BRPI1006732B1

BRPI1006732B1 - Lente dimensionada para uso num olho humano

Info

Publication number: BRPI1006732B1
Application number: BRPI1006732-9A
Authority: BR
Inventors: Josef F. Bille
Original assignee: Perfect Ip, Llc.
Priority date: 2009-03-04
Filing date: 2010-03-04
Publication date: 2020-09-24
Also published as: KR20150036802A; JP5797563B2; HK1215526A1; KR20150038595A; EP2421472B1; US20150076723A1; HK1215527A1; EP2405798A1; CA2754775A1; US20110128501A1; JP2012519552A; CN105105918A; US20110130654A1; US8152302B2; JP2015221375A; BRPI1006732B8; US20110130677A1; EP2405798B1; CN102939044B; CN105105869A

Abstract

lente dimensionada para uso num olho humano uma lente para colocação num olho humano, tal como uma lente intraocular, apresenta pelo menos algumas de suas propriedades ópticas formadas com um laser. o laser forma loci modificados na lente quando os loci modificados apresentam um índice de refração diferente do índice de refração do material antes da modificação. diferentes padrões de loci modificados podem prover seleções específicas de potência dióptrica, ajuste tórico, e/ou ajuste asférico. preferencialmente tanto a superfície anterior quanto a superfície posterior da lente são planas a fim de assegurar facilidade para colocação no olho humano.

Description

LENTE DIMENSIONADA PARA USO NUM OLHO HUMANO

CITAÇÕES

[001] O presente pedido de patente reivindica o benefício de prioridade dos Pedidos provisórios de patente dos Estados Unidos da América do Norte com número de série 61/209,362 depositado em 04 de Março de2009; 61/209,363 depositado em 04 de Março de 2009; 61/181,420 depositado em 27 de Maio de 2009; 61/181,519 depositado em 27 de Maio de 2009; e 61/181,525 depositado em 27 de maio de 2009. Estes pedidos provisórios de Patente dos Estados Unidos da América do Norte são aqui incorporados a título de referência. Naqueles casos em que a descrição apresentada a seguir é inconsistente com as descrições dos pedidos provisórios de patente, deverá prevalecer a descrição apresentada a seguir.

ANTECEDENTES

[002] Lentes são implantadas nos olhos com o objetivo de melhorar a visão. Em geral existem dois tipos de lentes intra-oculares. Um tipo substitui a lente natural do olho, usualmente para substituir uma lente acometida por catarata. O outro tipo de lente é utilizado para suplementar uma lente existente e funciona como uma lente corretiva permanente. As lentes do tipo de substituição são implantadas dentro da câmara posterior. Um tipo de lente suplementar, à qual se faz referência como uma lente intra-ocular fácica (LIU), é implantada dentro da câmara anterior ou da câmara posterior com o objetivo de corrigir erros refrativos do olho.

[003] Existem duas técnicas comuns utilizadas para moldar lentes intra-oculares. Uma técnica é a moldagem, aonde um material polimérico óptico é moldado adquirindo um formato desejado apresentando uma potência dióptrica previamente determinada. Estas lentes estão disponíveis em potências dióptricas padronizadas, tipicamente diferindo de cerca de 0,5 em potência dióptrica. Um problema com a técnica de moldagem é que esta constitui uma maneira extremamente cara de se fabricar uma lente personalizada, e assim para a maior parte dos pacientes, apenas um certo grau aproximado de visão clara é obtido. Para alguns pacientes a potência dióptrica pode estar errada na ordem de 0,25 ou mais. Além disso, as referidas lentes geralmente não são tão eficazes para pacientes que apresentam uma córnea com um formato anormal, incluindo alguns que já foram submetidos a um procedimento na córnea, tal como a cirurgia LASIK.

[004] A outra técnica utilizada é o torneamento e brunimento, aonde uma matriz de lente com o formato de um disco é polida até atingir um formato desejado. Devido às propriedades dos materiais utilizados na fabricação de lentes intra-oculares, é preferível usinar as lentes sob uma temperatura reduzida tal como -10° F. Um problema com o torneamento e brunimento é que as propriedades ópticas de uma lente a - 10° F pode ser diferente das propriedades ópticas da mesma lente quando na temperatura corporal, e assim sendo tal lente apenas aproxima a visão ótima. Além disso, na medida em que a lente vai esquentando ela absorve umidade e as dimensões da lente podem mudar, alterando assim a potência dióptrica da lente.

[005] para alguns pacientes, é desejável que as lentes sejam asféricas para corrigir aberrações esféricas da córnea ou tórica para corrigir ou minimizar o astigmatismo corneano ao longo de uma gama de dioptrias. As lentes intra-oculares disponíveis comercialmente geralmente não são capazes de corrigir de maneira uniforme estes defeitos ópticos porque seria necessário manter em estoque centenas, se não milhares de diferentes tipos de lentes, todas variando em potência dióptrica, e características asféricas e tóricas.

[006] Um outro problema associado com as técnicas de fabricação convencionais é que a lente frequentemente não pode acomodar as necessidades de pacientes que foram submetidos à cirurgia LASIK (laser assisted in situ keratomileusis). A cirurgia LASIK pode corrigir miopia, hipermetropia, e/ou astigmatismo. No entanto, alterações na córnea criadas no procedimento LASIK tornam muito difícil encontrar uma lente intra-ocular com o ajuste adequado para a asfericidade. Uma lente intraocular convencional é geralmente insatisfatória para pacientes que foram submetidos a um procedimento LASIK ou com uma córnea anormal, devido ao problema de se manter em estoque lentes intra-oculares adequadas para tal paciente.

[007] A técnica para a modificação do índice de refração de um material polimérico óptico tal como numa lente intra-ocular se encontra discutida em Knox et al., Publicação de Pedido de Patente dos Estados Unidos da América do Norte Número 2008/0001320. Esta técnica usa um laser para alterar o índice de refração de pequenas áreas de um material óptico, resultando em alterações do índice de refração de até cerca de 0,06, o que constitui uma alteração insuficiente da potência dióptrica para a maior parte das aplicações.

[008] Em vista disso, existe uma necessidade de um sistema para a moldagem de lentes intra-oculares que elimine as desvantagens das técnicas de fabricação de acordo com o estado da técnica, e que também permita a personalização de lentes para prover múltiplas características corretivas para aproximar a visão ótima, inclusive para pacientes que tenham sido submetidos a um procedimento LASIK.

Sumário

[009] A presente invenção proporciona um sistema que atende a esta necessidade, e também proporciona lentes moldadas e modificadas através deste sistema. Uma lente formada utilizando este sistema apresenta propriedades únicas. As lentes são tipicamente lentes intra-oculares, porém a presente invenção apresenta outras aplicações, conforme discutido abaixo. Uma lente de acordo com esta invenção compreende um corpo formado por um material óptico apresentando um certo índice de refração. O corpo apresenta superfícies interior e exterior opostas, e também um eixo óptico. O corpo contêm loci modificados. Os loci modificados foram formados por um feixe de laser e apresentam um índice de refração diferente daquele do material antes da modificação. A lente apresenta diversas características únicas, e pode ser caracterizada por apresentar pelo menos uma das características a seguir, todas as características a seguir, ou qualquer combinação das características a seguir:

(i) um número suficiente de loci modificados no corpo tal que o índice de refração do corpo tenha sido modificado suficientemente para alterar a potência dióptrica do corpo em pelo menos mais ou menos 0,5 (ou seja, uma alteração positiva de potência dióptrica de pelo menos 0,5 ou uma alteração negativa de potência dióptrica de -0,5 ou mais tal como -10;
(ii) pelo menos alguns dos loci modificados apresentando um comprimento do caminho óptico variando desde 0,1 até cerca de 1 onda maior do que o comprimento do caminho óptico de um locus não-modificado, onde o comprimento de onda diz respeito a luz com um comprimento de onda de 555 nm;
(iii) pelo menos alguns dos loci modificados se encontram em um padrão substancialmente circular ao redor do eixo óptico;
(iv) um número suficiente de loci modificados tal que pelo menos 90% da luz projetada sobre a superfície anterior em uma direção geralmente paralela ao eixo óptico passe através de pelo menos um locus modificado;
(v) pelo menos alguns dos loci modificados constituem cilindros com formato reto e com um eixo substancialmente paralelo ao eixo óptico e uma altura de pelo menos 5 μm;
(vi) tanto a superfície posterior quanto a superfície anterior são substancialmente planas; e
(vii) cada locus modificado apresenta uma profundidade variando desde 5 até 50 μm.

