BR102017005737A2

BR102017005737A2 - Design de lente multifocal e método para prevenir e/ou desacelerar a progressão da miopia

Info

Publication number: BR102017005737A2
Application number: BR102017005737-2A
Authority: BR
Inventors: Benjamin Wooley C.; Brennan Noel
Original assignee: Johnson & Johnson Vision Care, Inc.
Priority date: 2016-03-22
Filing date: 2017-03-21
Publication date: 2018-04-03
Also published as: US20170276961A1; AU2017201819B2; RU2017108916A; KR102341449B1; SG10201702282SA; AU2017201819A1; TWI709788B; KR20170110037A; EP3223064A1; TW201743113A; RU2671544C2; CA2961487A1; CN107219640B; CN107219640A; JP2017173826A; RU2017108916A3; US9977257B2

Abstract

design de lente multifocal e método para prevenir e/ou desacelerar a progressão da miopia. uma lente oftálmica multifocal tem uma zona óptica que inclui pelo menos uma primeira zona tendo uma potência dióptrica que satisfaz uma necessidade de refração de distância de um paciente; e pelo menos uma segunda zona tendo uma potência dióptrica que é maior que a potência dióptrica da pelo menos uma primeira zona. a pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona são configuradas de tal modo que 1) uma qualidade de imagem sobre a retina do paciente é superior à qualidade de imagem tanto na frente da retina como atrás da retina, e 2) uma qualidade de imagem na frente da retina do paciente é superior à qualidade de imagem atrás da retina. a lente oftálmica multifocal evita e/ou retarda a progressão da miopia.

Description

(54) Título: DESIGN DE LENTE MULTIFOCAL E MÉTODO PARA PREVENIR E/OU DESACELERAR A PROGRESSÃO DA MIOPIA (51) Int. Cl.: G02C 7/04; G02C 7/02 (52) CPC: G02C 7/044,G02C 7/024 (30) Prioridade Unionista: 22/03/2016 US 62/311,487, 22/03/2016 US 62/311, 48730/11/2016 US 15/364,737 (73) Titular(es): JOHNSON & JOHNSON VISION CARE, INC.

(72) Inventor(es): C. BENJAMIN WOOLEY; NOEL BRENNAN (74) Procurador(es): DANNEMANN, SIEMSEN, BIGLER & IPANEMA MOREIRA (57) Resumo: DESIGN DE LENTE

MULTIFOCAL E MÉTODO PARA PREVENIR E/OU DESACELERAR A PROGRESSÃO DA MIOPIA. Uma lente oftálmica multifocal tem uma zona óptica que inclui pelo menos uma primeira zona tendo uma potência dióptrica que satisfaz uma necessidade de refração de distância de um paciente; e pelo menos uma segunda zona tendo uma potência dióptrica que é maior que a potência dióptrica da pelo menos uma primeira zona. A pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona são configuradas de tal modo que 1) uma qualidade de imagem sobre a retina do paciente é superior à qualidade de imagem tanto na frente da retina como atrás da retina, e 2) uma qualidade de imagem na frente da retina do paciente é superior à qualidade de imagem atrás da retina. A lente oftálmica multifocal evita e/ou retarda a progressão da miopia.

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Relatório Descritivo da Patente de Invenção para

DESIGN DE LENTE MULTIFOCAL E MÉTODO PARA PREVENIR

E/OU DESACELERAR A PROGRESSÃO DA MIOPIA.

[001] Este pedido reivindica a prioridade de pedido provisório n° de série US 62/311.487, depositado em 22 de março de 2016 no Escritório de Marcas e Patentes dos Estados Unidos, a totalidade do mesmo é aqui incorporada, por referência.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

Campo da invenção [002] A presente invenção refere-se a lentes oftálmicas e, mais particularmente, a lentes de contato projetadas para desacelerar, retardar ou prevenir a progressão da miopia. As lentes oftálmicas da presente invenção compreendem perfis de potência multifocal que fornecem correção de visão foveal, uma profundidade de foco aumentada e uma imagem retinal otimizada em uma 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 retardando assim a progressão da miopia.

Discussão da técnica relacionada [003] As condições comuns que levam à acuidade visual reduzida incluem miopia e hipermetropia, para as quais as lentes corretivas na forma de óculos ou de lentes de contato rígidas ou gelatinosas são prescritas. As condições são geralmente 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 retiniano e os olhos hipermétropes focam atrás do plano retiniano. A miopia se desenvolve tipicamente devido ao fato de que o comprimento axial do olho cresce e se torna mais longo do que o comprimento focal dos componentes ópticos do olho, ou seja, o olho cresce demais. A hipermetropia se desenvolve tipicamente devido ao fato de que o comprimento axial do

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2/23 olho é muito curto em comparação ao comprimento focal dos componentes ópticos do olho, ou seja, o olho não cresce o suficiente.

[004] A miopia tem uma alta taxa de prevalência em muitas regiões do mundo. De maior preocupação com essa condição é a possível progressão para miopia alta, por exemplo, maior do que cinco (5) ou seis (6) dioptrias, 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 retiniana, catarata e glaucoma.

[005] Lentes corretivas são utilizadas para alterar o foco bruto do olho para proporcionar uma imagem mais nítida no plano retiniano deslocando o foco da frente do plano para corrigir a miopia ou de trás do plano para corrigir hipermetropia, respectivamente. No entanto, a abordagem corretiva às condições não trata a causa da condição, e sim é meramente prostética ou destinada a tratar os sintomas. De maior importância, a correção do erro de desfocalização miópica do olho não desacelera ou atrasa o avanço da miopia.

