BR102015020643A2 - design de lente de forma natural e método para impedir e/ou desacelerar o avanço da miopia - Google Patents

Abstract

resumo patente de invenção: "design de lente de forma natural e método para impedir e/ou desacelerar o avanço da miopia". a presente invenção refere-se a lentes que incorporam perfis de potência de forma natural que realizam ao menos um dentre desacelerar, atrasas ou impedir o avanço da miopia. uma lente oftálmica inclui uma primeira zona no centro da lente; uma primeira região periférica que se estende continuamente a partir do centro, a primeira região periférica tendo uma potência dióptrica diferente da potência do centro; e uma segunda região periférica que se estende continuamente a partir da primeira região periférica e que tem uma potência dióptrica diferente daquela da primeira região periférica, fornecendo assim um perfil de potência contínuo de forma natural que tem um desempenho visual substancialmente equivalente aquele de uma lente de visão única, e que tem uma profundidade de foco e uma sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida que desacelera, atrasa ou impede o avanço da miopia.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "DESIGN DE LENTE DE FORMA NATURAL E MÉTODO PARA IMPEDIR E/OU DESACELERAR O AVANÇO DA MIOPIA". ANTECEDENTES DA INVENÇÃO Campo da Invenção [0001] A presente invenção refere-se a lentes oftálmicas e, mais particularmente, a lentes de contato projetadas para desacelerar, atrasar ou impedir o avanço da miopia. As lentes oftálmicas da presente invenção compreendem perfis de potência de forma natural que fornecem correção de visão foveal, uma profundidade de foco aumentada e uma imagem retinal otimizada numa faixa de distâncias de acomodação que torna a degradação da qualidade da imagem retinal menos sensível a embaçamento durante atividades de perto, evitando e/ou desacelerando assim o avanço da miopia.

Discussão da técnica relacionada [0002] As condições comuns que levam a acuidade visual reduzida são miopia e hipermetropia, para as quais as lentes corretivas na forma de óculos, ou lentes de contato rígidas ou suaves, são prescritas. As condições são, em geral, descritas como o desequilíbrio entre o comprimento do olho e o foco dos elementos ópticos do olho. Os olhos miópicos focam na frente do plano retinal e os olhos hipermetro-pes focam atrás do plano retinal. Tipicamente, a miopia se desenvolve porque o comprimento axial do olho aumenta para ser mais longo que o comprimento focal dos componentes ópticos do olho, ou seja, o olho cresce demais. Tipicamente, a hipermetropia se desenvolve porque o comprimento axial do olho é muito curto em comparação ao comprimento focal dos componentes ópticos do olho, ou seja, o olho não cresce o suficiente.

[0003] A miopia tem uma alta taxa de prevalência em muitas regiões do mundo. De maior preocupação com essa condição é o possível avanço da miopia alta, por exemplo, maior do que cinco (5) ou seis (6) dioptros, o que afeta drasticamente a capacidade de uma pessoa de realizar suas atividades sem auxílios ópticos. A miopia alta é também associada a um risco aumentado de doença retinal, catarata e glau-coma.

[0004] As lentes corretivas são utilizadas para alterar o foco bruto do olho para proporcionar uma imagem mais nítida no plano retinal, pelo deslocamento do foco da frente do plano para corrigir miopia, ou de trás do plano para corrigir hipermetropia, respectivamente. Entretanto, a abordagem corretiva das condições não trata da causa da condição, mas é meramente prostética ou destinada a se dirigir aos sintomas. De maior importância, a correção do erro de desfocalização miópica do olho não desacelera ou atrasa o avanço da miopia.

[0005] A maioria dos olhos não tem miopia ou hipermetropia simples, mas sim astigmatismo miópico ou astigmatismo hipermetrópico. Os erros astigmáticos de foco fazem com que a imagem de uma fonte de ponto de luz se forme como duas linhas mutuamente perpendiculares em diferentes distâncias focais. Em uma discussão anteriormente mencionada, os termos miopia e hipermetropia são utilizados para incluir miopia simples ou astigmatismo miópico e hipermetropia e astigmatismo hipermetrópico respectivamente.

[0006] A emetropia descreve o estado de visão nítido em que um objeto no infinito está em foco relativamente preciso com as lentes do cristalino relaxadas. Em olhos adultos normais ou emetrópicos, a luz de objetos distantes e de objetos próximos passando pela região central ou paraxial da abertura ou pupila é focalizada pela lente do cristalino dentro do olho próximo ao plano retinal onde a imagem invertida é detectada. Observa-se, entretanto, que a maior parte dos olhos normais exibe uma aberração esférica longitudinal positiva, geralmente na região de cerca de +0,50 dioptros (D) por uma abertura de 5,0 mm, significando que raios passando através da abertura ou pupila em sua periferia são focalizados +0,50 D na frente do plano retinal quando o olho está focalizado no infinito. Como utilizado aqui, a medida D é a potência dióptrica, definida como o recíproco da distância focal de uma lente ou sistema óptico, em metros.

[0007] A aberração esférica do olho normal não é constante. Por exemplo, a acomodação, isto é, a alteração na potência óptica do olho derivada principalmente por mudanças na lente do cristalino faz como que a aberração esférica se altere de positiva para negativa.