[010] Tipicamente existem pelo menos 1.000.000 ou mais loci modificados localizados numa primeira camada do corpo, sendo a primeira camada substancialmente paralela à superfície anterior, onde a camada apresenta uma espessura de cerca de 50 μm. Um padrão circular, aqui denominado um padrão de anéis circulares, de loci modificados pode ser usado.

[011] Quando os loci modificados são usados para obter um efeito óptico desejado, e não são utilizadas construções mais mais convencionais, então preferencialmente existem loci suficientes tal que pelo menos 99% da luz projetada sobre a superfície anterior do corpo em uma direção geralmente paralela ao eixo óptico passa através de pelo menos um dos loci modificados. Assim substancialmente todos os efeitos ópticos proporcionados por uma lente podem ser proporcionados pelos loci modificados.

[012] A lente pode prover um ajuste de potência dióptrica, e também podem ser usados para proporcionar um ajuste tórico e/ou um ajuste asférico.

[013] Uma vantagem da presente invenção é que o corpo da lente pode ser feito muito delgado, na ordem de cerca de 50 até cerca de 400 μm de espessura máxima, o que permite uma fácil inserção na câmara posterior de um olho no caso de uma lente intra-ocular. Isto permite que um médico faça uma incisão menor no olho do que aquela que seria possível com a instalação de lentes intra-oculares convencionais. Preferencialmente a espessura máxima do corpo é de cerca de 250 μm.

[014] Uma vantagem da versão de acordo com a presente invenção aonde ambas as superfícies anterior e posterior são substancialmente planas é que não existem características no corpo que possam interferir com a colocação de uma lente intra-ocular dentro da câmara posterior do olho.

[015] Tipicamente os loci modificados apresentam uma profundidade variando desde cerca de 5 até cerca de 50 μm. Cada loci modificado pode apresentar desde 1 até 10 sítios, cada sítio sendo tipicamente formado por uma sequência de cerca de 100 pulsos de laser infra-vermelho em uma única rajada focalizados em um único ponto, por exemplo, sítio. Pelo menos alguns dos loci modificados podem ser contíguos entre si.

[016] Podem existir múltiplas camadas de loci modificados, aonde cada camada pode apresentar uma espessura de cerca de 50 μm. Tipicamente as camadas são espaçadas entre si de cerca de 5 μm.

[017] Na versão de múltiplas camadas de uma lente, pelo menos alguns dos loci modificados na primeira camada podem apresentar um comprimento do caminho óptico de pelo menos 0,1 comprimento de onda maior do que o comprimento do caminho óptico de um locus não-modificado, aonde o comprimento de onda com respeito à luz de um primeiro comprimento de onda. A segunda camada pode apresentar loci modificados apresentando um comprimento do caminho óptico de pelo menos 0,1 comprimento de onda maior do que o comprimento do caminho óptico de locus não-modificado, com respeito à luz de um segundo comprimento de onda que difere do primeiro comprimento de onda em pelo menos 50 nm. Pode existir ainda uma terceira camada, onde a diferença no comprimento do caminho óptico é de pelo menos 0,1 comprimento de onda com respeito à luz de um terceiro comprimento de onda, aonde o terceiro comprimento de onda é pelo menos 50 nm diferente tanto do primeiro comprimento de onda quanto do segundo comprimento de onda. Por exemplo, a primeira camada pode ser com respeito a luz verde, a segunda camada com respeito a luz vermelha, e a terceira camada com respeito a luz azul.

[018] Na versão de camadas múltiplas da presente invenção, a primeira camada pode focalizar luz num primeiro ponto focal. A segunda camada pode focalizar luz em um segundo ponto focal, espaçado em relação ao primeiro ponto focal, e camadas adicionais podem focar luz em pontos adicionais além destes.

[019] Tipicamente o material para a lente compreende uma matriz polimérica. Opcionalmente um absorvedor, preferencialmente numa quantidade de pelo menos 0,01% em massa do material, pode ser usado aonde o absorvedor absorve luz com o comprimento de onda do feixe de laser.

[020] O sistema inclui também um aparelho para a modificação das propriedades ópticas de um disco polimérico para formar a lente. O aparelho pode compreender um laser emitindo um feixe pulsado, um modulador para controlar a taxa de pulsação do feixe, uma lente focalizadora para focalizar o feixe numa primeira região no disco, e um varredor para distribuir o feixe focalizado entre múltiplos loci na região. Existe ainda um suporte para a lente, e meios para mover o disco tal que tal que múltiplas regiões do disco possam ser modificadas. Preferencialmente o modulador produz pulsos com uma taxa de repetição entre 50 e 100 MHz. O pulso emitido pelo laser pode apresentar uma duração variando desde cerca de 50 até cerca de 100 femtosegundos e um nível de energia de cerca de 0,2 nJ. A lente focalizadora pode ser uma objetiva de microscópio que focaliza num ponto com um tamanho menor do que 5 μm.

[021] O varredor pode ser um varredor raster ou um varredor de ponto volante, e no caso de um varredor raster, cobre um campo de visão de cerca de 500 μm.

[022] O sistema proporciona também um método para moldar estas lentes. Quando da moldagem de uma lente se prende no suporte um disco formado a partir de um material óptico, e então se formam loci modificados no disco preso ao suporte com um feixe de laser.

[023] O método pode compreender as etapas de emissão de um feixe pulsado do laser, controle da taxa de pulsação do feixe com o modulador, focalização do feixe numa primeira região na lente, distribuição do feixe focalizado por múltiplos loci na região, e movimentação da lente para modificar loci em múltiplas regiões do disco.

[024] O método e sistema podem também ser usados para modificar as propriedades ópticas de uma lente, tal como uma lente intra-ocular localizada dentro da câmara posterior ou dentro da câmara anterior, uma lente de contato ou uma lente natural. Isso pode ser efetuado moldando-se loci modificados na lente tal e qual seria caso se estivesse utilizando o mesmo procedimento para moldar uma lente modificadora que é usada antes que a lente seja implantada. Uma diferença é que a lente in situ não é movimentada para modificar diferentes regiões, mas sim o sistema de focalização do aparelho é usado para iluminar diferentes regiões da lente in situ. Durante o processamento in situ, o olho do paciente pode ser estabilizado de acordo com técnicas convencionais usadas durante a cirurgia oftalmológica.

DESENHOS

[025] Estas e outras características, aspectos e vantagens da presente invenção serão compreendidos com mais facilidade com respeito à seguinte descrição, reivindicações apensas, e desenhos anexos onde:

[026] A Fig. 1A é uma vista frontal em elevação de uma lente intra-ocular apresentando características de acordo com a presente invenção;

[027] A Fig. 1B é uma vista em plano superior da lente da Fig. 1A;

[028] A Fig. 2 ilustra esquematicamente uma porção do corpo de uma lente intra-ocular apresentando duas camadas de loci modificados;

[029] A Fig. 3 ilustra esquematicamente um corpo de lente apresentando múltiplas camadas de loci modificados, onde algumas das camadas são formadas após a colocação da lente em um olho;

[030] A Fig. 4A é uma vista esquemática de uma camada da lente da Fig. 1 modificada para gerar um efeito de focalização esférica;

[031] A Fig. 4B é uma vista em plano superior da camada ilustrada na Fig. 4A;

[032] A Fig. 4C é uma vista esquemática da camada da lente da Fig. 1 modificada para gerar um efeito de focalização esférica;

[033] A Fig. 4D é uma vista esquemática de uma camada da lente da Fig. 1 proporcionando um meridiano de desfocalização para acomodar astigmatismo;

[034] A Fig. 4E é uma vista esquemática em plano superior da camada da lente da Fig. 4D no meridiano horizontal;

[035] As Figs. 5 e 6 ilustram em forma esquemática os princípios usados para moldar os loci modificados;

[036] A Fig. 7 ilustra esquematicamente o layout de um aparelho de acordo com a presente invenção para moldar as lentes anteriormente mencionadas;

[037] A Fig. 8 ilustra um fluxograma para um algoritmo útil no aparelho da Fig. 7;

[038] A Fig. 9 ilustra graficamente o efeito da inclusão de um absorvedor UV no material usado para moldar a lente;

[039] A Fig. 10A ilustra graficamente a relação entre a mudança do índice de refração dos loci modificados em função do pulso de energia laser;

[040] A Fig. 10B ilustra graficamente a relação entre a mudança do índice de refração de uma lente modificada em função do número de pulsos de feixe de laser numa energia de pulso fixa;

[041] A Fig. 11 representa de maneira esquemática a moldagem de uma lente de acordo com a presente invenção usando um método de varredura raster em camadas;

[042] A Fig. 12 representa de maneira esquemática a moldagem de uma lente de acordo com a presente invenção usando um método de varredura por ponto volante em camadas;

[043] A Fig. 13 ilustra esquematicamente um processo para a criação de uma camada refrativa por meio de variação pontual de uma mudança do índice de refração; e

[044] A Fig. 14 ilustra esquematicamente como uma lente natural pode ser modificada in situ.