[006] A maioria dos olhos não tem simples miopia ou hipermetropia, mas tem astigmatismo miópico ou astigmatismo hipermetrópico. 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 a seguir, os termos miopia e hipermetropia são utilizados para incluir miopia simples ou astigmatismo miópico e hipermetropia e astigmatismo hipermetrópico, respectivamente.

[007] A emetropia descreve o estado de visão nítida 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 proveniente tanto de objetos distantes quanto de objetos próximos e passando pela região central ou paraxial da abertura ou pupila é focaPetição 870170018678, de 21/03/2017, pág. 44/88

3/23 da pela lente do cristalino dentro do olho próximo ao plano retiniano onde a imagem invertida é sentida. É observado, no entanto, 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 focados +0,50 D na frente do plano retinal quando o olho está focado no infinito. Como utilizado no presente documento, a medida D é a potência dióptrica, definida como o recíproco da distância focal de uma lente ou sistema óptico, em metros.

[008] A aberração esférica do olho normal não é constante. Por exemplo, a acomodação (a mudança na potência óptica do olho derivada primariamente através de mudanças na lente do cristalino) faz com que a aberração esférica mude de positiva para negativa.

[009] Conforme observado, a miopia tipicamente ocorre devido ao crescimento axial ou alongamento do olho excessivos. Hoje em dia, é geralmente aceito, primariamente pela pesquisa com animais, que o crescimento axial do olho pode ser influenciado pela qualidade e pelo foco da imagem retiniana. Experimentos realizados em uma faixa de diferentes espécies de animais, que utilizaram inúmeros paradigmas experimentais diferentes, ilustraram que alterar a qualidade de imagem retiniana pode levar a mudanças consistentes e previsíveis no crescimento do olho.

[0010] Além disso, o desfocamento da imagem retiniana tanto em aves quanto em modelos de animais primatas, através de lentes positivas (desfocamento míope) ou lentes negativas (desfocamento hipermetrópico), é conhecido por levar a mudanças previsíveis (em termos tanto de direção quanto de magnitude) no crescimento de olho, o que é consistente com os olhos crescerem para compensar pelo desfocamento imposto. Pode-se constatar que as mudanças no comprimento

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4/23 de olho associadas ao embaçamento óptico são moduladas pelas mudanças no crescimento escleral. O embaçamento com lentes positivas, o que leva ao embaçamento míope e a uma diminuição na taxa de crescimento escleral, resulta em desenvolvimento de erros refrativos hipermetrópicos. O embaçamento com lentes negativas, o que leva ao embaçamento hipermetrópico e a um aumento na taxa de crescimento escleral, resulta no desenvolvimento de erros refrativos míopes. Podese constatar que essas mudanças de crescimento de olho em resposta ao desfocamento de imagem retiniana são em grande parte mediadas por meio de mecanismos retinianos locais, visto que mudanças de comprimento de olho ainda ocorrem quando o nervo óptico está danificado, e demonstrou-se que impor o desfocamento em regiões retinianas locais resulta em um crescimento de olho alterado localizado somente naquela região retiniana específica.

[0011] Em seres humanos há tanto evidência indireta quanto direta que ampara a noção de que a qualidade de imagem retiniana pode influenciar o crescimento do olho. Constatou-se que uma variedade de diferentes condições oculares, todas as quais levam a uma perturbação na visão de formas, tal como ptose, catarata congênita, opacidade corneana, hemorragia vítrea e outras doenças oculares, está associada ao crescimento anormal do olho em seres humanos jovens, o que sugere que alterações relativamente grandes na qualidade de imagem retiniana de fato influenciam o crescimento do olho em indivíduos humanos. A influência de mudanças de imagem retiniana mais sutis no crescimento do olho em seres humanos também foi suposta com base nos erros ópticos no sistema com foco em ser humano durante uma atividade relacionada a enxergar de perto que podem fornecer um estímulo para o crescimento do olho e o desenvolvimento de miopia em seres humanos.

[0012] Um dos fatores de risco para o desenvolvimento de miopia

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5/23 é a atividade relacionada a enxergar de perto. Devido ao atraso de acomodação ou à aberração esférica negativa associados à acomodação durante tal atividade relacionada a enxergar de perto, o olho pode experimentar embaçamento hipermetrópico, o que estimula a progressão da miopia conforme discutido acima.

[0013] Além disso, o sistema de acomodação é um sistema óptico adaptativo ativo; o mesmo constantemente reage a objetos próximos, assim como a projetos 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 desfocalização hipermetrópica contínua pode ainda estar presente, levando ao avanço da miopia. Portanto, uma forma de desacelerar a taxa da progressão da miopia é projetar uma óptica que reduza o impacto de embaçamento hipermetrópico na qualidade de imagem retiniana. Com tais projetos, para cada dioptria de desfocamento hipermetrópico, a qualidade de imagem retiniana é menos degradada. Em outro sentido, a retina é, portanto, relativamente dessensibilizada ao desfocamento hipermetrópico. Em particular, a profundidade de foco (DOF) e da 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 baixa sensibilidade de qualidade de imagem tornará a degradação da qualidade de imagem retiniana menos sensível a desfocalização hipermetrópica, desacelerando assim a taxa de progressão da miopia.

