esférica de la LIO para lograr la emetropía. Los emétropes (por ejemplo, ojos con un error esférico equivalente de entre aproximadamente 0,5 dioptrías y aproximadamente -0,5 dioptrías) tienen potencias de LIO de alrededor de 20-24D. Por lo tanto, las realizaciones anteriores para corregir el desenfoque periférico en emétropes pueden ampliarse a lentes con potencias de LIO de alrededor de 20-24D. Los miopes necesitan potencias de l Io inferiores a las de los emétropes (cuanto mayor sea el error de miopía, menor será la potencia de la LIO) y los hipermétropes necesitan potencias de LIO superiores a las de los emétropes (cuanto mayor sea el error de hipermetropía, mayor será la potencia de la LIO). Por lo tanto, los diseños de LIO descritos en la presente para corregir el desenfoque periférico pueden depender de la potencia esférica de la LIO.

Métricas para evaluar la calidad de la imagen periférica de las LIO

Varias implementaciones de LIO descritas en la presente pueden mejorar la calidad de la imagen periférica corrigiendo los errores periféricos. Un método de diseño de implementaciones de LIO que pueden mejorar la calidad de imagen periférica incluye optimizar la calidad de imagen en múltiples regiones de la retina como, por ejemplo, la fóvea, y puntos adicionales en la región de la retina que rodea la fóvea. Aunque puede ser posible optimizar la calidad de la imagen en cada punto del campo visual central y periférico, este enfoque puede requerir mucho tiempo y/o cálculo intensivo. Por consiguiente, se concibe que para diseñar implementaciones de LIO que puedan mejorar la calidad de la imagen periférica sin degradar la calidad de la imagen foveal se empleen algoritmos que determinan la calidad de la imagen en menos puntos a lo largo de la retina. Pueden usarse diferentes métricas para evaluar la calidad de imagen periférica de varios diseños de lentes. La presencia de grandes cantidades de aberraciones periféricas, como el coma, en la población puede hacer que las métricas tradicionales que se han desarrollado para evaluar la calidad de imagen foveal de las LIO existentes sean insuficientes para evaluar la calidad de imagen periférica de una LIO que está configurada para mejorar la calidad de imagen periférica. Por ejemplo, una métrica usada con frecuencia para caracterizar la calidad de imagen en la fóvea de las LIO existentes, la relación visual Strehl OTF, depende de la sensibilidad neural foveal, que puede no ser adecuada para evaluar la calidad de imagen periférica.

Para evaluar el rendimiento óptico de diferentes ópticas periféricas se ha propuesto usar errores esféricos y cilíndricos en el campo visual periférico como métrica. Este enfoque puede ser razonable para ojos fáquicos, aunque se puede ganar algo de precisión si se incluyen también las aberraciones de orden superior. Sin embargo, cuando se modelan diseños de lentes que pueden mejorar la calidad de la imagen periférica, las métricas basadas únicamente en errores esféricos y/o cilíndricos o en coeficientes de aberración únicos pueden resultar inadecuadas. Esto se explica con referencia a las Figuras 30A - 30C que ilustran las curvas MTF a través del foco para tres diseños de lente evaluados a 25 grados de excentricidad en luz verde a 10 ciclos/mm. Los tres diseños de lentes tienen un error esférico de 0. El primer diseño de lente cuyo rendimiento se ilustra en la Figura 30A tiene un error cilíndrico (o astigmático) J<0>= 8,4 dioptrías. La MTF máxima para rayos tangenciales enfocados por el primer diseño de lente es de aproximadamente 0,78 y la MTF máxima para rayos sagitales enfocados por el primer diseño de lente es de aproximadamente 0,7. El segundo diseño de lente cuyo rendimiento se ilustra en la Figura 30B tiene un error cilíndrico (o astigmático) J<0>= 1,2 dioptrías. La MTF máxima para los rayos tangenciales enfocados por el segundo diseño de lente es de aproximadamente 0,55 y la MTF máxima para los rayos sagitales enfocados por el primer diseño de lente es de aproximadamente 0,8. El tercer diseño de lente cuyo rendimiento se ilustra en la Figura 30C tiene un error cilíndrico (o astigmático) J<0>= 0,75 dioptrías. La MTF máxima para los rayos tangenciales enfocados por el tercer diseño de lente es de aproximadamente 0,35 y la MTF máxima para los rayos sagitales enfocados por el primer diseño de lente es de aproximadamente 0,4. En las curvas de MTF se observa que, aunque el error astigmático del diseño de la tercera lente es el menor de los tres diseños, los valores de MTF máximos de los rayos tangenciales y sagitales enfocados por el diseño de la tercera lente son inferiores a los valores de MTF máximos de la primera y la segunda lente. Por tanto, si sólo se tuvieran en cuenta los errores de refracción y cilíndricos para evaluar los diferentes diseños de lentes, se seleccionaría el diseño de la tercera lente frente a los diseños de la primera y la segunda lente, a pesar de que la calidad de imagen proporcionada por los diseños de la primera y la segunda lente en la localización periférica de la retina es mejor que la del diseño de la tercera lente. Por lo tanto, puede ser ventajoso desarrollar una nueva métrica que pueda evaluar en la localización periférica de la retina la calidad de imagen proporcionada por los diferentes diseños de lentes.

Esta divulgación contempla la utilización de una métrica basada en la Función de Transferencia de Modulación (MTF) para evaluar la calidad de imagen periférica para diferentes diseños de lentes que están configurados para mejorar la calidad de imagen periférica. Un ejemplo de una métrica para evaluar la calidad de la imagen periférica puede ser una media ponderada de los valores de MTF a diferentes frecuencias espaciales y a diferentes excentricidades. Otro ejemplo de una métrica para evaluar la calidad de la imagen periférica puede ser un área bajo la curva de MTF a través del foco obtenida para múltiples frecuencias espaciales y diferentes excentricidades.

Las métricas descritas en la presente pueden obtenerse a partir de mediciones preclínicas de un diseño de LIO realizado por un sistema óptico de sobremesa o mediante la realización de simulaciones usando un modelo de ojo. Las métricas pueden usarse para predecir el rendimiento visual a diferentes excentricidades para un intervalo de frecuencias espaciales. Por ejemplo, las métricas analizadas en la presente pueden predecir la calidad de imagen de un diseño de lente cuando se implanta en el ojo para diferentes excentricidades (por ejemplo, 5 grados, 10 grados, 15 grados, 20 grados, 25 grados, 30 grados, o valores intermedios) y para un intervalo de frecuencias espaciales entre aproximadamente 0 ciclos por mm y aproximadamente 50 ciclos por mm, o aproximadamente 0 ciclos por mm y aproximadamente 100 ciclos por mm, o aproximadamente 0 ciclos por mm y aproximadamente 200 ciclos por mm.

Las métricas descritas en la presente pueden usarse para clasificar el rendimiento visual de diferentes diseños de lentes y, por tanto, pueden usarse para seleccionar lentes que proporcionen el rendimiento óptico que mejor se adapte a las necesidades de un paciente cuando se implanten en el ojo del paciente. Las métricas descritas en la presente también pueden usarse para realizar una evaluación preclínica de la seguridad y eficacia de nuevos diseños de lentes y seleccionar cuáles de entre los nuevos diseños de LIO pueden usarse en ensayos clínicos. Los métricas descritas en la presente también pueden usarse como herramienta de diseño para mejorar el rendimiento de las LIO nuevas y las ya existentes. Las métricas descritas en la presente pueden usarse para el desarrollo y la optimización de lentes monofocales, lentes monofocales mejoradas, lentes de profundidad de foco ampliada, lentes multifocales, lentes de intervalo de visión ampliado. Los parámetros descritos en la presente pueden usarse para desarrollar nuevas categorías de lentes.

La Figura 31 ilustra un diagrama de flujo 3100 que representa una implementación de un método para obtener una métrica (también denominada Índice de mérito (FoM)) que puede usarse para evaluar la calidad de imagen periférica proporcionada por un diseño de lente. El método comprende identificar el campo visual de interés como se muestra en el bloque 3105. Identificar el campo visual de interés puede incluir, determinar qué parte del campo visual debe considerarse para evaluar el rendimiento óptico de un diseño de lente. Por ejemplo, el campo visual de interés puede incluir la región foveal así como la región retiniana periférica. Como otro ejemplo, el campo visual de interés puede incluir sólo las partes periféricas de la retina. En varias implementaciones, el campo visual de interés puede incluir una región que tiene una excentricidad mayor o igual a aproximadamente 0 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual a aproximadamente 30 grados. Por ejemplo, el campo visual de interés puede incluir regiones que tengan una excentricidad mayor o igual que aproximadamente 0 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual que aproximadamente 10 grados, mayor o igual que aproximadamente 0 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual que aproximadamente 15 grados, mayor o igual que aproximadamente 0 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual que aproximadamente 20 grados, mayor o igual que aproximadamente 0 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual que aproximadamente 30 grados, mayor o igual que aproximadamente 5 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual que aproximadamente 30 grados, mayor o igual que aproximadamente 10 grados (correspondiente a la localización foveal) y menor o igual que aproximadamente 30 grados, etc. Sin pérdida de generalidad, una localización retiniana que tenga una excentricidad de 0 grados puede situarse en un círculo centrado alrededor de la fóvea y orientado de tal manera que una línea tangencial al círculo forme un ángulo de aproximadamente 0 grados con respecto al eje óptico del ojo.

El método comprende además identificar las frecuencias espaciales de interés para las que se va a calcular la MTF, como se muestra en el bloque 3110. Las frecuencias espaciales de interés pueden estar entre mayor o igual a 0 ciclos/mm y menor o igual a 200 ciclos/mm. Por ejemplo, las frecuencias espaciales de interés pueden ser mayores o iguales a 0 ciclos/mm y menores o iguales a 30 ciclos/mm, mayores o iguales a 0 ciclos/mm y menores o iguales a 50 ciclos/mm, mayores o iguales a 0 ciclos/mm y menores o iguales a 100 ciclos/mm, mayores o iguales a 10 ciclos/mm y menores o iguales a 200 ciclos/mm, mayores o iguales a 50 ciclos/mm y menores o iguales a 200 ciclos/mm, mayores o iguales a 0 ciclos/mm y menores o iguales a 100 ciclos/mm, etc. La MTF puede calcularse para diferentes condiciones de iluminación, como, por ejemplo, la iluminación proporcionada por una fuente de luz blanca o una fuente de luz verde.