[0008] A miopia ocorre tipicamente devido ao excesso de crescimento axial ou alongamento do olho. Agora, é aceito de modo geral, principalmente a partir de pesquisa animal, que o crescimento axial do olho pode ser influenciado pela qualidade e foco da imagem retinal. Experimentos realizados em uma faixa de espécies animais diferentes, utilizando vários paradigmas experimentais diferentes, têm ilustrado que alterar a qualidade da imagem retinal pode levar a alterações consistentes e previsíveis no crescimento do olho.

[0009] Além disso, a desfocalização da imagem retinal nos modelos animais de aves e primatas, através de lentes positivas (desfocalização miópica) ou lentes negativas (desfocalização hipermetrópica), é conhecida por levar a alterações previsíveis (em termos de direção e de magnitude) no crescimento do olho, consistentes com o crescimento dos olhos para compensar a desfocalização imposta. As alterações no comprimento do olho associadas ao embaçamento óptico têm sido mostradas como sendo moduladas por alterações no crescimento es-cleral. O embaçamento com lentes positivas, que leva ao embaçamento miópico e a uma diminuição na taxa de crescimento escleral, resulta no desenvolvimento de erros refrativos hipermetrópicos. O embaçamento com lentes negativas, o que leva a um embaçamento hiperme-trópico e um aumento na taxa de crescimento escleral, resulta no de- senvolvimento de erros refrativos miópicos. Estas alterações no crescimento do olho em resposta à desfocalização da imagem retinal têm sido demonstradas como sendo amplamente mediadas através de mecanismos retinais locais, uma vez que alterações de comprimento do olho ainda ocorrem quando o nervo óptico é danificado, e a imposição da desfocalização nas regiões retinais locais resulta no crescimento do olho alterado localizado nesta região retinal específica.

[0010] Em seres humanos, existem evidências indiretas e diretas que apoiam a noção de que a qualidade da imagem retinal pode influenciar no crescimento do olho. Descobriu-se que uma variedade de condições oculares diferentes, todas as quais levando a uma ruptura na formação da visão, como ptose, catarata congênita, embaçamento córneo, hemorragia vítrea e outras doenças oculares, são associadas ao crescimento anormal do olho em seres humanos jovens, o que sugere que alterações relativamente amplas na qualidade de imagem retinal influenciam de fato no crescimento do olho em indivíduos humanos. A influência das alterações de imagem retinal mais sutis no crescimento do olho em seres humanos tem sido suposta com base em erros ópticos no sistema de focalização humana o durante o trabalho de perto, o que pode proporcionar um estímulo para o crescimento do olho e o desenvolvimento de miopia em seres humanos.

[0011] Um dos fatores de risco para o desenvolvimento de miopia é o trabalho de perto. Devido ao intervalo de acomodação ou aberração esférica negativa associada à acomodação durante tais trabalhos de perto, o olho pode experimentar embaçamento hipermetrópico, que estimula o avanço da miopia, conforme discutido acima.

[0012] Além disso, o sistema de acomodação é um sistema óptico adaptável ativo; ele reage constantemente a objetos próximos, bem como designs ópticos. Mesmo com designs ópticos conhecidos anteriormente posicionados na frente do olho, quando o olho se acomoda interativamente ao sistema lente+olho para objetos próximos, a desfo-calização hipermetrópica contínua pode ainda estar presente, levando ao avanço da miopia. Portanto, uma forma de desacelerar a taxa de avanço da miopia é projetar elementos ópticos que reduzem o impacto de embaçamento hipermetrópico na qualidade da imagem retinal. Com tais designs, para cada dioptro de desfocalização hipermetrópica, a qualidade de imagem retinal é menos degradada. Em outro sentido, a retina é, portanto, relativamente dessensibilizada à desfocalização hipermetrópica. Em particular, a profundidade de foco (DOF) e a sensibilidade da qualidade de imagem (IQ) podem ser usadas para quantificar a suscetibilidade do olho ao avanço da miopia como resultado de desfocalização hipermetrópica na retina. Um design de lente oftálmica com uma profundidade de foco maior e uma sensibilidade de qualidade de imagem menor tornará a degradação da qualidade de imagem retinal menos sensível a desfocalização hipermetrópica, desacelerando assim a taxa de avanço da miopia.

[0013] No espaço de objeto, a distância entre objetos mais próximos e mais distantes em uma cena que parece aceitavelmente nítida é chamada de profundidade de campo. No espaço de imagem, ela é chamada de profundidade de foco (DOF). Com um design óptico de visão única convencional, uma lente tem um ponto focal único, com a nitidez da imagem diminuindo drasticamente em cada lado do ponto focal. Com um design óptico com uma DOF estendida, embora ele possa ter um único ponto nominal, a diminuição na nitidez da imagem é gradual em cada lado do ponto focal, de modo que dentro da DOF, a nitidez reduzida é imperceptível sob condições de visualização normais.

[0014] A sensibilidade da qualidade de imagem (IQ) pode ser definida como a inclinação da curva de desfocalização da IQ retinal a uma demanda de acomodação de 1 a 5 dioptros. Ela indica como a quali- dade de imagem se altera com a desfocalização. Quanto maior o valor de sensibilidade da IQ, mais sensível ao erro de desfocalização será a qualidade de imagem durante a acomodação.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[0015] O design de lente de forma natural da presente invenção supera as limitações da técnica anterior ao assegurar uma correção de visão a longa distância comparável ou melhor, com uma profundidade de foco aumentada e uma sensibilidade de IQ reduzida, fornecendo assim tratamento miópico.