[0014] No espaço de objeto, a distância entre os objetos mais próximos e os mais distantes de uma cena que aparentem ser aceitavelmente precisos é chamada de profundidade de campo. No espaço de imagem, a mesma é chamada de profundidade de foco (DOF). Com um projeto óptico de visão única convencional, uma lente tem um úniPetição 870170018678, de 21/03/2017, pág. 47/88

6/23 co ponto focal, em que a precisão de imagem diminui drasticamente em cada lado do ponto focal. Com um design óptico com DOF estendida, embora o mesmo possa ter um único ponto focal nominal, a diminuição da nitidez de imagem é gradual em cada lado da distância focalizada, de modo que, dentro da DOF, a nitidez reduzida seja imperceptível sob condições de visualização normais.

[0015] 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 dioptrias. A mesma indica como a qualidade de imagem muda com o desfocamento. Quanto maior o valor de sensibilidade de IQ, mais sensível é a qualidade da imagem ao erro de desfocalização durante a acomodação.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO [0016] As lentes oftálmicas da presente invenção compreendem perfis de potência multifocal que fornecem correção de visão foveal, uma profundidade de foco aumentada e uma imagem retinal otimizada em uma 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 que supera as limitações da técnica anterior como descrito brevemente acima.

[0017] De acordo com um aspecto, a presente invenção refere-se a uma lente oftálmica multifocal tendo uma zona óptica compreendendo pelo menos uma primeira zona que tem uma potência dióptrica que satisfaz uma necessidade de refração de distância de um paciente e pelo menos uma segunda zona que tem uma potência dióptrica que é maior que a potência dióptrica da pelo menos uma primeira zona. A pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona são configuradas de tal modo que 1) uma qualidade de imagem sobre a retina do paciente é superior à qualidade de imagem tanto na frente da

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7/23 retina como atrás da retina, e 2) uma qualidade de imagem na frente da retina do paciente é superior à qualidade de imagem atrás da retina. [0018] De acordo com outro aspecto, a presente invenção referese a um método de projetar uma lente oftálmica multifocal útil para a redução da progressão da miopia. Um primeiro perfil de potência dióptrica para pelo menos uma primeira zona de uma lente é selecionado, em que o primeiro perfil de potência dióptrica fornece refração de distância para um paciente. Um segundo perfil de potência dióptrica para pelo menos uma segunda zona da lente é selecionado, em que o segundo perfil de potência dióptrica é maior que o primeiro perfil de potência dióptrica. Uma combinação do primeiro e do segundo perfis de potência dióptrica é avaliada para determinar uma qualidade de imagem na retina, uma qualidade de imagem na frente da retina e uma qualidade de imagem atrás da retina. O segundo perfil de potência dióptrica é modificado até que 1) uma qualidade de imagem sobre a retina é superior à qualidade de imagem na frente da retina e atrás da retina e 2) uma qualidade de imagem na frente da retina é superior à qualidade de imagem atrás da retina.

[0019] A presente invenção fornece um método de projetar uma lente óptica multifocal que pode ser utilizada para retardar ou prevenir progressão de miopia quando a lente é usada no olho. A presente invenção também fornece um design otimizado para uma lente de contato que é útil para retardar ou prevenir a progressão da miopia quando a lente é usada no olho. Mais especificamente, de acordo com a presente invenção, pelo desenho de uma lente com certos valores e relações de qualidade de imagem na frente da retina, na retina, e atrás da retina ao mesmo tempo fornecendo também uma visão de distância adequada, pode-se usar uma abordagem e produzir um design de lente que pode ser extremamente eficaz na redução da progressão da miopia.

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BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS [0020] O supracitado, bem como outros recursos e vantagens da presente invenção, ficarão evidentes a partir da descrição mais específica, apresentada a seguir, das modalidades preferenciais da invenção, conforme ilustrado nos desenhos em anexo.

[0021] A Figura 1 é um diagrama esquemático de uma lente de contato exemplificadora.

[0022] A Figura 2 é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente de contato, de acordo com uma modalidade da presente invenção.

[0023] A Figura 3A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente bifocal da técnica anterior. A Figura 3B é uma representação gráfica de acuidade visual em relação à desfocalização para a lente. A Figura 3C é uma representação gráfica de acuidade visual em relação à desfocalização para a lente.

[0024] A Figura 4A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de quatro zonas com uma 1,75 ADD (+ 1,75D). A Figura 4B é uma representação gráfica de acuidade visual em relação à desfocalização para a lente.

[0025] A Figura 5A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de seis zonas, com uma 1,65D ADD (+1,65D). A Figura 5B é uma representação gráfica de acuidade visual em relação à desfocalização para a lente.

[0026] A Figura 6A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de seis zonas, com uma 4D ADD (+4D). A Figura 6B é uma representação gráfica de acuidade visual em relação à desfocalização para a lente.

[0027] A Figura 7A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de seis zonas, com uma 1,75D ADD (+1,75 D). A Figura 7B é uma representação gráfica de acuidade visual

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9/23 em relação à desfocalização para a lente.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO [0028] As lentes de contato multifocais projetadas para presbiopia são otimizadas para proporcionar uma visão adequada a distâncias de visualização distante, intermediária e próxima. Muitos dos designs são otimizados para proporcionar visão que é boa à distância e de perto. No entanto, as métricas para lentes multifocais para controle de miopia são diferentes, levando, consequentemente a projetos diferentes. Uma vez que um paciente que tenha necessidade de controle de miopia, por exemplo, uma criança, pode ter acomodação suficiente para poder focalizar objetos próximos e intermediários, os objetivos de projeto para as lentes de acordo com a presente invenção são diferentes das lentes multifocais conhecidas.