[045] De acordo com a presente invenção, uma lente intra-ocular personalizada, à qual se faz referência como uma Membrana Intra-ocular com Desvio de Fase Personalizado (C-MIDF), é fabricada usando uma unidade laser que gera um feixe pulsado de laser. Mais especificamente, uma unidade laser pode opcionalmente gerar pulsos de feixe de laser de 50 MHz, com cada pulso apresentando uma duração de cerca de 100 femtosegundos e um nível de energia de cerca de 0,2 até cerca de um nanojoule. Conforme a concepção da presente invenção, o ponto focal do feixe de laser é movimentado sobre uma superfície de material plástico apresentando um índice de refração "n0". Isto altera a sub-camada de superfície pela criação de um padrão de alterações do índice de refração do material (Δn).

[046] Preferencialmente, a lente intra-ocular personalizada (C-MIDF) é fabricada a partir de uma placa plana de plástico que apresenta uma primeira face e uma segunda face, e uma espessura variando desde cerca de 50 até cerca de 400 mm entre as duas faces. Durante o processo de fabricação da lente intra-ocular personalizada (C-MIDF), a unidade laser altera a sub-camada de superfície apresentando uma profundidade de apenas cerca de 50 mícrons. O propósito da camada de material alterado na camada é compensar aberrações ópticas do paciente para receber a C-MIDF. Especificamente, isto compensa as aberrações ópticas introduzidas em um feixe de luz por um sistema óptico (por exemplo um olho).

[047] O padrão de alterações do índice de refração criado na lâmina plástica resulta da exposição do material plástico à ruptura eletrônica e calor criados pela camada de uma maneira previamente determinada. Em particular, esta mudança do índice de refração é obtida através de focalização sequencial de um feixe de laser sobre uma ampla gama de loci contíguos no material. O resultado em cada locus é uma Diferença de Caminho Óptico (DCO) para a luz passando através daquele ponto. Para um dado material (por exemplo plástico), apresentando uma dada mudança do índice de refração (Δη) (por exemplo Δn = 0,01), e para uma dada distância através do material (por exemplo 5 mícrons), uma DCO (ou seja desvio de fase) para a luz de um comprimento de onda (λ) pode ser estabelecida. Em particular, uma DCO de λ/10 pode ser estabelecida para cada 5 mícrons de profundidade de locus. Assim, dependendo da refração requerida para cada ponto, a profundidade do ponto será de entre 5 e 50 mícrons.

[048] A quantidade de mudança do índice de refração (Δη) pode ser alterada para diferentes posições do locus, por exemplo entre um valor mais baixo de Δn = 0,001 e um valor mais alto de Δn = 0,01. Assim sendo, dependendo da refração requerida, pode ser usado um valor entre Δn = 0,001 e Δn = 0,01, explorando uma técnica de enrolamento de fase com módulo 2π.

[049] Cada locus pode ser criado com uma unidade laser usando um número previamente determinado de tiros de laser (ou seja um número "i" de tiros). Preferencialmente, cada rajada inclui aproximadamente 50 pulsos e tem aproximadamente 1 microsegundo de duração. Durante cada tiro, uma alteração de um volume substancialmente cilíndrico de material ocorre através de uma profundidade de aproximadamente cinco mícrons com um diâmetro de cerca de um mícron. Assim um locus contém pelo menos um sítio, e tipicamente até 10 sítios. Em geral, cada tiro causas uma DCO de cerca de um décimo de um comprimento de onda (λ/10). Para "i" tiros: DCO = i(χ(λ/10)). Preferencialmente, para a presente invenção existe uma mudança de aproximadamente λ/10 para cada 5 mícrons de profundidade do locus (ou seja "i" se contra na faixa entre 1 e 10). Por exemplo, considere-se uma situação onde se deseje criar uma DCO de 0,3λ. Neste caso a unidade laser é focalizada para uma rajada inicial numa profundidade de vinte mícrons (ou seja i = 3). A partir de então, a unidade laser é refocalizada no locus por mais duas vezes, com o ponto focal do feixe de laser sendo recuado cada vez através de uma distância de cinco mícrons para cada tiro subsequente. O número "i" é selecionado dependendo da quantidade de refração que se deseja no locus (por exemplo 0.2λ para i = 2; e 0,7λ para i = 7). Um locus pode ser criado fazendo-se avançar, ao invés de recuar, o ponto focal do feixe de laser.

[050] De acordo com uma outra versão da presente invenção, utilizando-se variações de Δη, cada locus é criado com uma unidade laser usando um número variado de pulsos por cada rajada de laser. Cada laser rajada cria um sítio, havendo de 1 a 10 sítios por locus. Preferencialmente, cada rajada inclui entre 5 e 50 pulsos e tem aproximadamente de 100 nanosegundos a 1 microsegundo de duração. Durante cada rajada, uma alteração de um volume substancialmente cilíndrico de material ocorre através de uma profundidade de aproximadamente cinco mícrons com um diâmetro de cerca de um mícron. Em geral, conforme mencionado acima, cada rajada causa uma DCO que pode variar desde cerca de um centésimo de um comprimento de onda (λ/100) até um décimo de um comprimento de onda (λ/10). Assim, mantendo-se um certo número de pulsos por rajada por ponto, por exemplo 5 pulsos, em cada local subsequente para um determinado ponto, é possível obter uma DCO predeterminada, neste exemplo de um décimo de um comprimento de onda (λ/10), resultando de (10 x (λ/100)). Variações da DCO são obtidas através da alteração de Δn de um locus para outro locus, na medida em que o feixe de laser femtosegundo é movimentado numa direção transversal, por exemplo paralela à superfície da membrana plástica.

[051] Uma vez que as propriedades refrativas desejadas para a lente intraocular personalizada (C-MIDF) tenham sido determinadas, calcula-se um gabarito da camada de superfície anterior da lente intra-ocular. Esta informação é então enviada para uma estação de fabricação e usada para programar os pixels individuais das camadas da lente intra-ocular. Subsequentemente, após a implantação desta lente intra-ocular personalizada, a luz incidente é refratada pelos componentes ópticos dentro do olho pseudo-fácico para formar uma imagem melhorada na retina do olho.

[052] A refração de um feixe incidente por uma lente intra-ocular personalizada (C-MIDF) faz com que os comprimentos do caminho óptico de feixes individuais dentro de qualquer feixe incidente aparentes ser substancialmente iguais entre si. Desta forma, um feixe incidente que carrega a informação de imagem é compensado pela lente intra-ocular personalizada (C-MIDF) para responder pelas aberrações refrativas do olho pseudo-fácico que são evidenciadas pelos dados de medição apropriados.

[053] No que diz respeito ao desempenho óptico da camada de superfície micro-estruturada da lente intra-ocular personalizada (C-MIDF), diversos princípios ópticos refrativos e difrativos podem ser empregados para diferentes modificações do desempenho da lente intra-ocular personalizada (C-MIDF). Os projetos compreendem estruturas refrativas, com ou sem enrolamento de fase, e estruturas com fase difratora ("GRIN"). Incorporações esféricas, asféricas, acromáticas, bifocais e multi-focais são possíveis.

LENTES

[054] As lentes apresentando características de acordo com a presente invenção podem ser de qualquer tipo de lente implantada no olho, incluindo lentes de contato, lentes intra-oculares colocadas dentro da câmara anterior ou da câmara posterior, e lentes corneanas. As lentes intra-oculares colocadas dentro da câmara posterior podem frequentemente ser fácicas quando a lente natural do cristalino está presente e pseudo-fácicas onde a lente natural do cristalino foi removida tal como por exemplo por conta de uma cirurgia de catarata. A presente invenção também tem utilidade para a modificação de lentes in situ, incluindo lentes tais como lentes de contato na câmara anterior, lentes intra-oculares dentro da câmara posterior ou da câmara anterior, a córnea natural e lentes naturais do cristalino.