[0016] De acordo com um aspecto, a presente invenção é direcionada a uma lente oftálmica para realizar ao menos um dentre desacelerar, atrasar ou impedir o avanço da miopia. A lente oftálmica inclui uma primeira zona no centro da lente oftálmica. Uma primeira região periférica se estende de maneira contínua a partir do centro, a primeira região periférica tendo uma potência dióptrica diferente daquela no centro. Uma segunda região periférica se estende de forma contínua a partir da primeira região periférica e tem uma potência dióptrica diferente daquela da primeira região periférica, fornecendo assim um perfil de potência de forma natural contínuo que tem um desempenho visual substancialmente equivalente a uma lente de visão única, e que tem uma profundidade de foco e uma sensibilidade de IQ reduzidas que desaceleram, atrasam ou impedem o avanço da miopia.

[0017] De acordo com outro aspecto, a presente invenção é direcionada a um método para realizar ao menos um dentre desaceleração, atraso ou impedimento do avanço da miopia ao fornecer uma lente oftálmica que tem um perfil de potência de forma natural contínua que tem um desempenho visual substancialmente equivalente ao de uma lente de visão única, e que tem uma profundidade de foco e uma sensibilidade de IQ reduzida que desacelera, atrasa ou impede o avanço da miopia. O perfil de potência de forma natural contínuo inclui uma primeira zona no centro da lente oftálmica; uma primeira região periférica que se estende de maneira contínua a partir do centro e que tem uma potência dióptrica diferente que aquela do centro; e uma segunda região periférica que se estende de maneira contínua a partir da primeira região periférica e que tem uma potência dióptrica diferente daquela da primeira região periférica. Consequentemente, o crescimento do olho é alterado.

[0018] O dispositivo óptico da presente invenção é projetado com um perfil de potência de forma natural. Conforme aqui apresentado, foi mostrado que um design de lente com uma profundidade de foco maior e uma sensibilidade de qualidade de imagem baixa tornará a degradação da qualidade da imagem de retina menos sensível ao embaça-mento hipermetrópico, desacelerando assim a taxa de avanço da miopia. Consequentemente, a presente invenção utiliza lentes que têm um perfil de potência de forma natural para fornecer a correção da visão foveal e uma profundidade de foco e sensibilidade de qualidade de imagem baixa que tratam ou desaceleram o avanço da miopia.

[0019] O design de lente de forma natural da presente invenção pode também ser personalizado para alcançar uma boa correção da visão foveal e uma maior eficácia do tratamento, com base no tamanho médio da pupila dos olhos do indivíduo.

[0020] O design de forma natural da presente invenção fornece meios simples, com boa relação custo/benefício e eficazes, e um método para impedir e/ou desacelerar o avanço da miopia.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[0021] As características e vantagens anteriormente mencionada bem como outras da presente invenção, serão evidentes a partir da descrição mais específica a seguir das modalidades preferenciais da invenção, conforme ilustrado nos desenhos em anexo.

[0022] As Figuras 1A, 1B e 1C, ilustram a alteração da Desfocali- zação Z°2, termos de Aberração esférica Z°4, e o diâmetro da pupila de entrada como uma função de vergência para população miópica e emetrópica.

[0023] As Figuras 2A, 2B e 2C são ilustrações dos perfis de potência de uma lente esférica convencional, uma lente anesférica com uma aberração esférica longitudinal positiva (LSA) de +1,50 D em uma abertura de pupila de 5,0 mm, e uma lente bifocal ACUVUE® (uma lente de distância alternada multiconcêntrica e de perto), com uma potência adicional de +1,50 D, respectivamente.

[0024] A Figura 3A é uma ilustração de um perfil de potência para um primeiro design de lente de forma natural de acordo com a presente invenção.

[0025] A Figura 3B destaca pontos específicos A, B no perfil de potência da Figura 3A.

[0026] A Figura 3C é um gráfico mostrando a nitidez neural e profundidade de foco do design de lente de forma natural da Figura 3A.

[0027] A Figura 3D é um gráfico mostrando a nitidez neural em vários estados de acomodação do design de lente de forma natural da Figura 3A.

[0028] A Figura 4A é uma ilustração de um perfil de potência para um segundo design de lente de forma natural de acordo com a presente invenção.

[0029] A Figura 4B destaca pontos específicos A, B e C no perfil de potência da Figura 4A.

[0030] A Figura 4C é um gráfico mostrando a nitidez neural e profundidade de foco do design de lente de forma natural da Figura 4A.

[0031] A Figura 4D é um gráfico mostrando a nitidez neural em vários estados de acomodação para o design de lente de forma natural da Figura 4A.

[0032] A Figura 5A é uma ilustração de um perfil de potência para um terceiro design de lente de forma natural de acordo com a presente invenção.

[0033] A Figura 5B destaca os pontos específicos A, B e C no perfil de potência da Figura 5A.

[0034] A Figura 5C é um gráfico mostrando a nitidez neural e profundidade de foco do design de lente de forma natural da Figura 5A.

[0035] A Figura 5D é um gráfico mostrando a nitidez neural em vários estados de acomodação para o design de lente de forma natural da Figura 5A.