El método comprende además calcular una métrica basada en los valores de MTF obtenidos para las frecuencias espaciales identificadas dentro del campo visual de interés identificado, como se muestra en el bloque 3115. La métrica puede calcularse tomando una media de los valores de MTF obtenidos. Por ejemplo, la métrica puede ser una media ponderada de los valores de MTF obtenidos en donde se asignan diferentes ponderaciones a los valores de MTF obtenidos para diferentes frecuencias espaciales y diferentes excentricidades.

La identificación del campo visual de interés y de las frecuencias espaciales puede basarse en la anatomía ocular y en las tareas funcionales que se desea mejorar. Las tareas funcionales pueden incluir detección de patrones, reconocimiento de patrones, detección de luminancia, conducción de automóviles, caminar, navegación, lectura, tareas realizadas en condiciones fotópicas, tareas realizadas en condiciones escotópicas, etc. La anatomía ocular puede incluir densidad de fotorreceptores, estructura del iris, densidad de células ganglionares, tamaño de la pupila, forma y tamaño de la retina, etc. La métrica descrita en la presente puede calcularse para toda una población o un grupo de pacientes basándose en la estadística media de la población. Alternativamente, la métrica puede calcularse para un paciente específico basándose en la geometría específica del ojo del paciente y en los requisitos funcionales específicos del paciente.

Métrica de ejemplo para evaluar la calidad de la imagen periférica

A continuación se describe un ejemplo de métrica que puede usarse para evaluar la calidad de la imagen periférica. Se identifica el campo visual de interés. Como se ha analizado anteriormente, el campo visual de interés puede seleccionarse basándose en las tareas funcionales a realizar y/o en la anatomía ocular. A efectos del ejemplo ilustrativo, el campo visual de interés se selecciona para que sea una región circular de la retina que tenga una excentricidad de hasta 30 grados. La región de la retina que tiene una excentricidad de hasta 30 grados es ventajosa para la conducción. Para otras tareas pueden seleccionarse diferentes excentricidades. Por ejemplo, el campo visual de interés seleccionado para la detección de patrones y/o el reconocimiento de patrones puede ser inferior a 30 grados. En el ejemplo ilustrativo, las curvas de MTF pueden obtenerse para excentricidades en incrementos de 5 grados entre 0 grados y 30 grados. Por ejemplo, las curvas de MTF pueden obtenerse para excentricidades de 0 grados (correspondientes a la región foveal), 5 grados, 10 grados, 15 grados, 20 grados, 25 grados y 30 grados. En otras implementaciones, las curvas de MTF pueden obtenerse para más o menos excentricidades en el campo visual de interés seleccionado.

Como se ha analizado anteriormente, las frecuencias espaciales de interés pueden seleccionarse sobre la base de la anatomía ocular y las tareas funcionales que se van a realizar. La densidad de células ganglionares en la retina periférica es menor que la densidad de células ganglionares en la retina central. Por consiguiente, la relación de contraste de una imagen formada en la retina periférica puede ser inferior a la relación de contraste de una imagen formada en la retina central. Además, las tareas (como conducir, caminar, etc.) que pueden beneficiarse de una calidad de imagen periférica mejorada pueden realizarse a bajas frecuencias espaciales y bajas relaciones de contraste. Por tanto, puede no ser necesario evaluar diseños de lentes para frecuencias espaciales más altas (por ejemplo, 50 ciclos/mm, 100 ciclos/mm o mayores). En cambio, puede ser ventajoso evaluar diseños de lentes para frecuencias espaciales más bajas. Como la densidad de células ganglionares limita la resolución periférica máxima que puede alcanzarse si se corrigen todos los errores y aberraciones periféricos, el intervalo de frecuencias espaciales puede seleccionarse usando la distribución de la densidad de células ganglionares en el campo visual de interés. La Figura 32 ilustra la frecuencia espacial que puede alcanzarse basándose en la densidad de células ganglionares a diferentes excentricidades. En la Figura 32 se observa que la densidad de células ganglionares limita la frecuencia espacial máxima que puede alcanzarse a aproximadamente 50 ciclos/mm a una excentricidad de aproximadamente 5 grados y a aproximadamente 15 ciclos/mm a una excentricidad de aproximadamente 15 grados. En el ejemplo ilustrativo, el intervalo seleccionado de frecuencias espaciales es de 0 ciclos/mm a 20 ciclos/mm. En otro ejemplo, el límite superior en el intervalo de frecuencias espaciales puede ser superior a 20 ciclos/mm. Por ejemplo, el intervalo seleccionado de frecuencias espaciales puede ser de 0 ciclos/mm a 25 ciclos/mm, de 0 ciclos/mm a 30 ciclos/mm, de 0 ciclos/mm a 35 ciclos/mm, de 0 ciclos/mm a 40 ciclos/mm, de 0 ciclos/mm a 45 ciclos/mm o de 0 ciclos/mm a 50 ciclos/mm.

En el ejemplo ilustrativo, para calcular la métrica se obtienen curvas de MTF para rayos tangenciales y sagitales a diferentes valores de excentricidad de 5 grados a 30 grados en incrementos de 5 grados para diferentes frecuencias espaciales entre 0 ciclos/mm y 20 ciclos/mm. La Figura 33 muestra la curva de MTF para rayos tangenciales y sagitales a una excentricidad de 20 grados para frecuencias espaciales entre 0 ciclos/mm y 20 ciclos/mm para un diseño de lente en luz verde. Puede obtenerse una métrica para cada excentricidad para evaluar la calidad de imagen obtenida en cada excentricidad. Puede obtenerse una métrica para todo el intervalo de excentricidades promediando la métrica obtenida para cada excentricidad.

En el ejemplo ilustrativo, la métrica obtenida en cada excentricidad se basa en los valores de MTF para rayos tangenciales y sagitales a una frecuencia espacial de 10 ciclos/mm y 20 ciclos/mm. Por ejemplo, la métrica puede ser una media aritmética o una media geométrica de los valores de MTF para rayos tangenciales y sagitales a una frecuencia espacial de 10 ciclos/mm y 20 ciclos/mm. Como otro ejemplo, la métrica puede ser una media ponderada de los valores de MTF para rayos tangenciales y sagitales a una frecuencia espacial de 10 ciclos/mm y 20 ciclos/mm.

En otros ejemplos, la métrica obtenida en cada excentricidad puede ser igual o proporcional al área bajo la curva de MTF para todas las frecuencias espaciales en el intervalo seleccionado.

A efectos del ejemplo ilustrativo, la métrica para cada excentricidad se obtiene tomando una media geométrica de los valores de MTF para los rayos tangenciales y sagitales a una frecuencia espacial de 10 ciclos/mm y 20 ciclos/mm. La selección de la media geométrica como métrica puede simplificar el proceso de optimización de forma que converja hacia un diseño de lente en el que los valores de MTF para los rayos tangenciales y sagitales estén por encima de un valor umbral, reduciendo de este modo la dependencia de la calidad de la imagen de la orientación de la lente.

Con referencia a la Figura 33, la métrica FoM<20>para una excentricidad de 20 grados viene dada por:

F<o>M20 =<t>/ 0.86x0.43x0.55x0.31 =0.5

Una vez que se obtiene la métrica para cada excentricidad (por ejemplo, 5 grados, 10 grados, 15 grados, 20 grados, 25 grados y 30 grados en el ejemplo ilustrativo), puede calcularse la métrica global (también denominada total) para la retina periférica. La métrica global puede ser una media aritmética, una media geométrica o una media ponderada de la métrica obtenida en cada excentricidad.

Con referencia a la Figura 33, la métrica global FoMtotal viene dada por:

FoMtota¡ = %JfoM5 x FoMw x FoMl5 x FoM ¿[i x FoM25 x FoM30 = 0.64

Las métricas descritas anteriormente pueden usarse para comparar y evaluar diferentes diseños de lentes. El rendimiento foveal puede evaluarse por separado para cada diseño de lente. Alternativamente, en la métrica puede incluirse directamente el rendimiento foveal. Por ejemplo, en varias implementaciones, la métrica global puede calcularse incluyendo una índice de mérito a 0 grados de excentricidad (FoMü) que puede obtenerse para una o más frecuencias espaciales para incluir el rendimiento foveal. Cuando se incluye directamente en la métrica, el rendimiento foveal puede ponderarse con un factor adecuado.

En varias implementaciones, el intervalo de frecuencias espaciales puede calcularse sobre la base de los datos de fotorreceptores en lugar de densidad de células ganglionares. Las lentes optimizadas basadas en datos de fotorreceptores en lugar de densidad de células ganglionares pueden ser adecuadas para tareas de detección en lugar de tareas que requieren resolución. El tamaño de la pupila puede variar dependiendo de la tarea. Por consiguiente, la variación del tamaño de la pupila puede tenerse en cuenta al calcular las métricas para evaluar el rendimiento óptico de diferentes diseños de lentes. En la métrica también pueden incluirse los efectos cromáticos. Por ejemplo, la aberración cromática transversal puede ser mayor en la retina periférica que en la fóvea. Por consiguiente, la corrección de la aberración cromática transversal puede ser ventajosa para mejorar la calidad de la imagen periférica.

También pueden adaptarse a las condiciones periféricas otras métricas existentes adaptadas a las condiciones foveales. Por ejemplo, también pueden adaptarse para evaluar la calidad de imagen periférica de varios diseños de lentes las métricas foveales que tienen en cuenta la forma elíptica de la pupila y la sensibilidad neural reducida.