[055] No que diz respeito às Figs. 1A e 1B, uma lente intra-ocular 10 apresentando características de acordo com a presente invenção compreende um corpo com formato de disco central 12 apresentando uma superfície anterior 14 e uma superfície posterior 16. Preferencialmente tanto a superfície anterior 14 quanto a superfície posterior 16 são substancialmente planas, por exemplo, elas apresentam pouca ou nenhuma curvatura tal como uma curvatura côncava ou convexa. O uso das técnicas de acordo com a presente invenção permite a formação de uma lente intra-ocular plano-plano. Conforme é convencional com muitas lentes intra-oculares, podem existir um par de hápticos 18 para reter a lente dentro da câmara posterior.

[056] Os termos "anterior" e "posterior" se referem a superfícies de uma lente tal como esta é normalmente colocada num olho humano, com a superfície anterior 14 voltada para o lado de fora, e a superfície posterior 16 voltada para o lado de dentro na direção da retina. A lente 10 apresenta um eixo óptico 19, que é uma linha imaginária que define o caminho ao longo do qual a luz se propaga através da lente 10. Em uma versão de acordo com a presente invenção ilustrada nas Figs. 1A e 1B, o eixo óptico 19 é coincidente com o eixo mecânico da lente, embora isso não neja necessário.

[057] Embora seja preferido que todos os efeitos ópticos da lente sejam disponibilizados pelo locus modificado no corpo 12, conforme descrito abaixo, é possível que os efeitos ópticos corretivos sejam também providos da maneira convencional, tal como apresentando curvatura na superfície anterior, na superfície posterior, ou em ambas as superfícies, tal como uma curvatura convexa, côncava, ou complexa. Não é necessário que todas as correções ópticas sejam disponibilizadas por loci modificados de acordo com a presente invenção, embora esta opção seja a preferida.

[058] Uma lente apresentando características de acordo com a presente invenção pode ser usada para a correção de erros de visão, tal como para miopia (enxergar mal de longe), hipermetropia (enxergar mal de perto), e astigmatismo. A lente pode ser asférica e/ou tórica.

[059] O corpo 12 da lente 10 é feito de um material óptico, que é qualquer material presentemente existente ou que venha a existir no futuro e que seja adequado para a fabricação de uma lente para implantação num olho. Tipicamente o material é polimérico. O material usado para o corpo 12 apresenta uma alteração no índice de refração quando tratada com um laser, conforme descrito com mais detalhe abaixo.

[060] Exemplos não limitativos de tais materiais incluem aqueles usados na fabricação de dispositivos oftalmológicos, tal como lentes de contato e lentes intra-oculares. Por exemplo, a presente invenção pode ser aplicada a polímeros contendo siloxy, polímeros acrílicos, outros polímeros hidrofílicos ou hidrofóbicos, copolímeros dos mesmos, e misturas dos mesmos.

[061] Exemplos não limitativos de polímeros contendo siloxy que podem ser usados como materiais ópticos se encontram descritos nas Patentes dos Estados Unidos da América do Norte de Números 6,762,271; 6,770,728; 6,777,522; 6,849,671; 6,858,218; 6,881,809; 6,908,978; 6,951,914; 7,005,494; 7,022,749; 7,033,391; e 7,037,954.

[062] Exemplos não limitativos de polímeros hidrofílicos incluem polímeros compreendendo unidades de N-vinilpirrolidona, 2-hidroxietil metacrilato, N,N-dimetilacrilamida, ácido metacrílico, poli(etileno glicol monometacrilato), 1,4-butanodiol monovinil éter, 2-aminoetil vinil éter, di(etileno glicol) monovinil éter, etileno glicol butil vinil éter, etileno glicol monovinil éter, glicidil vinil éter, gliceril vinil éter, vinil carbonato e vinil carbamato.

[063] Exemplos não limitativos de polímeros hidrofóbicos incluem polímeros compreendendo unidades de C.sub.l-C.sub.10 alquil metacrilatos (por exemplo, metil metacrilato, etil metacrilato, propil metacrilato, butil metacrilato, octil metacrilato, ou 2-etilexil metacrilato; preferencialmente, metil metacrilato para controlar propriedades mecânicas), C.sub.l-C.sub.10 alquil acrilatos (por exemplo, metil acrilato, etil acrilato, propil acrilato, ou hexil acrilato; preferencialmente, butil acrilato para controlar propriedades mecânicas), C.sub.6-C.sub.40 arilalquil acrilatos (por exemplo, 2-feniletil acrilato, benzil acrilato, 3-fenilpropil acrilato, 4-fenilbutil acrilato, 5-fenilpentil acrilato, 8- feniloctil acrilato, ou 2-feniletoxi acrilato; preferencialmente, 2-feniletil acrilato para aumentar o índice de refração), e C.sub.6-C.sub.40 arilalquil metacrilatos (por exemplo, 2-feniletil metacrilato, 3-fenilpropil metacrilato, 4-fenilbutil metacrilato, 5-fenilpentil metacrilato, 8- feniloctil metacrilato, 2-fenoxyetil metacrilato, 3,3-difenilpropil metacrilato, 2-(l-naftiletil)metacrilato, benzil metacrilato, ou 2-(2-naftiletil)metacrilato; preferencialmente, 2-feniletil metacrilato para aumentar o índice de refração).

[064] Um material preferencial é um polímero acrílico hidrofóbico fabricado a partir de N-benzil-N-isopropilacrilamida, etil metacrilato, e butil acrilato interligados por etileno glicol dimetacrilato.

[065] O material pode opcionalmente conter um bloqueador de luz ultravioleta, tal como derivados acrílicos de benzotriozolas.

[066] Para uma típica lente intra-ocular, o corpo 12 apresenta um diâmetro de cerca de 6 mm e preferencialmente apresenta uma espessura 20 variando desde cerca de 50 μm até cerca de 400 μm, e mais preferencialmente cerca de 250 μm. Esta espessura é menor do que aquela obtida com lentes intra-oculares convencionais. Quando a lente 10 é dobrada para ser colocada dentro da câmara posterior, devido à sua espessura relativamente baixa, o cirurgião pode fazer uma incisão menor do que aquela que seria necessária caso se utilizassem lentes convencionais. Isto pode aumentar a segurança para o paciente, e acredita-se que possa resultar em um tempo de recuperação pós-cirúrgica reduzido, e também uma redução no astigmatismo induzido pela cirurgia. Além disso na versão de acordo com a presente invenção onde as superfícies anterior e posterior são planas, é fácil inserir a lente, resultando assim em alguns exemplos de cirurgia de catarata menos traumática.

[067] O efeito ótico proporcionado pela lente 10 é um resultado da presença de loci modificados no corpo 12, onde os loci modificados foram formados por meio de um feixe de laser que faz com que os loci modificados apresentem um índice de refração diferente daquele do material da lente antes da modificação.

[068] A Fig. 2 ilustra uma porção de um exemplo de corpo de lente 12 apresentando duas camadas planas espaçadas estre si geralmente paralelas à superfície anterior 14 do corpo de lente 12, uma camada superior 22 e uma camada inferior 23. As camadas 22 e 23 apresentam preferencialmente 50 μm de espessura. Apenas uma porção da cada camada é exibida, e os exemplos de loci modificados são ilustrados apenas para a camada superior 22. A camada 22 contém exemplos de loci contíguos modificados 24a-24j. Com cada locus 24 apresentando um formato cilíndrico com um diâmetro de cerca de 1 μm e com seu eixo geralmente paralelo ao eixo óptico 19 da lente. Cada locus 24a-j contém um ou mais sítios 26 formados por meio de um único pulso de um laser. Cada sítio apresenta tipicamente uma altura de cerca de 5 μm, e assim sendo os loci modificados variam em altura desde cerca de 5 até cerca de 50 μm. Conforme ilustrado na Fig. 2, o locus 24a contêm 10 sítios 26, o locus 24b contêm 9 sítios, continuando para o locus 24j que contém um sítio.