[0036] A Figura 6 é uma representação diagramática de uma lente de contato exemplificadora de acordo com a presente invenção. DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO

[0037] As Figuras 2A, 2B e 2C são ilustrações dos perfis de potência para uma lente esférica, uma lente anesférica com uma LSA de +1,50 D em uma abertura de pupila de 5,0 mm, e uma lente bifocal ACUVUE® (uma lente de distância alternada multiconcêntrica e de perto), com uma potência adicional de +1,50 D, respectivamente. Foram feitas observações sobre as lentes anesférica e bifocal ACUVUE® com +1,50 D poderem ter um efeito no desaceleramento do avanço da miopia. Dessa forma, um mecanismo além de alteração da aberração esférica, conforme revelado na patente US n° 6.045. 578, é necessário para descrever lentes para prevenção e/ou tratamento da miopia.

[0038] De acordo com a presente invenção, perfis de potência de forma natural são desenvolvidos para lentes oftálmicas que fornecem correção de visão foveal, e têm uma profundidade de foco aumentada e também uma sensibilidade de IQ reduzida que trata ou desacelera o avanço da miopia.

[0039] De acordo com uma modalidade exemplificadora, os perfis de potência de forma natural podem ser descritos por em que P representa a potência dióptrica (D); r representa uma distância radial de um centro de lente geométrico; SA representa uma quantidade de aberração esférica; e PpcHiP(r) representa um controle de curva polinomial de in-terpolação cúbica hermitiana por partes pelo número de pontos. Consulte Fritsch et ai., Monotone Piecewise Cubic Interpolation, SIAM J. Numerical Analysis, Volume 17, 1980, páginas 238-46.

[0040] Para medir a correção da visão, a nitidez neural a 4,5 mm de EP (entrada da pupila) e 6,5 de EP é utilizada como um determinante da qualidade da imagem retinal. É importante observar que quaisquer outros meios e/ou métodos adequados (por exemplo, a área sob a curva MTF, razão de strehl) que medem o quanto a qualidade da imagem retinal é boa podem ser usados.

[0041] A nitidez neural é dada pela seguinte equação; em que psf ou função espalhamento do ponto é a imagem de um ponto de objeto e é calculada como a magnitude ao quadrado da transformada de Fourier inversa da função da pupila P(X,Y) onde P(X,Y) é dado por P(X,Y) = A (X,Y) exp (ik W(X,Y)), (3) onde k é o número da onda (2TT/comprimento de onda) e A(X, Y) é uma função de apodização óptica das coordenadas da pupila X,Y, psfoL é o psf limitado por difração para o mesmo diâmetro da pupila, e gN (X,Y) é uma função Gaussiana bivariada de pesagem neural. Para uma definição mais completa e um cálculo da acuidade neural, consulte Thibos et al"Accuracy and precision of objective refraction from wave front aberrations", Journal of Vision (2004) 4, 329-351, que discute o problema da determinação da melhor correção de um olho utilizando aberrações de frente de onda. A frente de onda W(X, Y) da lente de contato e do olho é a soma de cada uma dada por Wql + olho (X, Y) = Wcl(X, Y) + Wolho (X, Y). (4) [0042] Para determinar a sensibilidade da qualidade de imagem ou curva de um sistema de lente+olho para um objeto em uma vergên-cia alvo específica, três etapas principais são necessárias: identificar o efeito de acoplamento do sistema de acomodação ocular, estimar o estado de acomodação correspondente do objeto, e calcular a sensibilidade da qualidade de imagem.

[0043] Etapa 1: Identificação do efeito de acoplamento do sistema de acomodação ocular: Conforme o olho humano se acomoda de distante para perto, duas estruturas oculares se alteram simultaneamente: a abertura da íris se torna menor; o cristalino se torna mais volumoso. Estas alterações anatômicas levam a três alterações de parâmetros relacionados à óptica de uma maneira acoplada ao sistema lente+olho: diâmetro de entrada da pupila, desfocaiização (por exemplo, desfocaiização Zernike Z2°), e aberração esférica (por exemplo, aberração esférica Zernike Z4°). Deve se observar em particular que, como o tamanho da pupila diminui conforme o alvo se move para mais perto e a desfocai ização Zernike convencional e a aberração esférica dependem altamente dos tamanhos da pupila, é desafiador especificar estes termos de aberração Zernike de maneira convencional. Como uma alternativa, para medir a desfocai ização e a aberração Zernike ao longo de tamanhos de pupila diferentes, estes termos foram às vezes apresentados de uma forma "dioptra". Pode-se converter aos coefici- entes Zernike clássicos através de equações da seguinte forma: onde EPD é o diâmetro de entrada da pupila, Z2oDtopter (unidade: D) e Z40Dlopter (unidade: D/mm2), (nota-se às vezes nas figuras, bem como em algumas literaturas, que a unidade deste termo também é especificada como "D", de forma mais curta) são os termos de desfocalização e aberração esférica Zernike especificados de uma forma em "dioptro", e Z2omicrons e Z40microns são termos Zernike convencionais correspondentes.

[0044] Ghosh et al. 2012 (Axial Length Changes with Shifts of Gaze Direction in Myopes and Emmetropes, IOVS, setembro de 2012, volume 53, n°10) mediu a alteração destes três parâm etros em relação à vergência-alvo para hipermétropes e míopes. A Figura 1A é uma representação gráfica da desfocalização vs. Vergência-alvo, a Figura 1B é uma representação gráfica da aberração esférica vs. Vergência-alvo, e a Figura 1C é uma representação gráfica do diâmetro de entrada da pupila vs. Vergência-alvo. Conforme a vergência-alvo se altera, estes três parâmetros se alteram simultaneamente. Uma vez que estes dados foram medidos nos olhos do indivíduo humano sem uma lente de contato, a relação entre estes parâmetros ópticos e a vergência-alvo com um sistema lente+olho difere. No entanto, a relação de acoplamento dentre os parâmetros ópticos (tamanho da entrada da pupila, desfocalização e aberração esférica) permanece a mesma, pois suas alterações originam da mesma fonte anatômica. As técnicas de inter-polação diferentes poderíam, então, ser usadas para moldar tais relações de acoplamento dentre os três parâmetros a partir de dados experimentais.