[0029] Com relação à Figura 1, é ilustrado um diagrama esquemático de uma lente de contato 100. A lente de contato 100 compreende uma zona óptica 102 e uma região externa 104. A zona óptica 102 compreende uma zona interna ou central 106 e pelo menos uma zona externa 108. Em modalidades específicas, o diâmetro da zona óptica 102 pode ser selecionado para ser 8 mm, o diâmetro da zona interna substancialmente circular 106 pode ser selecionado para ser 4 mm e os diâmetros do contorno de uma zona externa anular 108 podem ser 5 mm e 6,5 mm, como medidos a partir do centro geométrico da lente 100. É importante notar que a Figura 1 apenas ilustra uma modalidade exemplificadora da presente invenção. Por exemplo, nessa modalidade exemplificadora, o contorno externo da pelo menos uma zona externa 108 não necessariamente coincide com a margem externa da zona óptica 102, enquanto que em outras modalidades exemplificadoras os mesmos podem coincidir. A zona externa 104 contorna a zona óptica 102 e fornece características de lente de contato padrão, incluindo posicionamento e centralização da lente. De acordo com uma

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10/23 modalidade exemplificadora, a região externa 104 pode incluir um ou mais mecanismos de estabilização para reduzir a rotação da lente quando sobre o olho. A zona óptica 102 pode consistir em múltiplas zonas com cada uma tendo um único perfil de potência em relação às zonas adjacentes.

[0030] É importante observar que as várias zonas na Figura 1 são ilustradas como círculos concêntricos, em que as zonas podem compreender quaisquer formatos redondos ou não redondos adequados como um formato elíptico.

I. Lente oftálmica da presente invenção [0031] De acordo com a presente invenção, uma lente oftálmica multifocal para um paciente compreende uma zona óptica. A zona óptica inclui 1) pelo menos uma primeira zona que tem uma potência dióptrica que satisfaz a necessidade de refração de distância de um paciente, e 2) pelo menos uma segunda zona que tem uma potência dióptrica que é maior que a potência da pelo menos uma primeira zona. A pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona são projetadas de modo a ter uma qualidade de imagem sobre a retina do paciente que é superior à qualidade de imagem tanto na frente da retina como atrás da retina. Além disso, a pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona são projetadas de modo que a qualidade de imagem na frente da retina é superior à qualidade de imagem atrás da retina.

[0032] A pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona podem compreender anéis concêntricos com potências dióptricas únicas em cada anel. Em modalidades específicas, as lentes podem ter de 2 a 10 anéis concêntricos (por exemplo, 2, 4, ou 6 anéis). Em uma modalidade específica, a pelo menos uma segunda zona pode ter uma potência dióptrica que é maior que a pelo menos uma primeira zona. Ou seja, a pelo menos uma segunda zona pode ter

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11/23 uma ADD (potência positiva adicional em relação à potência dióptrica no centro da lente).

[0033] Em uma modalidade específica, a lente pode ter pelo menos uma primeira zona (por exemplo, uma zona interna) que tem uma potência de -0,5 a -10D e a pelo menos uma segunda zona (por exemplo, zona externa circundando a zona interna) pode ter uma ADD que é, de preferência, na faixa de 1,5 a 4D. Em uma outra modalidade específica, a lente pode ter pelo menos uma segunda zona (por exemplo, uma zona externa) que tem uma potência de -0,5 a -10D, e a pelo menos uma primeira zona (por exemplo, zona interna circundada pela zona externa) pode ter uma ADD que é, de preferência, na faixa de 1,0 a 4D. Dessa forma, a lente multifocal pode compreender anéis de distância alternando com anéis ADD.

[0034] Lentes da técnica anterior, como Acuvue® Bifocal (AVB), são projetadas com superfícies esféricas ou seções nas superfícies anterior e posterior. De acordo com a presente invenção, a lente oftálmica multifocal pode ter uma superfície anesférica anterior e posterior. Como tal, a potência dentro de cada anel concêntrico pode não ser constante, mas pode mostrar uma variação devido a aberração esférica. A aberração esférica para lentes com superfícies esféricas varia com a potência da lente (por exemplo, a prescrição refrativa de um paciente).

[0035] As lentes da presente invenção podem ter um perfil de potência prescrito através da lente em relação à refração que é constante com unidades de manutenção de estoque (SKU) de -3.D, -3,25D, 3,5D e similares. Dessa forma, dentro dos anéis de distância alternada, a potência dióptrica pode ser substancialmente a potência refrativa da lente, variada para corrigir a aberração esférica natural do olho. [0036] Referindo-se agora à Figura 2, é mostrada uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente de contato de acordo

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12/23 com uma modalidade da presente revelação. A potência, P_Cl, pode variar através de um lado a outro do semidiâmetro (r) da lente de contato. A potência axial corresponde à potência axial em dioptrias. A potência P_CL(r) é o 1/(distância ao ponto focal em metros) para um raio que entra na lente a uma altura r, a partir do centro e eixo óptico da lente.

[0037] A potência dióptrica (P₁) nos anéis de distância (por exemplo, anéis 1, 3, 5, etc. ou alternativamente nos anéis 2, 4, 6, etc.) pode ser:

P₁(r) = Refração Esférica+A₁ + (SA₁) * r², (1) [0038] em que SA₁ é ajustado para ser aproximadamente o negativo da aberração esférica do olho e pode ser de cerca de -0,08D/mm², r é a distância a partir do centro da lente; Refração esférica é a refração esférica do paciente em dioptrias; e Δ₁ é uma alteração específica na potência para assegurar que o pico de visão seja quando visualizar um objeto distante com um olho não acomodado e está tipicamente entre -0,25D e 0,25D.