[069] As mudança do índice de refração do material presente nos loci modificados resultam em uma alteração no comprimento do caminho óptico. Em particular, o comprimento do caminho óptico de cada locus modificado é aumentado em cerca de 0,1 onda se comparado com o comprimento do caminho óptico de um locus não-modificado, com respeito à luz de um determinado comprimento de onda. Geralmente a luz verde apresentando um comprimento de onda de cerca de 555 nm é a base da modificação visto que a luz daquele comprimento de onda é tipicamente recebida de forma ótima pelo olho humano. Assim cada locus modificado apresenta um comprimento do caminho óptico de cerca de 0,1 até cerca de 1 onda maior do que o comprimento do caminho óptico de um locus não-modificado, onde o comprimento de onda diz respeito à luz com um comprimento de onda de 555 nm.

[070] Preferencialmente existem loci modificados suficientes tal que pelo menos 90%, e mais preferencialmente pelo menos 99%, da luz projetada sobre a superfície anterior 14 da lente 10 em uma direção geralmente paralela ao eixo óptico 19 passa através de pelo menos um locus modificado 24.

[071] A Fig. 3 ilustra uma vista esquemática da lente intra-ocular personalizada 10 multi-camadas e micro-estruturada que tem a aparência de uma membrana, apresentando um formato plano similar ao de um disco, com um diâmetro 62 de cerca de 6 mm e uma largura 64 de cerca de 500 μm. As propriedades refrativas da lente intra-ocular personalizada micro-estruturada ficam inscritas em camadas delgadas, indicadas de 66 a 88, que têm tipicamente 50 μm de espessura. Inicialmente gera-se uma camada posterior, por exemplo, entre a superfície posterior 16 e o plano 69, na profundidade 65. As camadas 72, 74, 76, 78, 80, 82, 84, 86 e 88 são micro-estruturadas em vista disso. Camadas adicionais 66, 68 e 70 podem ser micro-estruturadas durante um procedimento de ajuste fino in-vivo das propriedades refrativas da lente intra-ocular personalizada implantada, contemplando a porção anterior da membrana intra-ocular com fase variável entre os planos 69 e 71, apresentando uma espessura 67.

[072] Cada camada 66-88 contém loci modificados, e tipicamente mais de 1.000.000 de loci modificados, e até cerca de 30.000.000 loci, e cada camada tipicamente se encontra num plano substancialmente paralelo à superfície anterior 14 do corpo de lente 14.

[073] A Fig. 4 ilustra padrões de loci modificados usados para alcançar diferente efeitos ópticos. A camada ilustrada nas Figs. 4A e 4B proporciona ajuste esférico numa quantidade de cerca de +0,4 dioptrias. Esta camada compreende três anéis circulares, 402, 404, e 406 concêntricos com o eixo óptico 19 e circundando uma região central 408. Assim os loci modificados ficam dispostos formando um padrão circular concêntrico com o eixo óptico. A borda externa do anel circular mais externo 402 se encontra em r4, que fica a 3 mm do eixo óptico 19, por exemplo, localizando-se na borda periférica do corpo 12. A borda externa do segundo anel 404, r3, fica a 2,5 mm do eixo óptico 19. A borda externa do terceiro anel 406, se encontra em r2 que fica a 2 mm do eixo óptico 19. A porção central 408 da borda externa T1 fica a 1,4 mm. Cada anel é feito de um conjunto de loci contíguos modificados onde o número de sítios em cada locus aumenta na medida em que o locus está mais próximo do eixo óptico 19. Assim o loci modificado na borda externa do primeiro anel 402 apresenta um sítio, e assim uma altura de cerca de 5 μm, enquanto que o locus modificado mais próximo do eixo óptico 19 apresenta 10 sítios, e assim tem uma altura de cerca de 50 μm.

[074] A camada ilustrada na Fig. 4C apresenta um padrão para prover um efeito de focalização esférica. Nesta camada, o anel mais interno 406' e a região central 408' apresentam o mesmo padrão que o anel 406 e a região central 408, respectivamente, na Fig. 4A. No entanto, os anéis externos 402' e 404' apresentam os loci modificados invertidos visto que existem mais sítios nos loci modificados mais afastados do eixo óptico 19 do que existem para loci modificados posicionados radialmente mais para dentro. ComoT1, r2, e r3 são os mesmos na versão ilustrada na Fig. 4C que são na Fig. 4A, a vista esquemática em planta superior de 4B também se aplica ao layout ilustrado na Fig. 4C.

[075] A Fig. 4D ilustra um padrão para os loci modificados para acomodação de astigmatismo e/ou toricidade tomado no meridiano horizontal da lente. Nesta versão, todos os anéis 402”, 404”, e 406”, e a região central 408” diminuem de altura na medida em que os loci modificados mais próximos em qualquer anel individual estejam mais próximos do eixo óptico 19, apresentando um efeito desfocalizador no meridiano horizontal.

[076] A vista em planta superior da camada da Fig. 4D se encontra ilustrada na Fig. 4E onde a camada ilustrada na Fig. 4D está posicionada horizontalmente. O meridiano vertical da camada de conexão astigmática da Fig. 4D é o mesmo que aquele ilustrado na Fig. 4A. O meridiano horizontal proporciona -0,4 de potência dióptrica e o meridiano vertical proporciona +0,4 de potência dióptrica. Nas diagonais a 45° não existe efeito de refração.

[077] Existem transições suaves entre as diversas regiões da camada ilustrada.

[078] Cada locus apresenta um diâmetro muito pequeno, da ordem de cerca de 1 μm. A transição desde o lado de fora de um anel até o lado de dentro de um anel não precisa corresponder a uma redução contínua do número de sítios porque podem haver múltiplos loci modificados apresentando o mesmo número de sítios adjacentes uns aos outros.

[079] O efeito óptico proporcionado pela lente 10 pode ser facilmente aumentado ou reduzido através de alteração do número de anéis. Por exemplo, com a lente ilustrada de maneira esquemática na Fig. 4 A, cada anel proporciona uma potência dióptrica de 0,1, e assim a lente ilustrada na Fig. 4A proporciona 0,4 de potência dióptrica. Para fabricar uma lente apresentando uma potência dióptrica de 10, aonde cada anel contribui com 0,1 dioptria, a lente é feita com cerca de 100 anéis, aonde 99 destes anéis apresentam a mesma configuração geral dos anéis 402, 404, e 406 na Fig. 4A, e o anel central apresenta a configuração do anel central 408 ilustrado na Fig. 4A. No entanto, visto que existem mais anéis na mesma área de superfície, cada anel tem uma largura muito menor do que os anéis da Fig. 4A.

[080] As Figs. 5 e 6 demonstram o princípio de uma técnica de enrolamento de fase com módulo 2π que pode ser usada para caraterizar a presente invenção. Especificamente, a micro-estrutura formada é gerada para compensar as diferenças de comprimento do caminho óptico dentro de um conjunto de raios vizinhos, por exemplo os raios 542, 544 e 546, tal que todos os feixes de luz individuais contíguos 542, 544 e 546 estejam em fase entre si. Para as discussões deste documento, os feixes de luz individuais contíguos 542, 544 e 546 são considerados exemplares.

[081] Na Fig. 5, as características senoidais de um primeiro feixe de luz 542 e de um segundo feixe de luz 544 são ilustradas como uma função do tempo. Se os feixes de luz 542 e 544 estivessem em fase entre si, algo que não ocorre na Fig. 5, o segundo feixe de luz 544 seria ilustrado superposto em cima do primeiro feixe de luz 542. Conforme ilustrado, no entanto, os feixes de luz 542 e 544 estão fora de fase entre si, e esta diferença de fase está ilustrada como um desvio de fase 590. Conceitualmente, o desvio de fase 590 pode ser imaginado tanto como uma diferença em tempo ou uma diferença em distância de deslocamento. Por exemplo, no instante específico 592, o primeiro feixe de luz 542 se encontra numa determinada posição no espaço livre. Devido ao desvio de fase 590, no entanto, o segundo feixe de luz 544 não se encontra nesta mesma posição até o instante específico subsequente 594. Para a situação ilustrada na Fig. 5, e ao considerar-se que o primeiro feixe de luz 542 passará através de um período completo, ou ciclo, de 360° (2nr radianos) na medida em que se desloca entre o instante específico 592 para o instante específico 596, a magnitude do desvio de fase 590 entre o primeiro feixe de luz 542 e o segundo feixe de luz 544 é de menos do que 2π.