[0045] Etapa 2: Estimação do estado de acomodação correspondente do objeto de perto: Quando a relação de acoplamento dentre a entrada da pupila, desfocaiização e aberração esférica durante a acomodação for moldada na etapa 1, ela poderá, então, ser usada para estimar o estado de acomodação em repouso do sistema lente+olho para um alvo a uma dada distância. A essência científica desta etapa é descobrir como o olho se acomoda a um alvo de perto na presença de uma lente de contato. Por exemplo, um alvo a uma distância de perto específica (por exemplo, 2D) resulta em embaçamento para uma distância corrigida pelo sistema lente+olho (por exemplo, o sistema que combina a lente da Figura 3A e um modelo de olho de 0,06 D/mm2 SA). Para determinar o estado de acomodação em repouso deste sistema, a entrada da pupila, desfocalização e aberração esférica do olho são ajustadas sistematicamente com base no modelo de acomodação da etapa 1, de modo que a qualidade de imagem correspondente seja otimizada até um limiar. Por exemplo, na Figura 3D, a entrada da pupila, desfocalização e aberração esférica são mostradas como sendo 5,4 mm, 1,4 D, e 0,04 D/mm2 para melhorar a qualidade de imagem (NS) para ser -1,6 (aproximadamente 20/25 VA).

[0046] Cálculo da sensibilidade de qualidade de imagem para a vergência-alvo específica: Quando são determinados o estado acomodado, e a entrada de pupila, desfocalização e aberração esférica especificas, a sensibilidade ou o coeficiente angular da qualidade de imagem de retina poderia ser prontamente calculado da seguinte forma: sensibilidade da IQ = d.NS/d.Rx, (5) onde d.NS/d.Rx é um derivado do valor de nitidez neural em relação à desfocalização. Por exemplo, para o design 3A, com um modelo de olho padrão e o alvo 2D à distância, a sensibilidade da IQ correspondente é calculada como sendo 0,3.

[0047] Com base no número de pontos, na aberração esférica, na altura (entrada D no PPChip), nos valores de raio inseridos na equação (1) e na vergência-alvo, perfis de potência de forma natural contínuos e diferentes são obtidos, conforme ilustrado nas Figuras 3A, 4A e 5A. Conforme mostrado nas Figuras, contínuo pode ser definido como tendo transições suaves entre potências diferentes em regiões diferentes de uma lente, ou seja, não há alterações súbitas ou descontínuas entre regiões diferentes da lente.

[0048] Valores exemplificadores destas variáveis são mencionados na Tabela 1 para um primeiro design de lente de forma natural que tem um perfil de potência conforme ilustrado na Figura 3A.

Tabela 1 Design n°1: Figura 3A

[0049] A Figura 3A mostra o perfil de potência de forma natural para um primeiro design ou modalidade. O Rx ou receita da lente oftálmi-ca é -3,00 D. Conforme ilustrado na Figura 3B, a potência no centro (raio 0) da lente é 1,50 ou 2,00 dioptros mais positiva que uma potência paraxial central (por exemplo, -3,00 D). A potência então diminui gradualmente até uma potência similar à potência paraxial (-3,00 D) a partir do centro da periferia no ponto A. A localização do ponto A é de 1.5 a 2,2 mm na direção oposta ao centro. Então, o perfil de potência se torna plano ou aumenta ligeiramente até o ponto B. A potência no ponto B corresponde à potência paraxial. O ponto B está de 2,0 mm a 2.5 mm na direção oposta ao centro. Do ponto B, a potência começa a cair até a margem da pupila, a magnitude de tal queda situando-se en- tre 0,50 D e 1,00 D.

[0050] Agora, com referência à Figura 3C, a qualidade de imagem (conforme medida por nitidez neural) seria mais nítida a 0,00 dioptro de desfocaiização, indicando que o sistema óptico carrega a imagem mais nítida quando ele está bem focalizado. Conforme um erro refrati-vo é (positivo e negativo) introduzido no sistema óptico, a qualidade de imagem começa a cair. Um valor-limite de nitidez neural de -2,2 é escolhido para quantificar a DOF. Quando o valor é maior que -2,2, os pacientes ainda têm uma visão próxima razoavelmente boa para leitura. Na Figura 3C, uma linha limiar horizontal a -2,2 é desenhada. A linha cruza a curva de foco. A largura entre as duas intersecções corresponde à DOF. Nesta modalidade, a DOF é de 1,20 D.

[0051] Agora, com referência à Figura 3D, um gráfico de nitidez neural é ilustrado para os estados acomodados 2D, 3D, 4D e 5D (vergência-alvo) e um erro de desfocalização calculado de -0,40 Da-0,60 D, que é associado tipicamente ao intervalo de acomodação, para o design de lente da Figura 3A. Cada curva é caracterizada por uma parte em forma de ombro a um valor-limite de nitidez neural de -1,6 que tem uma desfocalização (Z20), aberração esférica (Z40) e tamanho de entrada de pupila (EP) específicos. O coeficiente angular da parte em forma de ombro indica a sensibilidade da IQ retinal reduzida. Nesta modalidade, a sensibilidade da IQ é de 0,27, -0,18, -0,42 e -0,43, respectivamente.