Diseños de lentes para mejorar la calidad de la imagen periférica en las LIO

Esta divulgación contempla una variedad de diseños de lentes que pueden mejorar la calidad de imagen periférica a la vez que mantienen la calidad de imagen foveal. Los diseños de lente analizados en la presente pueden aplicarse a LIO y otras soluciones ópticas (por ejemplo, lentes de contacto/gafas, patrones de ablación láser, etc.). Las implementaciones de los diseños de lente descritos a continuación incluyen una lente con una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico. El eje óptico puede pasar por el centro geométrico de la lente y unir los centros de curvatura de la primera y la segunda superficie. Varias implementaciones de lentes analizadas en la presente que están configuradas para mejorar la calidad de imagen periférica pueden configurarse para que sean simétricas alrededor del eje óptico. Una ventaja de tener lentes simétricas es que la calidad de imagen en diferentes campos visuales puede ser sustancialmente igual. Por ejemplo, si una lente simétrica está configurada para proporcionar una buena calidad de imagen en un campo visual izquierdo, también puede proporcionar una buena calidad de imagen en un campo visual derecho. De manera similar, si una lente simétrica está configurada para proporcionar una buena calidad de imagen en un campo visual hacia arriba con respecto a un eje perpendicular al eje óptico, entonces también puede proporcionar una buena calidad de imagen hacia abajo con respecto a dicho eje. Otra ventaja de tener lentes simétricas es que la calidad de imagen en una región alrededor del eje óptico es uniforme. Por consiguiente, la calidad de la imagen puede ser insensible a la orientación de la lente. Esto puede facilitar el proceso de implantación para el cirujano. Las lentes simétricas también pueden presentar ventajas de fabricación con respecto a las lentes asimétricas. La primera y la segunda superficie de las implementaciones de las lentes descritas en la presente pueden ser esféricas, asféricas, cónicas o de cualquier otra forma. En varias implementaciones de las lentes, una o ambas superficies pueden ser una asférica de orden superior descrita por los coeficientes de segundo, cuarto, sexto, octavo, décimo y duodécimo orden. Las superficies asféricas de orden superior pueden proporcionar ventajosamente una pluralidad de grados de libertad al diseñar la lente. Tener una pluralidad de grados de libertad puede ser útil para diseñar lentes que proporcionen suficiente calidad de imagen en la fóvea, así como en una localización retiniana periférica.

Las implementaciones de lentes descritas en la presente están configuradas para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. Las implementaciones de lentes descritas a continuación pueden diseñarse usando los principios analizados anteriormente. Por ejemplo, pueden usarse ecuaciones de desplazamiento de parada para optimizar las superficies de las lentes basándose en su colocación en el ojo para reducir por lo menos una aberración óptica (por ejemplo, desenfoque, astigmatismo, coma, etc.) en la localización retiniana periférica. Como otro ejemplo, puede optimizarse el factor de forma de las lentes descritas a continuación para reducir la degradación de la información visual obtenida de la localización retiniana periférica. Como otro ejemplo más, puede desplazarse el plano principal de las lentes descritas a continuación modificando el factor de forma de las lentes y/o desplazando axialmente las lentes para mejorar la calidad de la imagen en la localización retiniana periférica. Además, las implementaciones de lentes descritas en la presente están configuradas para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal con luz brillante (condiciones fotópicas), así como con luz tenue (condiciones escotópicas). La calidad de imagen periférica de cada implementación de una lente se evalúa usando una métrica como la descrita anteriormente, mientras que la calidad de imagen foveal se evalúa mediante MTF a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde. Varias implementaciones de lentes descritas en la presente tienen una MTF a través del foco de por lo menos 0,5 para una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila grande que tiene un diámetro de 5 mm, así como una pupila pequeña que tiene un diámetro de 3 mm. Los perfiles de superficie de las distintas lentes descritas a continuación corresponden a una potencia óptica de base de 20 dioptrías.

Implementación de una lente actualmente disponible en el mercado que incluye una superficie asférica (lente estándar)

Se evaluó la calidad de imagen periférica de una implementación de una lente actualmente disponible en el mercado (también denominada lente estándar) usando la métrica analizada anteriormente como referencia para comparar las diferentes soluciones ópticas. La lente estándar puede ser similar a una LIO tórica estándar (por ejemplo, TECNIS®). El índice de mérito global dado por una media geométrica de índices de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 grados y 30 grados en incrementos de 5 grados como se ha analizado anteriormente para la aplicación de la lente estándar fue de 0,40.

La implementación de la lente estándar tiene una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico que pasa a través del centro geométrico de la lente estándar y une el centro de curvaturas de la primera y la segunda superficies. La primera superficie y la segunda superficie son ambas convexas como se observa en los perfiles de sagita superficial mostrados en las Figuras 34A y 34B. La Figura 34A ilustra la sagita superficial de la primera superficie sobre la que incide la luz del objeto. La primera superficie de la lente puede denominarse superficie anterior, que estará orientada hacia la córnea cuando se implante la lente en el ojo. La Figura 34B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie por la que sale la luz incidente de la lente. La segunda superficie de la lente puede denominarse superficie posterior que estará orientada hacia la retina cuando la lente se implante en el ojo. Por lo menos una de las dos superficies de la lente es asférica, de tal manera que la lente está configurada para potenciar la calidad de la imagen foveal.

La Figura 34C ilustra la MTF a través de foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, que puede usarse para medir la calidad de imagen foveal. Como se observa en la Figura 34C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,76, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.1 siguiente puede deducirse el rendimiento óptico de la lente a diferentes excentricidades de entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.1, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la tabla 7.1 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la aplicación de la lente estándar presenta un error astigmático de -1,89 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de aproximadamente -1,28 dioptrías.

0209] La distancia máxima entre las dos superficies de la lente estándar a lo largo del eje óptico (también denominada grosor de la lente estándar) puede estar comprendida entre 0,5 mm y 1 mm. La lente estándar puede colocarse en el capsular de tal manera que la distancia entre la pupila y la superficie anterior de la lente sea pequeña. Por ejemplo, la implementación de lentes divulgada anteriormente puede implantarse de tal manera que la distancia entre la pupila y la superficie anterior de la lente esté comprendida entre 0,9 mm y 1,5 mm (por ejemplo, 0,75 mm).

Tabla 7.1

Lente de Menisco

Se diseñó una implementación de una lente de menisco de acuerdo con los conceptos analizados anteriormente para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. La implementación de la lente de menisco tiene una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico que pasa a través del centro geométrico de la lente de menisco y une el centro de curvaturas de la primera y la segunda superficies. La Figura 35A ilustra la sagita superficial de la primera superficie sobre la que incide la luz del objeto. La primera superficie de la lente puede denominarse superficie anterior, que estará orientada hacia la córnea cuando se implanta la lente en el ojo. La Figura 35B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie por la que sale la luz incidente de la lente. La segunda superficie de la lente puede denominarse superficie posterior que estará orientada hacia la retina cuando se implanta la lente en el ojo. La primera superficie es cóncava y la segunda es convexa, como se observa en los perfiles de sagita superficial mostrados en las Figuras 35A y 35B. En otras palabras, la primera superficie y la segunda superficie se curvan de la misma manera con un vértice de la lente curvándose hacia dentro desde los bordes de la lente. El grosor y la colocación de la lente de menisco pueden ser similares al grosor y la colocación de la lente estándar analizada anteriormente. La lente de menisco se diseña basándose en el supuesto de que la distancia entre la pupila y la lente, combinada con el factor de forma adecuado, disminuirá sustancialmente el astigmatismo periférico. El índice global de mérito obtenido mediante una media geométrica de los índices de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 y 30 grados en incrementos de 5 grados, como se ha analizado anteriormente, para la aplicación de la lente de menisco fue de 0,41.

La calidad de imagen foveal para la implementación de la lente de menisco puede evaluarse usando la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, ilustrada en la Figura 35C. Como se observa en la Figura 35C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,75, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.2 siguiente puede deducirse el rendimiento óptico de la lente a diferentes excentricidades entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.2, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la tabla 7.2 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la lente de menisco tiene un error astigmático de -1,14 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de aproximadamente -0,31 dioptrías.

Tabla 7.2

Una comparación del rendimiento óptico de la implementación de la lente de menisco y la lente estándar muestra que la implementación de la lente de menisco configurada para mejorar la calidad de imagen periférica tiene una calidad de imagen foveal que es sustancialmente igual o dentro de un margen de error de la calidad de imagen foveal de la lente estándar. Además, la implementación de la lente de menisco tiene una profundidad de enfoque, representada por la anchura total del pico MTF a través del foco en un valor de MTF umbral (por ejemplo, 0,2, 0,3, 0,4 o 0,5) que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la profundidad de foco proporcionada por la lente estándar. El desenfoque esférico (M) y el error astigmático (J0) proporcionados por la implementación de la lente de menisco son menores que el desenfoque esférico (M) y el error astigmático (J0) proporcionados por la lente estándar. Por consiguiente, la implementación de la lente de menisco puede reducir los errores de refracción periféricos sin degradar la calidad de la imagen foveal. Varias características físicas y ópticas de la lente de menisco descrita en la presente pueden ser similares a las características físicas y ópticas de las diversas lentes que están configuradas para enfocar la luz que incide oblicuamente en una localización retiniana periférica, como se describe en la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644.101 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada " Dual-Optic Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,110 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Enhanced Toric Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,107 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Piggyback Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; y la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,082 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function".

Lente asférica doble

Se diseñó una implementación de una lente asférica doble de acuerdo con los conceptos analizados anteriormente para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. La implementación de la lente asférica doble tiene una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico que pasa a través del centro geométrico de la lente asférica doble y une el centro de curvaturas de la primera y la segunda superficies. La Figura 36A ilustra la curvatura de la primera superficie sobre la que incide la luz del objeto. La primera superficie de la lente puede denominarse superficie anterior, que estará orientada hacia la córnea cuando la lente se implante en el ojo. La Figura 36B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie de la que sale la luz que incide sobre la lente. La segunda superficie de la lente puede denominarse superficie posterior, que estará orientada hacia la retina cuando la lente se implante en el ojo. Tanto la primera como la segunda superficie son superficies asféricas de orden superior incluyendo términos asféricos de hasta duodécimo (12°) orden. Por ejemplo, la primera superficie y/o la segunda superficie pueden describirse matemáticamente mediante la siguiente ecuación:

donde z es la sagita superficial,ces la curvatura de la superficie,rla distancia radial desde el eje óptico,kla constante cónica ya i,..., anson los coeficientes asféricos. Sin pérdida de generalidad, la curvatura de la superficie puede correlacionarse con la inversa del radio de curvatura R. La superficie descrita por la ecuación anterior es simétrica con respecto al eje óptico y, por tanto, no tiene ninguna dependencia angular. Por consiguiente, el efecto óptico (y/o la calidad de la imagen) es independiente de la posición angular.