[082] No que diz respeito ao primeiro feixe de luz 542 e ao terceiro feixe de luz 546 ilustrados na Fig. 6, o instante específico 592 para o primeiro feixe de luz 542 corresponde ao instante específico 598 para o terceiro feixe de luz 546. Assim, o desvio de fase total 604 que existe entre o primeiro feixe de luz 542 e o terceiro feixe de luz 546 é de mais de 2π. Conforme contemplada, para a presente invenção, o desvio de fase total 604 na verdade inclui um desvio de fase modular 500 que é igual a 2π, e um desvio de fase individual 502 que é menor do que 2πr. Utilizando-se esta notação, o desvio de fase total 604 entre quaisquer dois feixes de luz pode ser expressa como a soma do desvio de fase modular 500 que é igual a n2π, onde "n" é um número inteiro, e um desvio de fase individual 502, o assim denominado desvio de fase de módulo 2π, que é de menos de 2π. Assim sendo, o número inteiro "n" pode assumir diferentes valores (por exemplo, 0, 1, 2, 3, ...) e, especificamente, para o feixe de luz 544 (Fig. 3A) n = 0, enquanto que para o feixe de luz 546 (Fig. 3B) n = 1. Em todos os casos, o desvio de fase total 604 para cada feixe de luz 544, 546, é determinada através de uma comparação da mesma com o feixe de luz 542 correspondente como referência. O desvio de fase modular 500 pode então ser subtraída do desvio de fase total 604 para obter-se o desvio de fase individual 502 para o específico feixe de luz 544. 546. Primeiramente, no entanto, determina-se o desvio de fase total 604.

[083] Fazendo referência à Fig. 4A, em cada locus o desvio de fase modular 500 (= nx2πr) é subtraída do desvio de fase total 604, para gerar o desvio de fase individual 502, por exemplo na Fig. 4A, o desvio de fase modular 500 totaliza 0 x 2π= 0 na zona central, 1 x 2πr na segunda zona (r1 até r2), 2 x 2π = 4π na terceira zona (r2 até r3) e 3 x 2πr = 6π na quarta zona (r3 até r4). Os desvios de fase individuais 502 (0 até 2 π, correspondendo a 0,0 até 1.0 ondas), ficam inscritos dentro dos loci, totalizando uma profundidade de 5μm até 50μm.

[084] Assim, fazendo referência adicional à Fig. 4A apresenta-se o desvio de fase local dependendo da distância até o eixo pupilar, conforme imposto pela lente intra-ocular personalizada micro-estruturada, alterando-se desde um desvio de fase de 2π, equivalente a 1,0 ondas, no eixo óptico 19 até zero na posição radial T1. Assume-se que o feixe óptico inicial, incidindo sobre uma lente intra-ocular personalizada micro-estruturada seja colimado, apresentando raios individuais com comprimentos do caminho óptico idênticos, conformando uma onda óptica plana. Como resultado do deslocamento dos raios individuais através da lente intra-ocular personalizada micro-estruturada, gera-se uma onda óptica focalizada. Na parte central do feixe óptico, dentro de uma área limitada pelo raio r1, o desvio de fase óptica varia quadraticamente com respeito à distância até o eixo óptico. Na posição T1 implementa-se um desvio de fase de zero, equivalente a 0,0 ondas. O raio adjacente, lateralmente a partir do raio r1 é submetido a um desvio de fase de 2π, equivalente a 1,0 ondas, resultando nos característicos saltos de fase de 2π, equivalentes a 1,0 ondas, nas fronteiras de zonas em uma técnica de enrolamento de fase com módulo 2π. Com respeito à Fig.5, os referidos saltos de fase de um valor de 2πr, respectivamente um múltiplo de 2π ("desvio 500") podem ser visualizados como "pegando a próxima onda" que é atrasada de um ciclo de 2π completo, conforme relacionado com o feixe de luz adjacente. Em geral, em cada uma das posições radiais r1, r3, r4, os desvios de fase locais saltam de 2π, correspondendo a 1,0 ondas, ao passo em que no intervalo entre estes saltos a fase sofre desvio quadrático, desde um valor de 2 π equivalente a 1,0 ondas, até zero, equivalente a 0,0 ondas.

[085] Geralmente existem loci modificados em quantidade suficiente tal que o índice de refração do corpo tenha sido modificado suficientemente para alterar a potência dióptrica do corpo em pelo menos +0,5 (+0,5 até +X) ou pelo menos -0,5 (-0.5 até -Y) onde X pode ser cerca de 48 e Y pode ser cerca de 15.

[086] Nas versões multi-camada de acordo com a presente invenção, tipicamente as camadas ficam espaçadas entre si de pelo menos um mícron, e preferencialmente de pelo menos 5 μm.

[087] Na versão multi-camada, É possível otimizar as diversas camadas para um comprimento de onda de luz específico selecionado. Por exemplo, a primeira camada pode ser otimizada para a luz de um primeiro comprimento de onda, tal como verde, a segunda camada para luz de um segundo comprimento de onda, que difere do primeiro comprimento de onda em pelo menos 50 nm, tal como luz vermelha, e a terceira camada pode ser otimizada para luz com um terceiro comprimento de onda que difere tanto do primeiro quanto do segundo em pelo menos 50nm, tal como luz azul.

[088] Diferentes camadas também podem ser formadas para focalizar luz em diferentes pontos focais.

[089] Um outro uso de camadas múltiplas se dá quando uma única camada desempenha múltiplas correções ópticas ao invés de efetuar todas as correções de visão em uma única camada. Assim é possível fazer com que a primeira camada proporcione um ajuste de dioptria, e outras camadas proporcionem outras correções ópticas tal como um ajuste tórico ou um ajuste asférico. Desta maneira a primeira camada pode proporcionar um ajuste de dioptria, o loci da segunda camada pode proporcionar um ajuste tórico, e a terceira camada pode proporcionar um ajuste asférico.

SISTEMA PARA FABRICAR E MODIFICAR LENTES

[090] A presente invenção utiliza pulsos de laser bastante curtos com energia suficiente e precisamente focalizados sobre um material óptico polimérico para formar as lentes. Uma elevada intensidade de luz no ponto focal causa um absorção não-linear de fótons (tipicamente uma absorção de fótons múltiplos) e conduz a uma alteração no índice de refração do material no ponto focal. A região do material imediatamente fora da região focal é afetada minimamente pela luz laser. Em vista disso, regiões selecionadas de um material óptico polimérico são modificadas com um laser resultando em uma alteração positiva no índice de refração nestas regiões.

[091] Assim as lentes podem ser formadas por meio de irradiação de regiões selecionadas de um material óptico polimérico com um laser focalizado, visível ou quase-IR apresentando uma energia de pulso desde 0,05 nJ até 1000 nJ. As regiões irradiadas apresentam pouca ou nenhuma perda por espalhamento, o que significa que as estruturas formadas nas regiões irradiadas não são claramente visíveis sob uma magnificação adequada sem um aumento do contraste.

[092] A energia de pulso do laser focalizado usado no método em parte depende do tipo de material óptico que está sendo irradiada, de quão grande seja a mudança do índice de refração desejada e do tipo de estruturas que se deseje imprimir dentro do material. A energia de pulso selecionada depende também da taxa de varredura com a qual as estruturas são incorporadas dentro do material óptico. Tipicamente, energias de pulso maiores são necessárias para taxas de varredura mais elevadas. Por exemplo, alguns materiais demandam uma energia de pulso desde 0,2 nJ até 100 nJ, ao passo em que outros materiais ópticos demandam uma energia de pulso desde 0.5 nJ até 10 nJ.

[093] A amplitude de pulso é preservada tal que o pico de potência do pulso seja suficientemente forte para exceder o limiar de absorção não-linear do material óptico. No entanto, o vidro de uma objetiva focalizadora usada pode aumentar de maneira significativa a amplitude de pulso devido à dispersão positiva do vidro. Um esquema de compensação é utilizado para prover uma dispersão negativa correspondente que pode compensar a dispersão positiva introduzida pela(s) objetiva(s) focalizadora(s). Em vista disso, o termo "focalizado" no presente pedido de patente se refere à focalização de luz oriunda de um laser dentro de um material óptico polimérico utilizando um esquema de compensação para corrigir a dispersão positiva introduzida pela(s) objetiva(s) focalizadora(s). O esquema de compensação pode incluir um arranjo óptico selecionado do grupo consistindo de pelo menos dois prismas e pelo menos um espelho, pelo menos duas grades difratantes, um espelho dielétrico com profundidade variável entre as camadas dielétricas (chirped) e espelhos compensadores de dispersão para compensar a dispersão positiva introduzida pela objetiva focalizadora.