[0052] Em outra modalidade, os valores das variáveis são mencionados na Tabela 2 para um segundo design de lente de forma natural que tem um perfil de potência conforme ilustrado na Figura 4A.

Tabela 2 Desiqn n°2: Figura 4A 0053] A Figura 4A mostra um perfil de potência de forma natural do segundo design ou da segunda modalidade. O Rx ou receita da lente oftálmica é -3,00 D. Conforme ilustrado na Figura 4B, a potência no centro corresponde à potência paraxial (-3,00 D). A potência aumenta progressivamente do centro até uma periferia no ponto C. A magnitude de tal aumento situa-se entre 1,00 e 1,50 D. O ponto C está de 0,5 mm a 1,0 mm na direção oposta ao centro. A potência, então, diminui gradualmente até uma potência, no ponto A, isto é, cerca de -0,50 D mais negativa em relação à potência paraxial no centro da lente. A localização do ponto A é de 1,6 mm a 2,4 mm na direção oposta ao centro. Então, o perfil de potência se torna plano ou aumenta ligeiramente até o ponto B. A potência no ponto B corresponde à potência paraxial. O ponto B está de 2,0 mm a 2,8 mm na direção oposta ao centro. Do ponto B, a potência começa a cair até a margem da pupila, a magnitude de tal queda situando-se entre 0,50 D e 1,50 D.

[0054] Agora, com referência à Figura 4C, um valor-limite de nitidez neural de -2,2 é escolhido para quantificar a DOF. A linha cruza a curva de foco. A largura entre as duas intersecções corresponde à DOF. Nesta modalidade, a DOF é de 1,33 D.

[0055] Agora, com referência à Figura 4D, um gráfico de nitidez neural é ilustrado para os estados acomodados 2D, 3D, 4D e 5D (vergência-alvo) e um erro de desfocalização calculado de -0,50 Da-0,70 D, que é tipicamente associado ao intervalo de acomodação, para o design de lente da Figura 4A. Cada curva é caracterizada por uma parte em forma de ombro a um valor-limite de nitidez neural de -1,6 que tem uma desfocaiização (Z20), aberração esférica (Z40) e tamanho de entrada de pupila (EP) específicos. O coeficiente angular da parte em forma de ombro indica a sensibilidade da IQ retinal reduzida. Nesta modalidade, a sensibilidade da IQ é de 0,73, 0,10, 0,00 e -0,05, respectivamente.

[0056] Em outra modalidade, os valores das variáveis são mencionados na Tabela 3 para um terceiro design de lente de forma natural que tem um perfil de potência conforme ilustrado na Figura 5A.

Tabela 3 Design n°3: Figura 5A 0057] A Figura 5A mostra um perfil de potência de forma natural para o terceiro design ou modalidade. O Rx ou receita da lente oftálmi-ca é -3,00 D (potência paraxial). Conforme ilustrado na Figura 5B, a potência em um centro da lente é 1,00 D mais positiva que a potência paraxial e aumenta até o ponto C de 0,3 m a 0,6 mm do centro da lente. O perfil de potência, então, cai do ponto C até o ponto A, que é similar à potência paraxial e está de 1,5 mm a 2,0 mm do centro da lente. A potência aumenta do ponto A até o ponto B de 1,8 a 2,4 mm do centro da lente, e então além até uma margem da pupila. O incremento entre o ponto A e a margem da pupila situa-se entre 2,00 D e 4,00 D.

[0058] Agora, com referência à Figura 5C, um valor-limite de nitidez neural de -2,2 é escolhido para quantificar a DOF. A linha cruza a curva de foco. A largura entre as duas intersecções corresponde à DOF. Nesta modalidade, a DOF é de 1,17 D.

[0059] Agora, com referência à Figura 5D, um gráfico de nitidez neural é ilustrado para os estados acomodados 2D, 3D, 4D e 5D (vergêncía-alvo) e um erro de desfocalização calculado de -0,40 Da-0,90 D, que é tipicamente associado ao intervalo de acomodação, para o design de lente da Figura 5A. Cada curva é caracterizada por uma parte em forma de ombro a um valor-limite de nitidez neural de -1,6 que tem uma desfocalização (Z20), aberração esférica (Z40) e tamanho de entrada de pupila (EP) específicos. O coeficiente angular da parte em forma de ombro indica a sensibilidade da IQ retinal reduzida. Nesta modalidade, a sensibilidade da IQ é de 0,83, 0,73, 0,28 e 1,15, respectivamente.

[0060] Conforme mostrado abaixo na Tabela 4, a nitidez neural na entrada da pupila a 4,5 mm e 6,5 mm é calculada. A profundidade de foco (DOF) e a sensibilidade da IQ também são calculadas nos valo-res-limite de nitidez neural de -2,2 e -1,6, respectivamente.

Tabela 4 Ό061] Conforme mostrado na Tabela 4, os designs de ente ilustrados nas Figuras 3A, 4A e 5A têm uma nitidez neural melhor que a das lentes anesférica e bifocal ACUVUE® de +1,50, e uma eficácia no tratamento da miopia comparável ou melhor, conforme medido pela profundidade de foco e pela baixa sensibilidade da IQ.