Los valores de los parámetros de superficie como el radio de curvatura, los coeficientes asféricos, la constante cónica, etc. pueden ser diferentes para la primera y la segunda superficie. Por ejemplo, la superficie orientada hacia la córnea puede tener una constante cónica alta (por ejemplo, entre 10 y 1000) y la superficie orientada hacia la retina puede tener una constante cónica baja (por ejemplo, entre 0 y 10). La curvatura de la segunda superficie puede ser mayor o menor que la curvatura de la primera superficie. En la implementación particular descrita en la presente, otros parámetros de la lente (por ejemplo, grosor y colocación) son similares a los de la lente estándar.

La calidad de imagen foveal para la implementación de la lente asférica doble puede evaluarse usando la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, ilustrada en la Figura 36C. Como se observa en la Figura 36C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,74, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. Como se observa en la Figura 36C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,74, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.3 siguiente puede deducirse el rendimiento óptico de la lente asférica doble a diferentes excentricidades entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.3, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la Tabla 7.3 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la aplicación de la lente asférica doble presenta un error astigmático de -1,39 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de aproximadamente -0,27 dioptrías. El índice global de mérito dado por una media geométrica de los índices de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 y 30 grados en incrementos de 5 grados, como se ha analizado anteriormente, para la implementación de la lente asférica doble fue de 0,50, lo que corresponde a un aumento medio de la relación de contraste de aproximadamente un 25% en comparación con la lente estándar.

Tabla 7.3

Una comparación del rendimiento óptico de la implementación de la lente asférica doble y la lente estándar muestra que la implementación de la lente asférica doble configurada para mejorar la calidad de imagen periférica tiene una calidad de imagen foveal que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la calidad de imagen foveal de la lente estándar. Además, la implementación de la lente asférica doble tiene una profundidad de enfoque, representada por la anchura total del pico MTF a través del foco en un valor MTF umbral (por ejemplo, 0,2, 0,3, 0,4 o 0,5) que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la profundidad de foco proporcionada por la lente estándar. El desenfoque esférico (M) y el error astigmático (J0) proporcionados por la implementación de la lente asférica doble son menores que el desenfoque esférico (M) y el error astigmático (J0) proporcionados por la lente estándar. Además, la implementación de la lente asférica doble proporciona un aumento de aproximadamente el 25% en la relación de contraste en comparación con la lente estándar. Por consiguiente, la implementación de la lente asférica doble puede reducir los errores de refracción periféricos y mejorar la calidad de la imagen periférica sin degradar la calidad de la imagen foveal. Varias características físicas y ópticas de la lente asférica doble descrita en la presente pueden ser similares a las características físicas y ópticas de las varias lentes que están configuradas para enfocar la luz que incide oblicuamente en una localización retiniana periférica, como se describe en la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644.101 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada " Dual-Optic Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,110 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Enhanced Toric Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,107 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Piggyback Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; y la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,082 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function".

Lente gruesa

Se diseñó una implementación de una lente gruesa de acuerdo con los conceptos analizados anteriormente para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. La implementación de la lente gruesa tiene una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico que pasa a través del centro geométrico de la lente gruesa y une el centro de curvaturas de la primera y la segunda superficies. La Figura 37A ilustra la sagita superficial de la primera superficie sobre la que incide la luz del objeto. La primera superficie de la lente puede denominarse superficie anterior, que estará orientada hacia la córnea cuando se implante la lente en el ojo. La Figura 37B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie por la que sale la luz incidente de la lente. La segunda superficie de la lente puede denominarse superficie posterior que se orientará hacia la retina cuando se implante la lente en el ojo. Tanto la primera como la segunda superficie son superficies asféricas de orden superior que incluyen términos asféricos de hasta el octavo (8°) orden. En la implementación particular descrita en la presente, la colocación de la lente gruesa en el ojo es similar a la de la lente estándar. Sin embargo, el grosor de la lente gruesa aumenta hasta 1,5 mm.

La calidad de imagen foveal para la implementación de la lente gruesa puede evaluarse usando la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, ilustrada en la Figura 37C. Como se observa en la Figura 37C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,73, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.4 siguiente puede deducirse el rendimiento óptico de la lente asférica doble a diferentes excentricidades entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.4, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la tabla 7.4 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la aplicación de la lente asférica doble presenta un error astigmático de -1,19 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de aproximadamente -0,15 dioptrías. El índice global de mérito dado por una media geométrica de los índices de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 grados y 30 grados en incrementos de 5 grados como se ha analizado anteriormente para la implementación de la lente gruesa fue de 0,48, lo que corresponde a un aumento medio de la relación de contraste de aproximadamente el 25% en comparación con la lente estándar.

Tabla 7.4

Una comparación del rendimiento óptico de la implementación de la lente gruesa y la lente estándar muestra que la implementación de la lente gruesa configurada para mejorar la calidad de imagen periférica tiene una calidad de imagen foveal que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la calidad de imagen foveal de la lente estándar. Además, la implementación de la lente gruesa tiene una profundidad de foco, representada por la anchura total del pico MTF a través del foco en un valor de MTF umbral (por ejemplo, 0,2, 0,3, 0,4 o 0,5) que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la profundidad de foco proporcionada por la lente estándar. El desenfoque esférico (M) y el error astigmático (JO) proporcionados por la implementación de la lente gruesa son menores que el desenfoque esférico (M) y el error astigmático (JO) proporcionados por la lente estándar. Además, la implementación de la lente gruesa proporciona un aumento de aproximadamente el 25% en la relación de contraste en comparación con la lente estándar. Por consiguiente, la implementación de la lente gruesa puede reducir los errores de refracción periférica y mejorar la calidad de la imagen periférica sin degradar la calidad de la imagen foveal.

Se observa además, a partir de una comparación de la lente asférica doble y la lente gruesa, que aunque el grosor adicional de la lente gruesa disminuye los errores esféricos y cilíndricos, no afecta sustancialmente a la índice de mérito global. Varias características físicas y ópticas de la lente gruesa descrita en la presente pueden ser similares a las características físicas y ópticas de las varias lentes que están configuradas para enfocar la luz que incide oblicuamente en una localización retiniana periférica, como se describe en la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,101 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Dual-Optic Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,110 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Enhanced Toric Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,107 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Piggyback Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; y la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,082 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function".

Lente asférica desplazada o (movida)

Como se ha analizado anteriormente, las implementaciones de lentes analizadas anteriormente pueden implantarse en el ojo de tal manera que la distancia entre la pupila y la superficie anterior de la lente sea pequeña. Por ejemplo, la implementación de lentes divulgadas anteriormente puede implantarse de tal manera que la distancia entre la pupila y la superficie anterior de la lente esté entre 0,9 mm y 1,5 mm. Sin embargo, también se concibe que las implementaciones de las lentes analizadas anteriormente pueden implantarse tan atrás en el ojo como sea posible. Por ejemplo, en algunas implementaciones, la lente puede implantarse de tal manera que siga estando en el saco capsular, pero más cerca de la retina. En tales implementaciones, la distancia entre la pupila y la superficie de la lente puede estar a una distancia entre 1,5 mm y 3,2 mm. Como se ha analizado anteriormente, el desplazamiento axial de la lente puede modificar el plano principal de la lente, lo que a su vez puede afectar a las aberraciones periféricas. Por consiguiente, los parámetros (por ejemplo, la asfericidad) de las varias superficies de una lente asférica pueden cambiar si la lente se coloca más cerca de la retina. Los perfiles de superficie de una lente asférica que está colocada más cerca de la retina que reducirían las aberraciones periféricas pueden obtenerse usando las ecuaciones de desplazamiento de parada descritas anteriormente. En las Figuras 38A y 38B se muestran los perfiles de superficie de una lente asférica configurada para ser colocada a una distancia de aproximadamente 2 mm de la posición de la lente estándar cuando se implanta. La implementación de la lente asférica desplazada se diseñó de acuerdo con los conceptos analizados anteriormente para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. La Figura 38A ilustra la sagita superficial de la primera superficie sobre la que incide la luz del objeto, también denominada superficie anterior, y la Figura 38B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie sobre la que incide la luz que sale de la lente, también denominada superficie posterior. Tanto la primera superficie como la segunda están configuradas como superficies de orden superior.

superficies asféricas que incluyen términos asféricos de hasta décimo (10°) orden. En la implementación particular descrita en la presente, el grosor de la lente asférica es similar al de la lente estándar. Sin embargo, la lente asférica se desplaza aproximadamente 2,0 mm hacia la retina cuando se implanta en el ojo en comparación con la lente estándar.

La calidad de imagen foveal para la implementación de la lente asférica desplazada puede evaluarse usando la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, ilustrada en la Figura 38C. Como se observa en la Figura 38C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,73, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. Como se observa en la Figura 38C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,73, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.5 siguiente puede deducirse el rendimiento óptico de la lente asférica doble a diferentes excentricidades entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.5, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la Tabla 7.5 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la aplicación de la lente asférica doble presenta un error astigmático de -1,87 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de aproximadamente -0,75. El índice de mérito global dado por una media geométrica de los índices de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 grados y 30 grados en incrementos de 5 grados, como se ha analizado anteriormente, para la implementación de la lente asférica desplazada fue de 0,56, lo que corresponde a un aumento medio de la relación de contraste de aproximadamente un 40% en comparación con la lente estándar.