[094] O uso do esquema de compensação com a objetiva focalizadora pode gerar pulsos com energia de pulso desde 0,01 nJ até 100 nJ, ou desde 0,01 nJ até 50 nJ, e uma amplitude de pulso variando desde 4 fs até 200 fs. Às vezes, pode ser vantajoso gerar um pulso de laser com energias desde 0,2 nJ até 20 nJ, e uma amplitude de pulso variando desde 4 fs até 100 fs. De maneira alternativa, pode ser vantajoso gerar um pulso de laser com energias desde 0,2 nJ até 10 nJ e uma amplitude de pulso variando desde 5 fs até 50 fs.

[095] O laser pode gerar luz com um comprimento de onda na faixa que se estende desde o violeta até uma radiação próxima do infra-vermelho. Em diversas incorporações, o comprimento de onda do laser fica na faixa que se estende desde 400 nm até 1500 nm, desde 400 nm até 1200 nm ou desde 600 nm até 900 nm.

[096] A Fig. 7 ilustra esquematicamente um aparelho preferencial 702 para moldar loci modificados. O aparelho 702 compreende um laser 704, preferencialmente um laser femtosegundo conforme o utilizado em microscópios de 2 fótons, uma unidade de controle 706, uma unidade de varredura 708, um suporte 710 para o disco de lente 12, e meios 712 para mover o disco 12 no qual os loci modificados estão sendo formados. Um laser adequado é disponibilizado comercialmente por Calmar Laser, Inc, de Sunnyvale, California, USA. Cada pulso emitido pelo laser pode apresentar uma duração variando desde cerca de 50 até cerca de 100 femtosegundos e um nível de energia de pelo menos cerca de 0,2 nJ. Preferencialmente o laser 704 gera cerca de 50 milhões de pulsos por segundo em um comprimento de onda de 780 nm, um comprimento de pulso de cerca de 50 fs, cada pulso apresentando uma energia de pulso de cerca de 10 nJ, com o laser tendo uma potência de 500 mW. Um feixe de laser emitido 721 é direcionado por um espelho giratório 722 através de um modulador opto-acústico 724 que controla a frequência dos pulsos, tipicamente com uma taxa de repetição de cerca de 50 MHz até 100 MHz. O feixe de laser 721 tipicamente apresenta um diâmetro de 2 mm quando emitido pelo laser. O feixe de laser 721 então se desloca através da unidade de varredura 708 que distribui espacialmente os pulsos dentro de um agrupamento de feixes. O padrão pode ser um padrão de varredura raster ou um padrão de ponto volante. A unidade de varredura 708 é controlada por um sistema de controle computadorizado 726 para prover a configuração desejada aos loci modificados no disco 12.

[097] O feixe 721 emitido pelo laser apresenta um diâmetro desde cerca de 2 até cerca de 2,5 nm. O feixe 721, após sair do varredor 708, é então focalizado numa dimensão adequada para moldagem de loci modificados, tipicamente moldando loci apresentando um diâmetro desde cerca de 1 até cerca de 3 μm. A focalização pode ser efetuada com um par de lentes telescópicas 742 e 744, e uma objetiva microscópica 746, onde um outro espelho giratório 748 direciona o feixe desde o par de lentes até a objetiva microscópica. A objetiva de microscópio focalizadora pode ser uma objetiva de 40x/0,8 com uma distância de trabalho de 3,3 mm. A unidade de varredura e a unidade de controle são preferencialmente uma unidade de varredura Heidelberg Spectralis HRA disponibilizada comercialmente por Heidelberg Engineering, localizada em Heidelberg, Alemanha.

[098] Os elementos ópticos na unidade de varredura permitem que se modifique uma região apresentando um diâmetro de cerca de 150 até cerca de 450 μm sem ter que mover seja o disco 14 ou os elementos ópticos. Tipicamente, uma única camada com 50μm de espessura pode ser micro-estruturada numa região num período de cerca de um minuto.

[099] para modificar outras regiões do disco 12 se faz necessário mover o suporte 710 com os meios para movimentação 712. Os meios para movimentação 712 permitem o movimento na direção "z" para proporcionar loci modificados em diferentes camadas, e também na direção "x" e na direção "y" para tratar diferentes regiões na mesma profundidade. Os meios para movimentação 712 funcionam como um sistema de posicionamento de precisão para cobrir todo o diâmetro de um disco intra-ocular, que tipicamente apresenta um diâmetro de 6 mm.

[100] O suporte 710 pode ser uma haste, uma correia transportadora com recessos dimensionada para a lente, uma bandeja apresentando recessos para a lente, e qualquer outra estrutura que possa segurar a lente com estabilidade suficiente para a moldagem de um padrão de refração desejado.

[101] Os meios movimentadores podem ser qualquer estrutura mecânica, tipicamente acionados por motores, que proporcionem movimento nas direções x, y e z, por exemplo num movimento tridimensional. Os motores podem ser motores indexadores intermitentes. Tipicamente o movimento é de até cerca de 10 mm/segundo.

[102] O procedimento de fabricação da lente utiliza indexação via posicionamento xyz desde um campo de varredura (tipicamente com 450 μm de diâmetro) até o próximo campo de varredura do microscópio de 2 fótons (varredura raster ou varredura de ponto volante). O microscópio de 2 fótons proporciona a varredura em profundidade. Tipicamente, uma camada refrativa pode ser completada dentro da faixa do microscópio de 2 fótons. De maneira alternativa, o posicionamento no eixo z é alcançado por meio de posicionamento z mecânico, com o objetivo de prover um alcance estendido até camadas mais profundas no disco 14.

[103] A unidade de controle 706 pode ser qualquer computador que inclua memória para armazenamento, um processador, uma tela, e meios de entrada de dados tais como um mouse e/ou teclado. A unidade de controle é programada para prover o padrão desejado dos loci modificados no disco 12 através da disponibilização de instruções de controle para a unidade de varredura 708, e quando necessário aos meios para movimentação 712.

[104] Um programa exemplar para moldagem de um disco é exibido na Fig. 8, onde o feixe é mantido estacionário (ou seja, o varredor não é usado) e o disco alvo é movido mecanicamente. Quando o programa se inicia, o usuário é solicitado a selecionar a lente desejada na etapa 801. a seguir, o usuário informa a velocidade desejada para a varredura do disco 14 durante a pulsagem do laser na etapa 802. Somente quando o computador determina que esta velocidade é uma velocidade segura, tipicamente 4 mm ou menos de deslocamento por segundo, é que o programa aceita a entrada de dado da etapa 803. O programa a seguir ajusta o laser para utilizar potência máxima, e solicita ao usuário uma confirmação para continuar até a etapa 804. Neste ponto o programa dá ao usuário uma última oportunidade para evitar a confecção da lente antes da etapa 805. Se o usuário escolher abortar a confecção, o programa se encerra. Caso contrário, o programa modifica um arquivo de registro na etapa 806 para registrar variáveis adequadas para manutenção de registros e avanços.

[105] O laser começa numa posição de extremidade tanto na direção x quanto na direção y, o que constitui a posição base. Cada camada numa lente modificada pode ser entendida como uma pilha de mini-camadas com uma profundidade igual à espessura de um sítio. Em uma determinada mini-camada, o laser avança sobre uma dimensão (por exemplo x), enquanto vai mantendo as outras duas (por exemplo y e z) constantes, confeccionando assim uma série de sítios. O programa inicia cada série encontrando um local na malha de coordenadas que constitui o ponto inicial da série corrente na etapa 807. A seguir, o programa confecciona aquela série onde quer que seja apropriado na etapa 808. Quando o programa houver varrido o laser até a extremidade externa de uma determinada série, o programa altera o arquivo de registro com o objetivo de refletir o fato de que a série está completa na etapa 809. O programa então solicita as instruções de entrada para determinar se existem séries subsequentes a serem formadas na etapa 810. Este processo continua até que todas as séries de loci modificados em uma determinada mini-camada estejam formados. Sempre que uma nova série precisar ser preparada, o programa avança a segunda variável (por exemplo y), e redefine a primeira dimensão (por exemplo x) para que iniciar uma nova série 807. Uma vez que o laser houver terminado de varrer sobre todos os locais na malha de coordenadas da mini-camada, tendo considerado cada uma sucessivamente e tendo confeccionado a série quando apropriado, o programa termina de confeccionar naquela mini-camada. O varredor então redefine a primeira e segunda dimensões para suas posições originais na etapa 811, retornando assim o laser para a sua posição de base. O programa atualiza o arquivo de registro para indicar que a camada está completa na etapa 812.