[0062] Com referência à Figura 6, há uma vista diagramática ilustrada de uma lente de contato 500 de acordo com uma modalidade da presente invenção. A lente de contato 500 compreende uma zona ou região óptica 502 e uma zona ou região externa 504. A zona óptica 502 compreende uma primeira zona central 506 e pelo menos uma zona periférica 508. Nos exemplos a seguir, o diâmetro da zona óptica 502 pode ser selecionado para ser de 8,0 mm, o diâmetro da primeira zona ou região substancialmente circular 506 pode ser selecionado para ser de 4,0 mm, e os diâmetros do contorno de uma zona ou região periférica externa anular 508 podem ser de 5 mm e 6,5 mm, conforme medidos a partir do centro geométrico da lente 500. É importante notar que a Figura 6 ilustra apenas uma modalidade exemplificadora da presente invenção. Por exemplo, nessa modalidade exemplificadora, o contorno externo de pelo menos uma zona periférica 508 não coincide necessariamente com a margem externa da zona óptica 502, enquanto que, em outras modalidades exemplificadores, os mesmos podem coincidir. A zona externa 504 circunda a zona óptica 502 e fornece características de lente de contato padrão, incluindo o posicionamento da lente e a centralização. De acordo com uma modalidade exemplificadora, a zona externa 504 pode incluir um ou mais mecanismos de estabilização para reduzir a rotação da lente quando no olho.

[0063] É importante observar que as várias zonas na Figura 6 são ilustradas como círculos concêntricos, as regiões ou zonas podendo compreender quaisquer formatos redondos ou não redondos adequados, como um formato elíptico.

[0064] É importante notar que conforme, o tamanho de entrada da pupila do olho e a distância de leitura preferencial variam dentre sub- populações, em certas modalidades exemplificadoras o design de lente de forma natural pode ser personalizado para alcançar a boa correção da visão foveal e a eficácia do tratamento miópico, com base no tamanho médio da pupila do paciente e sua distância de leitura. Além disso, como o tamanho da pupila se correlaciona com a refração e idade de pacientes pediátricos, em certas modalidades exemplificadoras, a lente pode ser otimizada adicionalmente para os subgrupos da subpopulação pediátrica com idade e/ou refração específicas com base em seus tamanhos de pupila. Essencialmente, os perfis de potência de forma natural podem ser ajustados ou adaptados a um tamanho de pupila para alcançar um equilíbrio ótimo entre a correção de visão foveal, uma profundidade de foco aumentada, e uma baixa sensibilidade da IQ.

[0065] As lentes de contato atualmente disponíveis continuam sendo um meio de baixo custo para a correção da visão. As lentes de plástico fino se ajustam sobre a córnea do olho para corrigir defeitos de visão, inclusive miopia ou visão curta, hipermetropia ou visão distante, astigmatismo, isto é, asfericidade na córnea e presbiopia, isto é, a perda da capacidade da lente do cristalino se acomodar. As lentes de contato estão disponíveis em uma variedade de formas e são produzidas a partir de uma variedade de materiais para fornecer funcionalidades diferentes.

[0066] As lentes de contato suaves de uso diário são produzidas tipicamente a partir de materiais poliméricos macios combinados com água para a permeabilidade ao oxigênio. As lentes de contato suaves de uso diário podem ser descartadas diariamente ou descartadas após o uso prolongado. As lentes de contato descartáveis diariamente são geralmente usadas por um único dia e, então, jogadas fora, enquanto as lentes de contato descartáveis de uso prolongado são geralmente usadas durante um período de até trinta dias. As lentes de contato su- aves coloridas usam materiais diferentes para fornecer funcionalidades diferentes. Por exemplo, uma lente de contato com tonalidade de visibilidade usa uma tonalidade leve para auxiliar o usuário a localizar uma lente de contato que caiu, as lentes de contato com tonalidade de intensificação apresentam uma tonalidade translúcida que se destina a melhorar a cor natural do olho de uma pessoa, a lente de contato com tonalidade de cor compreende uma tonalidade mais escura e opaca destinada a mudar a cor do olho de uma pessoa e a lente de contato com tonalidade para filtração de luz funciona para aumentar determinadas cores enquanto suaviza outras. As lentes de contato rígidas permeáveis a gás são produzidas a partir de polímeros que contêm siloxano, mas são mais rígidas do que as lentes de contato suaves e, assim, mantêm seu formato e são mais duráveis. As lentes de contato bifocais são projetadas especificamente para pacientes com presbio-pia e estão disponíveis na variedade suave e na rígida. As lentes de contato tóricas são projetadas especificamente para pacientes com as-tigmatismo e também estão disponíveis na variedade suave e na rígida. As lentes de combinação que combinam diferentes aspectos do exposto acima também estão disponíveis, por exemplo, como lentes de contato híbridas.

[0067] É importante notar que o design da lente de forma natural da presente invenção pode ser incorporado em qualquer número de lentes de contato diferentes formadas por qualquer número de materiais. Especificamente, o design de lente de forma natural da presente invenção pode ser utilizado em qualquer das lentes de contato aqui descritas, incluindo, lentes de contato suaves de uso diário, lentes de contato rígidas permeáveis a gás, lentes de contato bifocais, lentes de contato tórico e lentes de contato híbridas. Além disso, apesar da invenção ser descrita com respeito a lentes de contato, é importante observar que o conceito da presente invenção pode ser utilizado em len- tes de óculos, lentes intraoculares, dispositivos intracórneos e extra-córneos.