[0039] A potência de dioptria (P₂) nos anéis ADD (por exemplo, anéis 2, 4, 6, etc. ou alternativamente nos anéis 1,3, 5, etc.) pode ser:

P₂(r) = Refração Esférica+ADD+(SA₂) * r², (2) [0040] em que SA₂ situa-se, tipicamente, na faixa entre 0,0 e 0,15D/mm² e ADD está tipicamente entre 1,0 e 4,0D, mas em modalidades específicas pode ser menos que 2,5D.

[0041] A potência da lente de contato, P_CL(r), é, portanto, uma combinação das P₁(r) e P₂(r), conforme mostrado na Figura 2 com as bordas de zonas definidas por r₁, r₂, r₃, r₄, r₅, respectivamente. Por exemplo, quando a zona de distância é uma segunda zona, conforme representado na Figura 2:

PcL(r), = P₂(r) para r<n, r2<r<r3, r4<r<r5 (3)

PcL(r), = P1(r) para r,<r<r2, r3<r<r4, r>r5

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13/23 [0042] Modalidades alternativas podem ter um número maior ou menor de zonas ou podem ter P₁ e P₂ intercambiados. Em modalidades específicas, pode haver zonas de transição entre os anéis concêntricos que fornecem variação suave de potência de um anel concêntrico para o próximo.

[0043] Para controle de miopia, os objetivos do design multifocal, de acordo com a presente invenção, incluem os seguintes:

1. Visão de distância adequada (por exemplo, 20/25 ou mais ou, em modalidades específicas, mais do que 1,0 em unidades 10logMAR) com um mínimo de artefatos desagradáveis de imagem.

2. A qualidade da imagem sobre a retina é superior à qualidade da imagem na frente da retina e atrás da retina.

3. A qualidade de imagem na frente da retina é superior à qualidade de imagem atrás da retina, quando se observa um objeto a qualquer distância e com tamanhos de pupila de 1 mm a 7 mm (por exemplo, de 3 mm a 6 mm) de diâmetro.

[0044] Esses objetivos podem ser alcançados mediante a garantia de que 1) picos de curvas de visão através de foco, conforme discutido abaixo, estão na posição de desfocalização 0,0D e 2) as curvas através de foco são assimétricas cerca de 0,0D, com a melhor qualidade de imagem no lado de desfocalização negativa.

II. Medição de qualidade de imagem [0045] Qualquer métrica de visão adequada pode ser usada para medir a Área de função de transferência de modulação (AMTF); razão strehl; nitidez neural como em Thibos al., Accuracy and precision of objective refraction from wave front aberrations, Journal of Vision (2004) 4, 329-351; ou modelagem preditiva utilizando tamanhos de pupila e níveis de luminância para calcular acuidade visual monocular (em unidades de -10 logMAR) conforme descrito a seguir.

[0046] A equação 4 indica a frente de onda, W, da lente de contato

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14/23 mais olho como

A

W(R) = J r[P_CL (r) - Refração esférica + SA_glhg *r²yr (4) [0047] em que R indica a distância radial do centro da lente (e olho e frente de onda), a refração esférica é em D, e SA_olho é a aberração esférica do olho e ajustada em 0,08D/mm² para este cálculo. A frente de onda, W, assume uma lente rotacionalmente simétrica; entretanto, para ser mais precisa, a frente de onda pode ser dada em coordenadas cartesianas. A conversão entre coordenadas polares e cartesianas é conhecida. Dada a frente de onda W(x,y), a função de pupila (PF) é:

PF ( x, y ) = A( x, y )e

2π

- i — W (x, y ) (5) [0048] em que A(x,y) = 1 para r = (x²+y²)^1/2 menor ou igual a (<) D/2; e [0049] em que A(x,y) = 0 para r maior que (>) D/2 e o comprimento de onda λ é 0,555 mícron.

[0050] A função de pupila PF(x,y) é a amplitude complexa dentro da pupila, e é zero fora da pupila, isto é, A(r) = 0 quando r maior que (>) D/2 onde D é o diâmetro da pupila.

[0051] A função de espalhamento de um ponto de amplitude (PSFa) de um sistema óptico, nesse caso a lente mais o olho, é dada como a transformada de Fourier da função de pupila bidimensional PF (x,y) e é:

- i ·2·π·( u

PSFa(u, v) = |'j PF (x, y) e^{1 -2}'^π( ‘^x+^y ') dxdy (6) [0052] com a integração feita no raio da pupila. As quantidades _u e _vtêm unidades de frequência de 1/mm e estão relacionadas aos ângulos ©_x e ©_y que são os ângulos nas direções x e y com unidades de radianos em espaço de objeto:

^q = ^1u ₍₇₎

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15/23 ^1V, (8) [0053] em que λ é o comprimento de onda em mm.

[0054] A função de espalhamento de ponto de intensidade, PSF, é:

PSF(u,v) = PSFa(u,v) · PSFa*(u,v) ₍₉₎ [0055] em que * refere-se ao conjugado complexo.

[0056] A função de transferência óptica, OTF dada como a transformada de Fourier da PSF é:

OTF(y_x,n_v) = J PSF , )e^2p( ^{xn n} ’d d [0057] Onde v_x e v_y são em ciclos por radiano.

[0058] A função de transferência de modulação, MTF, é:

MTF (y_x ,v_y) =

OTF (y_x ,v_y) . (11) [0059] O cálculo de MTF a partir de uma frente de onda, conforme delineado acima, é bem conhecido na técnica e pode ser feito numericamente. A MTF em coordenadas polares torna-se:

MTF (n, Θ) ₍₁₂₎ [0060] onde v é a frequência radial:

[0061] [0062] n = e Θ é o ângulo.