Tabla 7.5

Una comparación del rendimiento óptico de la implementación de la lente gruesa y la lente estándar muestra que la implementación de la lente asférica desplazada configurada para mejorar la calidad de imagen periférica tiene una calidad de imagen foveal que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la calidad de imagen foveal de la lente estándar. Además, la implementación de la lente gruesa tiene una profundidad de foco, representada por la anchura total del pico de MTF a través del foco en un valor de MTF umbral (por ejemplo, 0,2, 0,3, 0,4 o 0,5) que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la profundidad de foco proporcionada por la lente estándar. La lente asférica desplazada proporciona cierta reducción en el desenfoque esférico (M) con respecto a la lente estándar, pero no proporciona una mejora significativa en el error astigmático (J0) con respecto a la lente estándar. Además, la implementación de la lente asférica desplazada proporciona un aumento de aproximadamente el 50% en la relación de contraste en comparación con la lente estándar. Por consiguiente, la implementación de la lente asférica desplazada puede reducir los errores de refracción periféricos y mejorar la calidad de la imagen periférica sin degradar la calidad de la imagen foveal. Varias características físicas y ópticas de la lente asférica desplazada descrita en la presente pueden ser similares a las características físicas y ópticas de las varias lentes que están configuradas para enfocar la luz que incide oblicuamente en una localización retiniana periférica como se describe en la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,101 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Dual-Optic Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,110 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Enhanced Toric Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,107 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Piggyback Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; y la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,082 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function".

Lente de óptica dual

Una implementación de una lente asférica de óptica dual fue diseñada de acuerdo con los conceptos analizados anteriormente para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. La implementación de la lente de óptica dual incluye dos ópticas que están separadas entre sí por una distancia de 1,5 mm. En la implementación particular descrita en la presente la distancia entre las dos ópticas de la lente de óptica dual es fija. Cada óptica de la lente de óptica dual tiene una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico que pasa a través del centro geométrico de la lente y une el centro de las curvaturas de la primera y la segunda superficies. El eje óptico de cada una de las dos ópticas puede coincidir entre sí, estar inclinado con respecto al otro o estar desplazado con respecto al otro. La Figura 39A ilustra la sagita superficial de la primera superficie de la primera óptica de la lente de óptica dual, la primera superficie de la primera óptica puede ser la superficie sobre la que incide la luz del objeto y puede denominarse superficie anterior que estará orientada hacia la córnea cuando se implante en el ojo la lente de óptica dual. La Figura 39B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie de la primera óptica de la lente de óptica dual desde la que sale la luz de la primera óptica. La Figura 39C ilustra la sagita superficial de la primera superficie de la segunda óptica de la lente de óptica dual que recibe la luz que sale de la primera óptica. La Figura 39D ilustra la sagita superficial de la segunda superficie de la segunda óptica de la lente de óptica dual por la que sale la luz. La segunda superficie de la segunda óptica puede denominarse superficie posterior que estará orientada hacia la retina cuando se implante en el ojo la lente de óptica dual. La primera y la segunda superficies de la primera y la segunda lentes de óptica dual pueden ser superficies asféricas que incluyan términos asféricos d hasta e octavo orden (8°). En la realización particular descrita en la presente, el grosor de la primera óptica es de 0,557 mm y el grosor de la segunda óptica es de 0,916 mm.

La calidad de imagen foveal para la implementación de la lente de óptica dual puede evaluarse usando la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, ilustrada en la Figura 39C. Como se observa en la Figura 39C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,74, lo que indica una calidad de imagen suficiente en la fóvea. A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.6 siguiente puede deducirse el rendimiento óptico de la lente de óptica dual a diferentes excentricidades entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.6, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la tabla 7.6 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la implementación de la lente asférica doble presenta un error astigmático de -0,66 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de aproximadamente -1,03 dioptrías. El índice de mérito global dado por una media geométrica de los índices de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 grados y 30 grados en incrementos de 5 grados como se ha analizado anteriormente para la implementación de la lente de óptica dual fue de 0,56, lo que corresponde a un aumento medio de la relación de contraste de aproximadamente el 40% en comparación con la lente estándar.

Tabla 7.6

Una comparación del rendimiento óptico de la implementación de la lente de óptica dual y la lente estándar muestra que la implementación de la lente de óptica dual configurada para mejorar la calidad de imagen periférica tiene una calidad de imagen foveal que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la calidad de imagen foveal de la lente estándar. Además, la implementación de la lente de óptica dual tiene una profundidad de foco, representada por la anchura total del pico de MTF a través del foco en un valor de MTF umbral (por ejemplo, 0,2, 0,3, 0,4 o 0,5) que es sustancialmente igual o está dentro de un margen de error de la profundidad de foco proporcionada por la lente estándar. El desenfoque esférico (M) y el error astigmático (J0) proporcionados por la implementación de la lente de óptica dual son menores que el desenfoque esférico (M) y el error astigmático (JO) proporcionados por la lente estándar. Además, la implementación de la lente de óptica dual proporciona un aumento de aproximadamente el 50% en la relación de contraste en comparación con la lente estándar. Por consiguiente, la implementación de la lente de óptica dual puede reducir los errores de refracción periférica y mejorar la calidad de la imagen periférica sin degradar la calidad de la imagen foveal. Varias características físicas y ópticas de la lente de óptica dual descrita en la presente pueden ser similares a las características físicas y ópticas de las varias lentes que están configuradas para enfocar la luz que incide oblicuamente en una localización retiniana periférica como se describe en la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,101 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Dual-Optic Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,110 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Enhanced Toric Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,107 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Piggyback Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; y la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,082 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function".

Lente de óptica dual acomodativa

Se diseñó una implementación de una lente de óptica dual acomodativa de acuerdo con los conceptos analizados anteriormente para mejorar la calidad de imagen periférica sin sacrificar la calidad de imagen foveal. Sin pérdida de generalidad, una LIO que está configurada para cambiar la posición axial de la óptica y/o la forma y el tamaño de la óptica en respuesta a las fuerzas oculares aplicadas por el saco capsular y/o los músculos ciliares puede denominarse lente acomodativa. La realización de la lente de óptica dual acomodativa incluye dos ópticas que están separadas entre sí por una distancia variable. La distancia entre las dos ópticas de la lente de óptica dual acomodativa puede variar en respuesta a las fuerzas oculares ejercidas por el saco capsular, las zónulas y/o los músculos ciliares. La lente de óptica dual puede configurarse para proporcionar hasta aproximadamente 1,0 dioptrías de potencia óptica adicional cuando se varía la distancia entre las dos ópticas.

Cada óptica de la lente de óptica dual tiene una primera superficie y una segunda superficie intersecadas por un eje óptico que pasa a través el centro geométrico de la lente y une el centro de curvaturas de la primera y la segunda superficies. El eje óptico de cada una de las dos ópticas puede coincidir entre sí, estar inclinado con respecto al otro o estar desplazado con respecto al otro. En la implementación particular descrita en la presente, una primera óptica de la lente de óptica dual acomodativa que está configurada para recibir la luz incidente del objeto (también denominada óptica anterior) puede ser una lente esférica que tiene una potencia óptica de aproximadamente 25 dioptrías. En la implementación particular descrita en la presente, una segunda óptica de la lente de óptica dual acomodativa desde la que la luz sale de la lente de óptica dual (también denominada óptica posterior) incluye dos superficies asféricas. Las superficies de la óptica posterior pueden incluir términos asféricos de hasta octavo (8°) orden. En la implementación particular descrita en la presente, el grosor de la primera y la segunda óptica es de aproximadamente 0,9 mm. Varias características físicas y ópticas de la lente de óptica dual acomodativa descrita en la presente pueden ser similares a las características físicas y ópticas de las varias lentes que están configuradas para enfocar la luz incidente oblicuamente en una localización retiniana periférica, como se describe en la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,101 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Dual-Optic Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,110 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Enhanced Toric Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,107 presentada el 10 de marzo de 2015, titulada "Piggyback Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function"; y la Solicitud de Estados Unidos N° 14/644,082 presentada el 10 de marzo de 2015 y titulada "Intraocular Lens that Improves Overall Vision where there is a Local Loss of Retinal Function".

La Figura 40A ilustra la sagita superficial de la primera superficie de la primera óptica de la lente de óptica dual, la primera superficie de la primera óptica puede ser la superficie sobre la que incide la luz del objeto y puede denominarse superficie anterior que estará orientada hacia la córnea cuando se implante en el ojo la lente de óptica dual. La Figura 40B ilustra la sagita superficial de la segunda superficie de la primera óptica de la lente de óptica dual desde la que sale la luz de la primera óptica. La Figura 40C ilustra la sagita superficial de la primera superficie de la segunda óptica de la lente de óptica dual que recibe la luz que sale de la primera óptica. La Figura 40D ilustra el sagita de la superficie de la segunda superficie del segundo óptico de la lente de óptica dual de la que sale la luz de la lente de óptica dual. La segunda superficie de la segunda óptica puede denominarse superficie posterior, que estará orientada hacia la retina cuando se implante en el ojo la lente de óptica dual.

La calidad de la imagen foveal para la implementación de la lente de óptica dual acomodativa puede evaluarse usando la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para una pupila de 5mm, ilustrada en la Figura 40C. Como se observa en la Figura 40C, la MTF a través del foco a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es de aproximadamente 0,57, que es menor que la MTF de la lente estándar descrita anteriormente. Sin embargo, la MTF de la lente de óptica dual acomodativa a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde es similar a la MTF lograda por una lente esférica estándar con capacidades acomodativas.

A partir de los datos proporcionados en la Tabla 7.7 a continuación puede deducirse el rendimiento óptico de la lente de óptica dual en diferentes excentricidades entre 0 y 30 grados en incrementos de 5 grados. Con referencia a la tabla 7.7, M es el desenfoque esférico y J0 es el error astigmático. En la Tabla 7.7 se observa que, con una excentricidad de aproximadamente 30 grados, la lente asférica doble presenta un error astigmático de -13,7 dioptrías y un valor de desenfoque esférico de -21,15 dioptrías. Aunque los errores de refracción son mayores en comparación con los de la lente estándar, el índice de mérito global dado por una media geométrica de los índice de mérito obtenidos a diferentes excentricidades entre 5 y 30 grados en incrementos de 5 grados, como se ha analizado anteriormente, para la implementación de la lente de óptica dual acomodativa fue de 0,53, lo que corresponde a un aumento medio de la relación de contraste de aproximadamente un 40% en comparación con la lente estándar.