[0068] Embora acredite-se que o que é mostrado e descrito sejam as modalidades mais práticas e preferenciais, é evidente que as divergências de projetos e métodos específicos descritos e mostrados serão sugeridas aos próprios versados na técnica e podem ser usadas sem se afastar do espírito e do escopo da invenção. A presente invenção não é restrita às construções específicas descritas e ilustradas, mas deve ser construída de modo coerente com todas as modificações que possam estar no escopo das reivindicações em anexo.

REIVINDICAÇÕES

Claims (27)

1. Lente oftálmica para realizar ao menos um dentre desacelerar, atrasar ou impedir o avanço da miopia, a lente oftálmica sendo caracterizada pelo fato de que compreende: uma primeira zona no centro da lente oftálmica; uma primeira região periférica que se estende continuamente a partir do centro, a dita primeira região periférica tendo uma potência dióptrica diferente daquela no dito centro, e uma segunda região periférica que se estende continuamente a partir da primeira região periférica e tem uma potência dióptrica diferente daquela da primeira região periférica, fornecendo assim um perfil de potência de forma natural contínuo que tem um desempenho visual substancialmente equivalente a uma lente de visão única, e que tem uma profundidade de foco e uma sensibilidade de qualidade de imagem retinal reduzida que desacelera, atrasa, ou impede o avanço da miopia.

2. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida situa-se na faixa de +1,50 a -1,50, em estados de acomodação na faixa de cerca de 1D a cerca de 5D.

3. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida situa-se na faixa de +0,50 a -0,75, em estados de acomodação na faixa de cerca de 1D a cerca de 5D.

4. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida situa-se na faixa de +0,25 a -0,25, em estados de acomodação na faixa de cerca de 1D a cerca de 5D.

5. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de compreender adicionalmente uma terceira região periférica que se estende continuamente a partir da segunda região periférica e que tem uma potência dióptrica diferente da potência da segunda região periférica.

6. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 5, caracterizada pelo fato de que a potência diminui depois da terceira região periférica até uma margem da pupila.

7. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 5, caracterizada pelo fato de que a potência aumenta depois da terceira região periférica até uma margem da pupila.

8. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a potência no centro da lente oftálmica é mais positiva que a potência paraxial e a potência diminui até um valor na primeira região periférica que é substancialmente similar à potência paraxial.

9. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 8, caracterizada pelo fato de que a potência no centro da lente é de 1,50 a 2.00 dioptros mais positiva que a potência paraxial.

10. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 8, caracterizada pelo fato de que a primeira região periférica está de 1,5 a 2.0 mm na direção oposta ao centro da lente oftálmica.

11. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a potência no centro da lente oftálmica corresponde substancialmente à potência paraxial, e a potência aumenta até um valor mais positivo que aquele da potência paraxial na primeira região periférica.

12. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 11, caracterizada pelo fato de que a potência na primeira região periférica é de 1 a 1,5 dioptros mais positiva que a potência paraxial.

13. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 11, caracterizada pelo fato de que a primeira região periférica está de 0,5 a 1 mm na direção oposta ao centro da lente oftálmica.

14. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a potência aumenta entre a primeira região periférica e a segunda região periférica.

15. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de compreender adicionalmente uma região externa que tem um ou mais mecanismos estabilizantes.

16. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que o perfil de potência contínuo de forma natural é ajustável com base no tamanho da pupila, para alcançar um equilíbrio entre a correção da visão foveal e uma profundidade de foco eficaz, e uma sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida para o tratamento do avanço da miopia.

17. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de compreender uma lente de contato.

18. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de compreender um par de lentes de óculos.

19. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato da lente oftálmica compreender uma lente intrao-cular, um dispositivo intracórneo ou extracórneo.

20. Método para realizar ao menos um dentre desacelerar, atrasar ou impedir o avanço da miopia, caracterizado pelo fato de compreender: fornecer uma lente oftálmica que tem um perfil de potência contínuo de forma natural que tem substancialmente um desempenho visual equivalente a uma lente de visão única, e que tem uma profundidade de foco e uma sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida que desacelera, atrasa ou impede o avanço da miopia, o dito perfil de potência contínuo de forma natural compreendendo uma primeira zona em um centro da lente oftálmica; uma primeira região peri- férica se estendendo continuamente a partir do centro e que tem uma potência dióptrica diferente daquela do dito centro; e uma segunda região periférica que se estende a partir da primeira região periférica e que tem uma potência dióptrica diferente daquela da primeira região periférica; e alterando o crescimento do olho.

21. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida situa-se na faixa de +1,50 a -1,50, em estados de acomodação na faixa de 1D a 5D.

22. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida situa-se na faixa de +0,50 a -0,75, em estados de acomodação na faixa de cerca de 1D a cerca de 5D.

23. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida situa-se na faixa de +0,25 a -0,25, em estados de acomodação na faixa de cerca de 1D a cerca de 5D.

24. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a lente oftálmica compreende uma lente de contato.

25. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a lente oftálmica compreende uma lente intraocu-lar, um dispositivo intracórneo ou extracórneo.

26. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de compreender adicionalmente o ajuste do perfil de potência contínuo de forma natural com base no tamanho da pupila, para alcançar um equilíbrio entre a correção da visão foveal e uma profundidade de foco eficaz, e a sensibilidade da qualidade de imagem retinal reduzida para o tratamento do avanço da miopia.

27. Método, de acordo com a reivindicação 20, caracteriza- do pelo fato de compreender adicionalmente a adição de uma ou mais estabilizações na lente oftálmica.