A MTFa média é:

, 2 +ⁿy (13)

MTFa =

2p

J MTF (n, Q)dQ (14) [0063] A área ponderada da MTF (WA) é calculada de acordo com a equação:

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16/23

20c/ó.7o.s'/grau

WA= f MTFa(yf · NCSF(v, D, L)² dv » (15) [0064] em que MTFa é calculada, de acordo com a equação 14 e é uma função da frequência angular, do diâmetro da pupila, e do perfil de potência da combinação de lente mais o olho, e NCSF é a função de sensibilidade ao contraste neural e depende da frequência, do diâmetro da pupila (D) e da luminância (L) expressa em candelas/m². Para um projeto de lente que não seja simétrica do ponto de vista rotacional, a MTF é calculada como a média da MTF bidimensional.

[0065] Uma luminância de 250 cd/m2, correspondendo a um típico ambiente de escritório, é exemplar da invenção e a NCSF é:

(16) com π· D² (17) [0066] [0067] [0068] [0069] [0070] [0071] [0072] [0073] [0074] [0075] [0076] [0077] [0078] em que L é a luminância (250 cd/m²),

D é o diâmetro da pupila em mm, e E é a iluminância em Td.

As constantes da equação 16 são conforme segue:

k = 3,0;

T = 0,1 segundo;

X0 = 2 graus;

Xmáx = 12 graus;

Nmáx =15 ciclos;

η = 0,03;

p = 1,247x10⁶ fótons/segundo/grau²/Td; v é frequência em ciclos/grau; v₀ = 7 ciclos/grau; e

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17/23 [0079] Φ₀=3,0χ10^-8 seg grau².

[0080] Descrições de NCSF podem ser encontradas, por exemplo, em Contrast Sensitivity of the Human Eye and its Effects on Image

Quality, SPIE Optical Engineering Press, 1999, que é aqui incorporado, por referência.

[0081] Usando a área ponderada, WA, o Desempenho Monocular (MP - Monocular Performance) em unidades de -10logMAR pode ser calculado com o uso da equação:

MP = -11,5 + 4,94*log10(WA) -1,26*log10(WA) ²+0,15*log10(WA)³ (18) [0082] com log10(WA) denotando um logaritmo de base 10 de WA. Esta quantidade, que pode ser calculada a partir dos perfis de potência medidos ou a partir dos perfis de potência de projeto de lentes individuais, em modalidades específicas, pode proporcionar a base para as restrições que descrevem as lentes da presente invenção.

III. Discussão de lentes específicas [0083] A Figura 3A mostra uma análise gráfica de um perfil de potência para uma lente multifocal da técnica anterior similar à lente bifocal Acuvue® Bifocal 2,5D ADD. A Figura 3A mostra o perfil de potência para uma - 3,0D SKU.

[0084] A Figura 3B mostra uma acuidade visual calculada para a área de função de transferência de modulação (AMTF) de 3-12 ciclos por grau para a lente da figura 3A como uma função de desfocalização para os tamanhos 3,0, 4,0, 5,0 e 6,0 D de diâmetro da pupila. A desfocalização de 0,0D corresponde à distância. A desfocalização negativa pode ser interpretada como mostrando a qualidade de imagem na frente da retina quando se observa um objeto distante; enquanto que a desfocalização positiva pode ser interpretada como mostrando a qualidade da imagem atrás da retina. A Figura 3C mostra a acuidade visual prevista em unidades de -10logMAR calculada com o uso do método descrito acima, que é preditivo de resultados clínicos.

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18/23 [0085] Com referência à Figura 3B ou 3C, os objetivos 2-3 de design acima são alcançados (por exemplo, os picos das curvas em 0,0D são os valores máximos na faixa inteira; e a curvas de visão através de foco são assimétricas com visão nas posições de desfocalização negativa na frente da retina, indicando melhor visão que as posições de desfocalização positiva). O primeiro objetivo, analisado com referência à Figura 3C, não é atendido porque a acuidade visual em um valor de desfocalização de 0,0D, a unidade de -10logMAR é menor que -1,0. Também, para a pupila de 3,0 mm de diâmetro, o pico secundário em cerca de -2D de desfocalização é quase a altura do pico a 0,0D. Portanto, para uma pupila de tamanho pequeno, o paciente pode não acomodar completamente uma imagem próxima em vez de usar a imagem próxima fornecida pelo design. Isso resulta na imagem atrás da retina ser de melhor qualidade que a imagem na frente da retina e o fornecimento de um sinal de crescimento ao olho, o que pode aumentar a miopia.

[0086] A Figura 4A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de quatro zonas, de acordo com a presente invenção. A pelo menos uma primeira zona (por exemplo, zona interna) tem uma potência dióptrica de -3,0D e os anéis de distância alternativa têm uma potência substancialmente similar a -3,0D, mas corrigida para aberração esférica. A pelo menos uma segunda zona (por exemplo, zonas externas) têm uma ADD de cerca de +1,75D. [0087] A Figura 4B é uma representação gráfica de acuidade visual em unidades de -10logMAR versus a desfocalização para a lente da Figura 4A para 3,0, 4,0, 5,0 e 6,0 mm de tamanhos de diâmetro de pupila. A desfocalização de 0,0D corresponde à distância. Para todos os diâmetros de pupila, os objetivos de design 1-3 acima são atendidos (por exemplo, os picos das curvas em 0,0D são os valores máximos por toda a faixa, a acuidade visual em 0,0D é maior que -1,0 em

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19/23 unidades de -10logMAR, e a curva através de foco é assimétrica com valores de desfocalização negativos superiores aos valores de desfocalização positivos).