Tabla 7.7

Resumen de varios diseños de lentes ópticas

En las Tablas 7.8 y 7.9 a continuación se resumen la calidad de la imagen periférica y foveal para los varios diseños de lentes analizados anteriormente. La Tabla 7.8 proporciona el resumen del rendimiento óptico para una pupila de 5 mm y la Tabla 7.9 proporciona el resumen del rendimiento óptico para una pupila de 3 mm. Como se ha indicado anteriormente, los distintos diseños de lentes representan diferentes configuraciones de superficie óptica que, mediante el uso de algoritmos y métricas de optimización, como se ha descrito anteriormente, están configuradas para proporcionar una calidad de imagen periférica mejorada. A partir de las Tablas 7.8 y 7.9, se observa que los diferentes diseños de lentes, con la excepción del diseño de lente de menisco, proporcionan un aumento del índice de mérito correspondiente a una ganancia de MTF media en una imagen periférica de entre el 25% y el 50% en comparación con la lente estándar, con los diseños más complejos proporcionando una ganancia de MTF mayor. También se observa que es ventajoso usar métricas basadas en la MTF para evaluar la calidad de la imagen periférica en lugar de los errores ópticos (por ejemplo, el desenfoque esférico o el error astigmático) en la imagen periférica. Por ejemplo, aunque el diseño de la lente de menisco redujo significativamente los errores ópticos en la imagen periférica en comparación con la lente estándar, el índice de mérito global para el diseño de la lente de menisco fue igual al índice de mérito global de la lente estándar. La falta de mejora en la MTF global del diseño de lente de menisco puede atribuirse a una combinación de aberraciones de orden superior. Como otro ejemplo, la lente de óptica dual acomodativa tenía un índice de mérito global superior al de la lente estándar a pesar de tener grandes errores ópticos.

Tabla 7.8: Rendimiento ó tico de varios diseños de lentes ara una u ila de 5 mm

Tabla 7.9: Rendimiento ó tico de varios diseños de lentes ara una u ila de 3 mm

Una comparación del rendimiento óptico de los diferentes diseños de lente en condiciones de brillo (tamaño de pupila de 3 mm) tabulada en la Tabla 7.9 indica que los índices de mérito globales aumentan para los diferentes diseños de lente en comparación con la lente estándar mientras que la MTF foveal permanece sustancialmente igual a la MTF foveal proporcionada por la lente estándar. Se observa además que el rendimiento óptico de la lente de grosor grueso es comparable al rendimiento óptico de los otros diseños de lente. Además, la lente de menisco tiene un índice de mérito global más alto en comparación con el factor de mérito global de la lente estándar, ya que las aberraciones de orden superior introducidas por el menisco son menos relevantes cuando el tamaño de la pupila es pequeño. También se observa que la calidad de la imagen foveal de la lente óptica dual acomodativa es comparable a la de los otros diseños de lentes.

Los varios diseños de lente analizados anteriormente pueden implementarse en una LIO que incluya una óptica que tenga superficies similares a los perfiles de superficie descritos anteriormente y un háptico que mantenga la LIO en su sitio cuando se implante en el ojo. El háptico puede comprender un material biocompatible que sea adecuado para acoplarse al saco capsular del ojo, el iris, el surco y/o los músculos ciliares del ojo. Por ejemplo, el háptico puede comprender materiales como acrílico, silicona, polimetilmetacrilato (PMMA), copolímeros de bloque de estireno-etileno-butileno-estireno (C-FLEX) u otros copolímeros a base de estireno, alcohol polivinílico (PVA), poliestireno, poliuretanos, hidrogeles, etc. En varias implementaciones, el háptico puede incluir uno o más brazos que se acoplan a la óptica de la LIO. Por ejemplo, el háptico puede configurarse para que tenga una estructura similar a la estructura de los elementos de desviación divulgados en la Publicación de Estados Unidos N° 2013/0013 060. En varias implementaciones, el háptico puede incluir uno o más brazos que sobresalen hacia la óptica. En varias implementaciones, el háptico puede configurarse para mover la óptica a lo largo del eje óptico del ojo en respuesta a fuerzas oculares aplicadas por el saco capsular y/o los músculos ciliares. Por ejemplo, el háptico puede incluir una o más bisagras para facilitar el movimiento axial de la óptica. Como otro ejemplo, el háptico puede incluir resortes o estar configurado para ser similar a un resorte para efectuar el movimiento de la óptica. De esta manera, puede variarse la posición axial de la óptica en respuesta a las fuerzas oculares para proporcionar visión en un amplio intervalo de distancias. En varias implementaciones, el háptico también puede configurarse para cambiar una forma de la óptica en respuesta a las fuerzas oculares. Como se ha analizado anteriormente, variar la posición axial de la óptica o la forma de la óptica puede desplazar el plano principal, lo que puede afectar (por ejemplo, reducir) una o más aberraciones ópticas periféricas. Por tanto, el háptico puede configurarse para reducir por lo menos una aberración óptica en una imagen formada en una localización retiniana periférica.

La óptica de la lente puede configurarse de tal manera que las propiedades refractivas de la óptica puedan cambiarse en respuesta al proceso natural de acomodación del ojo. Por ejemplo, la óptica puede comprender un material deformable que puede comprimirse o expandirse en respuesta a las fuerzas oculares aplicadas por el saco capsular y/o los músculos ciliares. Como otro ejemplo, la óptica puede configurarse para cambiar su forma en respuesta a fuerzas oculares en el intervalo entre aproximadamente 1 gramo y aproximadamente 10 gramos, 5 y 10 gramos, 1 y 5 gramos, aproximadamente 1 y 3 gramos o valores intermedios para proporcionar un cambio de potencia óptica entre aproximadamente 0,5 dioptrías y aproximadamente 6,0 dioptrías. En varias implementaciones, la óptica puede comprender materiales como acrílico, silicona, polimetilmetacrilato (PMMA), copolímeros de bloque de estirenoetileno-butileno-estireno (C-FLEX) u otros copolímeros a base de estireno, alcohol polivinílico (PVA), poliestirenos, poliuretanos, hidrogeles, etc. La óptica puede comprender estructuras y materiales que se describen en la Publicación de Estados Unidos N° 2013/0013060.

Los diseños de lente analizados anteriormente pueden configurarse de tal manera que la luz incidente sobre la córnea paralela al eje óptico del ojo se enfoque en la parte central de la retina para producir una imagen foveal funcional que tenga suficiente calidad de imagen. Por ejemplo, la imagen foveal puede tener una MTF de por lo menos 0,5 a una frecuencia espacial mayor o igual a 50 ciclos/mm en luz verde para un tamaño de pupila de 3 a 5 mm. Además, la luz que incide en ángulos oblicuos se enfoca en una localización de la retina periférica alejada de la fóvea para producir una imagen periférica funcional con suficiente calidad de imagen. La luz puede incidir oblicuamente desde el campo de visión vertical o desde el campo de visión horizontal. Por ejemplo, las implementaciones de las lentes analizadas en la presente pueden configurarse para enfocar la luz incidente en ángulos oblicuos entre aproximadamente 5 grados y aproximadamente 30 grados con respecto al eje óptico del ojo, entre aproximadamente 10 grados y aproximadamente 25 grados con respecto al eje óptico del ojo, entre aproximadamente 15 grados y aproximadamente 20 grados con respecto al eje óptico del ojo, o intermedios, en una localización de la retina periférica alejada de la fóvea. Además, las lentes analizadas en la presente también pueden configurarse para acomodarse para enfocar objetos situados a diferentes distancias en la retina (por ejemplo, en una localización en la periferia de la retina y/o la fóvea) en respuesta a las fuerzas oculares ejercidas por el saco capsular y/o los músculos ciliares. Partes de la primera o la segunda superficie de las lentes descritas anteriormente pueden ser tóricas para proporcionar una corrección astigmática corneal. La primera o la segunda superficie de las lentes descritas anteriormente pueden incluir características difractivas para proporcionar una mayor profundidad de campo. La primera o la segunda superficies de las lentes descritas anteriormente pueden incluir aberturas adicionales para mejorar aún más la calidad de la imagen periférica. La primera o la segunda superficie de las lentes descritas anteriormente pueden incluir partes asimétricas para mejorar selectivamente partes del campo visual. Por ejemplo, como se ha analizado con anterioridad, la primera o la segunda superficie de las lentes descritas anteriormente puede incluir un componente tórico que tenga una potencia óptica mayor a lo largo del eje vertical correspondiente a un eje de 90 grados usando la convención común del signo negativo del cilindro que el eje horizontal correspondiente a un eje de 180 grados usando la convención común del signo negativo del cilindro. Una lente de este tipo puede mejorar la calidad de la imagen en el campo de visión horizontal, lo que puede ser beneficioso para los pacientes, ya que la mayoría de las tareas visuales relevantes se llevan a cabo en el campo de visión horizontal. Los varios diseños de lentes analizados anteriormente pueden implementarse como lentes complementarias a las LIO existentes para mejorar la calidad de imagen periférica de las LIO existentes.