[0088] A Figura 5A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de seis zonas, de acordo com a presente invenção. A pelo menos uma primeira zona (zona interna, por exemplo) tem uma potência dióptrica de -3,0D e os anéis de distância alternativa têm uma potência substancialmente similar a -3,0D, mas são corrigidos para aberração esférica. A pelo menos uma segunda zona (por exemplo, zonas externas) têm uma ADD de cerca de +1,65D.

[0089] A Figura 5B é uma representação gráfica de acuidade visual versus a desfocalização para a lente da Figura 3A para 3,0, 4,0, 5,0 e 6,0 mm de tamanhos de diâmetro da pupila. Para todos os diâmetros de pupila, os objetivos de design 1-3 acima são atendidos (por exemplo, os picos das curvas em 0,0D são os valores máximos por toda a faixa, a acuidade visual em 0,0D é maior que -1,0 em unidades de 10logMAR, e a curva através de foco é assimétrica com valores de desfocalização negativos superiores aos valores de desfocalização positivos).

[0090] A Figura 6A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de seis zonas, de acordo com a presente invenção. A pelo menos uma primeira zona (por exemplo, zona interna) tem uma potência dióptrica de -3,0D e os anéis de distância alternativa têm uma potência substancialmente similar a -3,0D, mas corrigida para aberração esférica. A pelo menos uma segunda zona (por exemplo, zonas externas) tem uma ADD de cerca de +4D.

[0091] A Figura 6B é uma representação gráfica de acuidade visual versus a desfocalização para a lente da Figura 6A para 3,0, 4,0, 5,0 e 6,0 mm de tamanhos de diâmetro da pupila. Para todos os diâPetição 870170018678, de 21/03/2017, pág. 61/88

20/23 metros de pupila, os objetivos de design 1-3 acima são atendidos (por exemplo, os picos das curvas em 0,0D são os valores máximos por toda a faixa, a acuidade visual em 0,0D é maior que -1,0 em unidades de -10logMAR, e a curva através de foco é assimétrica com valores de desfocalização negativos superiores aos valores de desfocalização positivos).

[0092] A Figura 7A é uma representação gráfica de um perfil de potência de uma lente multifocal de seis zonas, de acordo com a presente invenção. Ao contrário das outras lentes, uma primeira zona de distância não está no centro da lente, mas, em vez disso, circunda a zona ADD no centro da lente. A primeira zona de distância tem uma potência dióptrica de -3,0D e anéis de distância alternativa têm uma potência substancialmente similar a -3,0D, mas corrigida para aberração esférica. As segundas zonas têm uma ADD de cerca de + 1,75D. [0093] A Figura 7B é uma representação gráfica de acuidade visual versus a desfocalização para a lente da Figura 5A para 3,0, 4,0, 5,0 e 6,0 mm de tamanhos de diâmetro da pupila. Para todos os diâmetros de pupila, os objetivos de design 1-3 acima são atendidos (por exemplo, os picos das curvas em 0,0D são os valores máximos por toda a faixa, a acuidade visual em 0,0D é maior que -1,0 em unidades de 10logMAR, e a curva através de foco é assimétrica com valores de desfocalização negativos superiores aos valores de desfocalização positivos).

[0094] Além disso, os designs da presente invenção podem levar em consideração que a aberração esférica muda com a acomodação, e as lentes podem ser otimizadas para tamanhos de pupila de crianças, incluindo a mudança do tamanho da pupila com a acomodação. [0095] É importante notar que o tamanho de pupila de entrada do olho e a vergência de alvo/acomodação varia dentre as subpopulações. Em determinadas modalidades exemplificadoras, o design da

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21/23 lente pode ser personalizado para alcançar tanto boa correção de visão foveal quanto eficácia do tratamento miópico com base no tamanho médio da pupila do paciente e meta de vergência preferencial. Além disso, como o tamanho de pupila se correlaciona com a refração e idade para pacientes pediátricos, em certas modalidades exemplificadores, a lente pode ser adicionalmente otimizada para subgrupos da subpopulação pediátrica com idade e/ou refração específicas com base em seus tamanhos de pupila. Essencialmente, os perfis de potência podem ser ajustados ou customizados para o tamanho de pupila para alcançar um equilíbrio ótimo entre a correção de visão foveal, profundidade de foco aumentada e a sensibilidade de IQ reduzida.

[0096] 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 hipometropia, hipermetropia ou hiperopia, astigmatismo, isto é, asfericidade na córnea e presbiopia, isto é, a perda da capacidade de a 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 diferentes funcionalidades.

[0097] As lentes de contato gelatinosas de uso diário são tipicamente produzidas a partir de materiais de polímero macio combinados com água para permeabilidade ao oxigênio. As lentes de contato gelatinosas 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 gelatinosas coloridas usam materiais diferentes para fornecer funcionalidade diferente. Por exemplo, uma lente de contato com tonaPetição 870170018678, de 21/03/2017, pág. 63/88

22/23 lidade de visibilidade usa uma tonalidade leve para ajudar o usuário a localizar uma lente de contato que foi deixada cair, 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 acentuar 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 que as lentes de contato gelatinosas e, assim, mantêm seu formato e são mais duráveis. As lentes de contato bifocais são projetadas especificamente para pacientes com presbiopia e estão disponíveis tanto na variedade gelatinosa quanto na rígida. As lentes de contato tóricas são projetadas especificamente para pacientes com astigmatismo e também estão disponíveis em ambas as variedades gelatinosa e rígida. As lentes de combinação que combinam diferentes aspectos do exposto acima também estão disponíveis, por exemplo, as lentes de contato híbridas.