Las implementaciones de lentes descritas en la presente divulgación pueden configurarse para corregir errores de orden inferior (por ejemplo, esfera y cilindro), aberraciones de orden superior (por ejemplo, coma, trébol) o ambos resultantes de la incidencia oblicua de la luz en la imagen formada en una localización de la retina periférica. La geometría de las varias superficies de las lentes descritas en la presente divulgación, el grosor de las lentes descritas en la presente divulgación, la colocación de las varias implementaciones de lentes descritas en la presente divulgación y otros parámetros pueden configurarse de tal manera que las lentes puedan enfocar la luz incidente paralela al eje óptico en la fóvea con suficiente contraste visual y la luz incidente en una pluralidad de ángulos oblicuos (por ejemplo, entre aproximadamente -25 grados y aproximadamente 25 grados con respecto al eje óptico del ojo) en un área alrededor de una localización en la retina periférica espaciada de la fóvea con suficiente contraste visual. Los varios diseños de lentes analizados anteriormente pueden implementarse como lentes complementarias para mejorar la calidad de la imagen en una localización periférica reduciendo una o más aberraciones ópticas en la localización periférica en pacientes a los que se les ha colocado una lente intraocular estándar actualmente disponible en el mercado.

Método de ejemplo para diseñar una LIO que compense las aberraciones periféricas

En la FIG. 41 se ilustra un ejemplo de método de diseño de una LIO para compensar aberraciones periféricas. El método 3000 incluye obtener mediciones oculares para un paciente como se muestra en el bloque 3005. Las mediciones oculares pueden obtenerse usando un COAS y cualquier biómetro que esté actualmente disponible en la práctica oftalmológica. Las mediciones oculares pueden incluir obtener la longitud axial del ojo, la potencia corneal y la potencia esférica que alcanza la emetropía. Las mediciones oculares pueden incluir obtener la variación del astigmatismo periférico, el coma horizontal y la potencia óptica esférica en función del ángulo del campo visual.

El método 3000 está configurado para determinar un diseño de LIO que incluye una pluralidad de características ópticas que compensan el astigmatismo periférico, el coma horizontal y el desenfoque periférico, como se muestra en el bloque 3025. La pluralidad de características ópticas puede incluir uno o más elementos ópticos (por ejemplo, elementos de enfoque, elementos de difracción), ranuras, características difractivas de volumen o superficie, etc. En varias realizaciones, la pluralidad de características ópticas puede incluir regiones de índice de refracción variable y/o regiones con curvaturas variables. En varias realizaciones, algunas de la pluralidad de características ópticas pueden disponerse regularmente para formar un patrón. En varias realizaciones, algunas de la pluralidad de características ópticas pueden disponerse de manera aleatoria. La pluralidad de características ópticas puede incluir o basarse en un primer conjunto de características ópticas configuradas para compensar el astigmatismo periférico como se muestra en el bloque 3010, un segundo conjunto de características ópticas configuradas para compensar el coma horizontal, como se muestra en el bloque 3015 y un tercer conjunto de características ópticas configuradas para compensar el desenfoque periférico como se muestra en el bloque 3020.

Como se ha analizado anteriormente, el astigmatismo periférico es independiente de las entradas biométricas del paciente. Por consiguiente, la determinación del primer conjunto de características ópticas que dan como resultado una distribución de potencia óptica que corrige el astigmatismo periférico puede ser independiente de las entradas biométricas del paciente. En varias realizaciones, la disposición del primer conjunto de características ópticas puede proporcionar una mayor potencia cilíndrica en las regiones periféricas en ángulos de campo visual que tengan un valor absoluto superior a aproximadamente 10 grados en comparación con la potencia cilíndrica proporcionada en la región central en ángulos de campo visual entre aproximadamente -10 grados y aproximadamente 10 grados. En varias realizaciones, la disposición del primer conjunto de características ópticas puede proporcionar una potencia cilindrica que aumente continuamente desde la región central hacia las regiones periféricas de tal manera que el astigmatismo periférico se compense en la mayoría o en todos los ángulos del campo visual. En varias realizaciones esta variación puede ser no lineal. Por ejemplo, en varias realizaciones, la potencia del cilindro resultante de la disposición del primer conjunto de características ópticas puede aumentar cuadráticamente desde la región central a las regiones periféricas. En algunas realizaciones, la disposición del primer conjunto de características ópticas puede proporcionar una potencia cilíndrica adicional que compense el astigmatismo periférico sólo en determinados ángulos específicos del campo visual (por ejemplo, ±15 grados, ± 20 grados, ± 25 grados, ± 30 grados).

Como se ha analizado anteriormente, el coma horizontal es independiente de las entradas biométricas del paciente. Por consiguiente, la determinación del segundo conjunto de características ópticas que da como resultado una distribución de potencia óptica que corrige el coma horizontal puede ser independiente de las entradas biométricas del paciente. En varias realizaciones, la cantidad de coma horizontal proporcionada por la disposición del segundo conjunto de características ópticas puede disminuir linealmente desde valores positivos en un ángulo de campo visual de aproximadamente -40 grados hasta valores negativos en un ángulo de campo visual de aproximadamente 40 grados. En varias realizaciones, la disposición del segundo conjunto de características ópticas puede proporcionar un valor de coma horizontal que varía continuamente (por ejemplo, aumentando para los ojos derechos y disminuyendo para los ojos izquierdos) desde la región periférica temporal hasta la región temporal nasal de tal manera que se compense el coma horizontal en la mayoría o en todos los ángulos del campo visual. Alternativamente, en algunas realizaciones, la LIO puede configurarse para compensar el coma horizontal sólo en ciertos ángulos específicos del campo visual (por ejemplo, ±15 grados, ± 20 grados, ± 25 grados, ± 30 grados).

Como se ha analizado anteriormente, el desenfoque periférico está relacionado con las entradas biométricas del paciente como, por ejemplo, la longitud axial y la potencia corneal. Como estos parámetros también se usan para calcular la potencia esférica de una LIO, para lograr la emetropía las LIO configuradas para corregir el desenfoque periférico también dependen del estado refractivo foveal o de la potencia esférica de la LIO. En varias realizaciones de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico en un ojo emétrope o en pacientes con cantidades bajas de miopía, la disposición del tercer conjunto de características ópticas puede proporcionar una mayor cantidad de desenfoque óptico en las regiones periféricas en comparación con la región central. En varias realizaciones de una LIO configurada para compensar el desenfoque periférico, en pacientes con cantidades de moderadas a altas de miopía, la disposición del tercer conjunto de características ópticas puede proporcionar una menor cantidad de desenfoque óptico en las regiones periféricas en comparación con la región central. En varias realizaciones, la disposición del tercer conjunto de características ópticas puede dar como resultado una distribución de potencia óptica que es simétrica alrededor de la región central. En varias realizaciones, la disposición del tercer conjunto de características ópticas puede dar como resultado una distribución de potencia óptica que no es lineal con la excentricidad. En varias realizaciones, la disposición del tercer conjunto de características ópticas puede dar como resultado una distribución de potencia óptica que varía continuamente desde la región central a las regiones periféricas de tal manera que el desenfoque se compensa en la mayoría o en todos los ángulos del campo visual. Alternativamente, en algunas realizaciones, la disposición del tercer conjunto de características ópticas puede configurarse para que compense el desenfoque sólo en ciertos ángulos específicos del campo visual (por ejemplo, ±15 grados, ± 20 grados, ± 25 grados, ± 30 grados). Las varias operaciones ilustradas en el método 3000 pueden realizarse secuencial o simultáneamente. En varias realizaciones, el primer, el segundo y el tercer conjuntos de características ópticas pueden disponerse en una LIO que tenga una potencia óptica base. En varias realizaciones, la LIO puede diseñarse teniendo en consideración la variación del astigmatismo periférico, el desenfoque periférico y el coma horizontal con respecto al campo de visión simultáneamente. En varias realizaciones, el método 3000 puede ser iterativo en donde las operaciones de los bloques 3010, 3015, 3020 y 3025 pueden repetirse varias veces para obtener una distribución de potencia de LIO optimizada que corrija los errores periféricos como, por ejemplo, el astigmatismo periférico, el coma horizontal y el desenfoque periférico.

En referencia a la FIG. 42, en ciertas realizaciones, un método 200 para optimizar la visión periférica comprende un elemento 205 de determinación de una o más propiedades físicas y/u ópticas del ojo 100 incluyendo un mapa geográfico de funcionalidad retiniana y/o la forma retiniana.

El método 200 comprende adicionalmente un elemento 210 de diseño o determinación del tipo de lente intraocular 100 adecuado para optimizar la agudeza visual, incluyendo la agudeza visual periférica. El diseño de la lente puede ser cualquiera de los detallados en la presente, así como modificaciones y construcciones alternativas que sean evidentes para los expertos en la técnica.

El método 200 comprende también un elemento 215 de cálculo de una posición deseada de la lente intraocular 100 o de la óptica 102 después de un procedimiento quirúrgico ocular.

En referencia a la FIG. 43, en ciertas realizaciones, un sistema informático 300 para mejorar u optimizar la visión periférica comprende un procesador 302 y una memoria legible por ordenador 304 acoplada al procesador 302. La memoria legible por ordenador 304 tiene almacenada una matriz de valores ordenados 308 y secuencias de instrucciones 310 que, cuando son ejecutadas por el procesador 302, hacen que el procesador 302 realice ciertas funciones o ejecute ciertos módulos. Por ejemplo, puede ejecutarse un módulo configurado para calcular una posición postoperatoria de la lente dentro de un ojo y/o para seleccionar una lente oftálmica o una potencia óptica de la misma. Como otro ejemplo, puede ejecutarse un módulo que está configurado para realizar uno o más de los pasos en el método 1700, 2200, 3100, 3000 o 200 como se describe con referencia a las FIGS. 17, 22, 31,41 y 42 respectivamente. Como otro ejemplo, puede ejecutarse un módulo configurado para determinar un diseño de LIO mejorado u óptimo mediante la evaluación de aberraciones después de un cambio en las posiciones relativas de una parada y una lente, mediante el uso de las ecuaciones de desplazamiento de parada como se describe en la presente. Como otro ejemplo, puede ejecutarse un módulo configurado para determinar propiedades de LIO binocular para mejorar la sensibilidad al contraste periférico. Como otro ejemplo, puede ejecutarse un módulo que esté configurado para determinar una corrección óptica que se proporciona para aumentar la sensibilidad de contraste a lo largo de la dirección horizontal que puede incluir correcciones para el astigmatismo y otras aberraciones esféricas y/o no esféricas.