[0098] É importante notar que o design de lente multifocal da presente invenção pode ser incorporado em qualquer número de lentes de contato diferentes formadas de qualquer número de materiais. Especificamente, o projeto de lente multifocal da presente invenção pode ser utilizado em qualquer das lentes de contato descritas aqui, incluindo lentes de contato gelatinosas de uso diário, lentes de contato rígidas permeáveis a gás, lentes de contato bifocais, lentes de contato tóricas e lentes de contato híbridas. Além disso, apesar de a invenção ser descrita com respeito a lentes de contato, é importante observar que o conceito da presente invenção pode ser utilizado em lentes de óculos, lentes intraoculares, dispositivos intracorneanos e extracorneanos.

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23/23 [0099] Embora se acredite que o que é mostrado e descrito sejam as modalidades mais práticas e preferenciais, fica evidente que certas discrepâncias dos projetos e dos métodos específicos descritos e mostrados poderão se apresentar aos versados na técnica e poderão ser usadas sem que se afaste do espírito e do escopo da invenção. A presente invenção não se restringe às construções específicas descritas e ilustradas, mas deve ser interpretada de modo coeso com todas as modificações que possam se enquadrar no escopo das reivindicações.

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Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Lente oftálmica multifocal, caracterizada pelo fato de que compreende:

uma zona óptica que compreende:

pelo menos uma primeira zona tendo uma potência dióptrica que satisfaz uma necessidade de refração de distância de um paciente; e pelo menos uma segunda zona tendo uma potência dióptrica que é maior que a potência dióptrica da pelo menos uma primeira zona, em que a pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona são configuradas de tal modo que 1) uma qualidade de imagem sobre a retina do paciente é superior à qualidade de imagem tanto na frente da retina como atrás, e 2) uma qualidade de imagem na frente da retina do paciente é superior à qualidade de imagem atrás da retina.
2. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a acuidade visual ou a qualidade de imagem a 0,0D de desfocalização é maior que -1,0 em unidades de 10logMAR.
3. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona compreendem anéis concêntricos 210.
4. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 3, caracterizada pelo fato de que compreende:

anéis de distância concêntrica que têm uma potência dióptrica substancialmente igual à refração de distância do paciente, e anéis ADD concêntricos que têm potência dióptrica em relação à potência dióptrica da zona interna e alternando com os anéis

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2/4 de distância concêntrica.
5. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação

4, caracterizada pelo fato de que anéis concêntricos de número ímpar compreendem anéis de distância com uma potência dióptrica que varia para corrigir aberração esférica do olho.
6. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação

5, caracterizada pelo fato de que anéis concêntricos de número par compreendem anéis ADD.
7. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 4, caracterizada pelo fato de que anéis concêntricos de número par compreendem anéis de distância com uma potência dióptrica que varia para corrigir aberração esférica do olho.
8. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 7, caracterizada pelo fato de que anéis concêntricos de número ímpar compreendem anéis ADD.
9. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a pelo menos uma primeira zona tem uma potência dióptrica de -0,5D a -10,0D.
10. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 9, caracterizada pelo fato de que a pelo menos uma segunda zona tem uma potência dióptrica de 1,5D a 4,0D de potência dióptrica adicional em relação à potência dióptrica da pelo menos uma primeira zona.
11. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que um pico de uma curva de visão através do foco para tamanhos de pupila de 1 a 7 mm de diâmetro é na posição 0,0D de desfocalização.
12. Lente oftálmica multifocal, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a zona óptica corresponde a um tamanho de pupila de cerca de 3 mm a 6 mm.

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13. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 3, caracterizada pelo fato de que compreende quatro anéis concêntricos.
14. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 3, caracterizada pelo fato de que compreende seis anéis concêntricos.
15. Lente oftálmica de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a lente oftálmica compreende uma lente de contato.
16. Lente oftálmica, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato da lente oftálmica compreender uma lente intraocular, um dispositivo intracórneo ou extracórneo.
17. Método para projetar uma lente oftálmica multifocal para a redução da progressão da miopia, caracterizado pelo fato de compreender:

a seleção de um primeiro perfil de potência dióptrica de pelo menos uma primeira zona de uma lente, em que o primeiro perfil de potência dióptrica fornece refração de distância para um paciente;

a seleção de um segundo perfil de potência dióptrica de pelo menos uma segunda zona da lente, em que o segundo perfil de potência dióptrica é maior que o primeiro perfil de potência dióptrica; e a avaliação de uma combinação do primeiro e segundo perfis de potência dióptrica para determinar uma qualidade de imagem sobre a retina, uma qualidade de imagem na frente da retina, e uma qualidade de imagem atrás da retina; e a modificação do segundo perfil de potência dióptrica até que 1) uma qualidade de imagem sobre a retina é superior à qualidade de imagem na frente da retina e atrás da retina e 2) uma qualidade de imagem na frente da retina é superior à qualidade da imagem atrás da retina.
18. Método, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de que a qualidade da imagem em desfocalização de 0,0D

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4/4 é maior que -1,0 em unidades de -10logMAR.
19. Método, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de que a pelo menos uma primeira zona e a pelo menos uma segunda zona compreendem anéis concêntricos 2-10.
20. Método, de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pelo fato de que a lente oftálmica multifocal compreende:

anéis de distância concêntrica que têm uma potência dióptrica substancialmente igual à refração de distância do paciente, e anéis ADD concêntricos que têm potência dióptrica em relação à potência dióptrica da zona interna e alternando com os anéis de distância concêntrica.

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