La matriz de valores ordenados 308 puede comprender, por ejemplo, una o más dimensiones oculares de un ojo o pluralidad de ojos de una base de datos, un resultado refractivo deseado, parámetros de un modelo ocular basado en una o más características de por lo menos un ojo, y datos relacionados con una LIO o conjunto de LIO como una potencia, un perfil asférico, y/o un plano de lente. En algunas realizaciones, la secuencia de instrucciones 310 incluye determinar una posición de una LIO, realizar uno o más cálculos para determinar un resultado refractivo previsto basado en un modelo de ojo y un algoritmo de trazado de rayos, comparar un resultado refractivo previsto con un resultado refractivo deseado y, sobre la base de la comparación, repetir el cálculo con una LIO que tenga por lo menos una potencia diferente, un diseño diferente y/o una localización de LIO diferente.

El sistema informático 300 puede ser un ordenador de sobremesa o portátil de propósito general o puede comprender hardware configurado específicamente para realizar los cálculos deseados. En algunas realizaciones, el sistema informático 300 está configurado para acoplarse electrónicamente a otro dispositivo como una consola de facoemulsificación o uno o más instrumentos para obtener mediciones de un ojo o una pluralidad de ojos. En otras realizaciones, el sistema informático 300 es un dispositivo portátil que puede adaptarse para acoplarse electrónicamente a uno de los dispositivos que se acaban de enumerar. En otras realizaciones más, el sistema informático 300 es, o forma parte de, un planificador refractivo configurado para proporcionar una o más lentes intraoculares adecuadas para su implantación basándose en las características físicas, estructurales y/o geométricas de un ojo, y basándose en otras características de un paciente o del historial del paciente, como la edad de un paciente, el historial médico, el historial de procedimientos oculares, las preferencias vitales y similares.

Generalmente, las instrucciones del sistema 300 incluirán elementos del método 200, 1700, 2200, 3000, 3100 y/o parámetros y rutinas para realizar cálculos de una o más de las ecuaciones anteriores, como las ecuaciones de desplazamiento de parada o las métricas.

En ciertas realizaciones, el sistema 300 incluye o forma parte de un sistema de facoemulsificación, un sistema de tratamiento con láser, un instrumento de diagnóstico óptico (por ejemplo, autorrefractor, aberrómetro y/o topógrafo corneal, o similares). Por ejemplo, la memoria legible por ordenador 304 puede contener además instrucciones para controlar la pieza de mano de un sistema de facoemulsificación o un sistema quirúrgico similar. Adicional o alternativamente, la memoria legible por ordenador 304 puede contener adicionalmente instrucciones para controlar o intercambiar datos con un autorrefractor, aberrómetro, tomógrafo y/o topógrafo, o similares.

En algunas realizaciones, el sistema 300 incluye o forma parte de un planificador refractivo. El planificador refractivo puede ser un sistema para determinar una o más opciones de tratamiento para un sujeto basándose en parámetros como la edad del paciente, historial familiar, preferencias de visión (por ejemplo, visión cercana, intermedia, lejana), tipo/nivel de actividad, procedimientos quirúrgicos anteriores.

Conclusión

Como se usa en la presente, el término "procesador" se refiere de manera amplia a cualquier dispositivo adecuado, bloque lógico, módulo, circuito, o combinación de elementos para ejecutar instrucciones. Por ejemplo, el procesador 302 puede incluir cualquier microprocesador convencional de propósito general de un único o de múltiples chips, como un procesador Pentium®, un procesador MIPS®, un procesador Power PC®, un procesador AMD®, un procesador ARM o un procesador ALPHA®. Además, el procesador 302 puede incluir cualquier microprocesador convencional de propósito especial, como un procesador de señales digitales. Los varios bloques lógicos, módulos y circuitos ilustrativos descritos en relación con las realizaciones divulgadas en la presente pueden implementarse o ejecutarse con un procesador de propósito general, un procesador de señales digitales (DSP), un circuito integrado de aplicación específica (ASIC), una matriz de puertas programables en campo (FPGA) u otro dispositivo lógico programable, lógica de puertas o transistores discretos, componentes de hardware discretos o cualquier combinación de los mismos diseñados para realizar las funciones descritas en la presente. El procesador 302 puede implementarse como una combinación de dispositivos informáticos, por ejemplo, una combinación de un DSP y un microprocesador, una pluralidad de microprocesadores, uno o más microprocesadores junto con un núcleo DSP, o cualquier otra configuración de este tipo.

La memoria legible por ordenador 304 puede referirse a circuitos electrónicos que permiten almacenar y recuperar información, típicamente datos informáticos o digitales. La memoria legible por ordenador 304 puede referirse a dispositivos o sistemas externos, por ejemplo, unidades de disco o unidades de estado sólido. La memoria legible por ordenador 304 también puede referirse a almacenamiento rápido de semiconductores (chips), por ejemplo, memoria de acceso aleatorio (RAM) o varias formas de memoria de sólo lectura (ROM), que están directamente conectadas al bus de comunicación o al procesador 302. Otros tipos de memoria incluyen la memoria de burbuja y la memoria de núcleo. La memoria legible por ordenador 304 puede ser hardware físico configurado para almacenar información en un medio no transitorio.

Los métodos y procesos descritos en la presente pueden incorporarse en, y automatizarse parcial o totalmente mediante, módulos de código de software ejecutados por uno o más ordenadores de propósito general y/o especial. La palabra "módulo" puede referirse a lógica incorporada en hardware y/o firmware, o a una colección de instrucciones de software, posiblemente con puntos de entrada y salida, escritas en un lenguaje de programación, como, por ejemplo, C o C++. Un módulo de software puede compilarse y enlazarse en un programa ejecutable, instalarse en una biblioteca enlazada dinámicamente o escribirse en un lenguaje de programación interpretado como, por ejemplo, BASIC, Perl o Python. Se apreciará que los módulos de software pueden solicitarse desde otros módulos o desde sí mismos, y/o pueden solicitarse en respuesta a eventos detectados o interrupciones. Las instrucciones de software pueden estar integradas en firmware, como una memoria de sólo lectura programable y borrable (EPROM). Se apreciará además que los módulos de hardware pueden comprender unidades lógicas conectadas, como compuertas y flip-flops, y/o pueden comprender unidades programables, como matrices de compuertas programables, circuitos integrados de aplicación específica, y/o procesadores. Los módulos descritos en la presente pueden implementarse como módulos de software, pero también pueden representarse en hardware y/o firmware. Además, aunque en algunas realizaciones un módulo puede compilarse por separado, en otras realizaciones un módulo puede representar un subconjunto de instrucciones de un programa compilado por separado, y puede no tener una interfaz disponible para otras unidades lógicas de programa.

En ciertas realizaciones, pueden implementarse y/o almacenarse módulos de código en cualquier tipo de medio legible por ordenador u otro dispositivo de almacenamiento informático. En algunos sistemas, los datos (y/o metadatos) introducidos en el sistema, los datos generados por el sistema, y/o los datos usados por el sistema pueden almacenarse en cualquier tipo de repositorio de datos informáticos, como una base de datos relacional y/o un sistema de archivos planos. Cualquiera de los sistemas, métodos y procesos descritos en la presente puede incluir una interfaz configurada para permitir la interacción con usuarios, operadores, otros sistemas, componentes, programas, etcétera.

Claims (7)

REIVINDICACIONES

1. Una lente intraocular (100) configurada para mejorar la visión del ojo de un paciente, la lente intraocular (100) comprendiendo:

una óptica (102) que comprende una primera superficie y una segunda superficie opuesta a la primera superficie, la primera superficie y la segunda superficie intersecadas por un eje óptico, la óptica (102) siendo simétrica alrededor del eje óptico, en donde la primera o la segunda superficie de la óptica (102) es asférica,

en donde la óptica (102) está configurada para enfocar la luz incidente a lo largo de una dirección paralela al eje óptico en la fóvea para producir una imagen foveal funcional,

en donde la óptica (102) está configurada para enfocar la luz incidente en el ojo del paciente en un ángulo oblicuo con respecto al eje óptico en una localización retiniana periférica dispuesta a una distancia de la fóvea,caracterizada porquela localización retiniana periférica tiene una excentricidad comprendida entre 1 y 30 grados, y

en donde la óptica (102) es una lente de menisco que tiene una superficie anterior cóncava con potencia óptica negativa, una superficie posterior convexa con potencia óptica positiva y un factor de forma entre menos 4 y menos 1,5, en donde el factor de forma es igual a

Rp+Rg

Rp—Ra

en donde Ra es el radio de curvatura de la superficie anterior y Rp es el radio de curvatura de la superficie posterior, por lo que se mejora la calidad de la imagen en la localización retiniana periférica reduciendo el astigmatismo en la localización retiniana periférica.

2. La lente intraocular de la reivindicación 1, en donde el ángulo oblicuo está comprendido entre aproximadamente 1 grado y aproximadamente 30 grados.

3. La lente intraocular de la reivindicación 1, en donde la imagen foveal tiene una función de transferencia de modulación (MTF) de por lo menos 0,5 a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm tanto para el foco tangencial como para el sagital en luz verde para un tamaño de pupila entre 3 y 5 mm.

4. La lente intraocular de la reivindicación 3, en donde la imagen foveal tiene una MTF a través del foco de aproximadamente 0,75 a una frecuencia espacial de 100 ciclos/mm en luz verde para un tamaño de pupila de 5 mm.

5. La lente intraocular de la reivindicación 1, en donde una imagen formada en la localización retiniana periférica tiene un índice de mérito de por lo menos 0,5, en donde el índice de mérito es una MTF media para un intervalo de frecuencias espaciales entre 0 ciclos/mm y 30 ciclos/mm obtenida a diferentes excentricidades entre 1 y 30 grados para un tamaño de pupila de 3 mm.

6. La lente intraocular de la reivindicación 5, en donde el índice de mérito es 0,61.

7. La lente intraocular de la reivindicación 1, en donde la óptica (102) tiene un grosor comprendido entre aproximadamente 0,3 mm y aproximadamente 2,0 mm.