[106] O programa então indaga para determinar se são necessárias mais mini-camadas na etapa 813 para obter a lente desejada pelo usuário. Se forem de fato necessárias mais camadas, o programa avança para a terceira dimensão (por exemplo z) e repete o processo descrito acima, iniciando com a localização do primeiro local na malha de coordenadas para a primeira linha da nova camada 817. Se mais nenhuma mini-camada for necessária, o programa returna o laser para a sua posição de base original para todas as três dimensões na etapa 814, modifica o arquivo de registro para refletir tanto que a confecção está completa quanto o tempo do sistema na etapa 815, e encerra a execução. Uma vez que a camada, que tipicamente contém de 1 a 10 mini-camadas esteja completa, então quaisquer camadas adicionais que necessitem de preparo podem ser preparadas usando o mesmo processo já descrito. Em um programa opcional, o ponto focal do varredor 708 pode ser deslocado na direção z (profundidade) para formar sítios mais profundos. Geralmente todos os sítios na mesma profundidade são formados, e então todos os sítios na próxima profundidade dentro de uma camada são formados, até que todos os sítios numa camada sejam completados.

[107] A memória para armazenamento pode ser um ou mais dispositivos para armazenamento de dados, incluindo memória somente para leitura (ROM), memória de acesso randômico (RAM), meios para armazenamento em disco magnético, meios para armazenamento óptico, dispositivos de memória flash, e/ou outros meios legíveis por máquina para armazenamento de informação.

[108] O controle pode ser implementado por hardware, software, firmware, middleware, microcódigo, ou uma combinação dos mesmos. Quando implementado via software, firmware, middleware ou microcódigo, o código do programa ou os segmentos do código para execução das tarefas necessárias podem ser armazenados em um meio legível por máquina tal como um meio de armazenamento ou outros tipos de armazenamento(s). Um processador pode executar as tarefas necessárias. Um segmento de código pode representar um procedimento, uma função, um subprograma, um programa, uma rotina, uma sub-rotina, um módulo, um pacote de software, uma classe, ou uma combinação de instruções, estruturas de dados, ou declarações de programa. Um segmento de código pode ser acoplado a um outro segmento de código ou um circuito de hardware por meio de transmissão e/ou recebimento de informação, dados, argumentos, parâmetros, ou conteúdo de memória. Informação, argumentos, parâmetros, dados, etc. podem ser passados, encaminhados, ou transmitidos através de meios adequados incluindo compartilhamento de memória, passagem de mensagens, passagem de tokens, transmissão via rede, etc.

[109] Opcionalmente um módulo de óptica adaptativa (Módulo AO) pode ser usado para simular o efeito de uma correção refrativa, com respeito à clareza de imagem e profundidade de focalização. O Módulo AO pode ser composto por um compensador de ponto de fase e um espelho ativo com o objetivo de pré-compensar feixes de luz individuais gerados pelo laser 704. Um dispositivo óptico adaptado para compensar aberrações assimétricas em um feixe de luz e útil para a presente invenção está descrito em minha Patente dos Estados Unidos da América do Norte Número 7,611,244. Um método e aparelho para pré-compensação de propriedades refrativas em um humano com um controle de realimentação óptico adaptativo se encontra descrito na minha Patente dos Estados Unidos da América do Norte Número 6,155,684. O uso de espelhos ativos se encontra descrito na minha Patente dos Estados Unidos da América do Norte Número 6,220,707.

[110] A resolução óptica (Axy, Δz) para um sinal de dois fótons totaliza o seguinte: 2 Δxy = 2x(0,325λ)/(AN0,91) = 622nm (l/e2 diâmetro), Δz = 2x0,532λxl/(n-˄2-AN2) = 3102nm (AN=Abertura Numérica, por exemplo 0,8). Esta fórmula resulta no tamanho de um sítio.

[111] Os campos de varredura típicos no modo de varredura raster totalizam o seguinte: campo de visão de 150μm: 1536x1536 pixels em 5 Hz ou 786x786 pixels em 10 Hz; campo de visão de 300μm: 1536x1536 pixels em 5 Hz ou 786x786 pixels em 9 Hz; campo de visão de 450μm: 1536x1536 pixels em 5 Hz ou 786x786 pixels em 9 Hz.

[112] Para controle de qualidade durante a moldagem dos loci modificados, o laser pode ser usado para gerar luz a partir de auto-fluorescência do material da lente. Os loci modificados geram mais fluorescência do que o material não modificado. Se não for detectado um aumento adequado na luz de fluorescência emitida, isso indica que o processo de moldagem dos loci modificados não está procedendo como deveria. Um sistema adequado para detectar auto-fluorescência está ilustrado na Fig. 7 de meu pedido de patente dos Estados Unidos da América do Norte que corre em paralelo com número de série 12/717,866 depositado na mesma data que o presente, intitulado "Sistema para Caracterização de Uma Córnea e Obtenção de uma Lente Oftálmica", (registro do procurador 19330-1). Além disso, a auto-fluorescência detectada pode ser usada para posicionar o ponto focal do sistema do feixe de laser oriundo da objetiva de microscópio 746 para moldar loci adicionais, usando loci modificados detectados como uma posição de referência.

[113] Os efeitos ópticos proporcionados pela lente 10 para qualquer paciente em particular podem ser determinados usando técnicas convencionais para projeto de uma lente. Ver por exemplo as técnicas descritas nas Patentes dos Estados Unidos da América do Norte de Número 5,050,981 (Roffman); 5,589,982 (Faklis); 6,626,535 (Altman); 6,413,276 (Werblin); 6,511,180 (Guirao et al); e 7,241,311 (Norrby et al). Uma técnica adequada está também descrita no meu pedido de patente dos Estados Unidos da América do Norte que corre em paralelo com número de série 12/717,866. (Número de Registro 19330-1) anteriormente mencionado.

[114] Opcionalmente um absorvedor para luz no comprimento de onda do feixe de laser pode ser incluído no disco para reduzir a quantidade de energia requerida para moldar os loci modificados. É desejável ter a menor quantidade de energia possível utilizada para este fim, porque a exposição a um excesso de energia pode resultar em rachaduras ou outras alterações mecânicas indesejáveis no corpo 12. Exemplos de materiais absorvedores de UV que podem ser usados com o laser 704 são os derivados de benzotriozolas, tal como 2-(5-cloro-2-H- benzotriazol-2-il)-6-(l,l-dimetil-etil)-4-(propieniloxipropil)fenol, e derivados de benzofenol, tal como 3-vinil-4-fenilazofenilamina, que é um corante amarelo que absorve luz num comprimento de onda de 390 nm.

[115] Preferencialmente a quantidade de material absorvedor de UV disponibilizada é de pelo menos 0,01% em massa, e de até cerca de 1% em massa do material usado para moldar o corpo de lente 12.

[116] Na Fig. 9 está ilustrado um limiar de energia (I) (nJ) para alcançar uma alteração estrutural permanente no material plástico dependendo da concentração (%) de um material aromático absorvedor de UV. A característica típica demonstra uma forte dependência do limiar de energia em relação à concentração do material absorvedor de UV, indicando o acentuamento da alteração estrutural local permanente com a concentração do material absorvedor de UV, devido ao aumento da probabilidade dos processos de absorção de dois fótons num comprimento de onda de 390 nm, metade do comprimento de onda dos pulsos de laser femtosegundo incidentes de referência com 780 nm. A interação local das moléculas do hospedeiro plástico resulta em uma micro-cristalização parcial localizada, do material plástico, resultando num aumento Δn do índice de refração n. Numa concentração de 0,8% do material absorvedor de UV, conforme utilizada nos materiais comerciais para lente intra-ocular, é necessário um limiar de energia de cerca de 0,1 nJ. Em contraste, num material plástico bruto, não-dopado, é necessário um limiar de energia de cerca de 1 nJ. Os limiares de energia apontados estão baseados num tamanho de ponto de cerca de l μm de diâmetro, resultando em fluências de laser limiar de cerca de 0,01 J/cm2 e 0,1 J/cm2, respectivamente.

[117] A Fig. 10 ilustra o processo de interação laser-material para alteração do índice de refração de um material plástico com pulsos de laser femtosegundo. Na Fig. 10A, a variação Δn do índice de refração está colocada num gráfico como uma função da energia do pulso; na Fig. 10B, a variação Δη do índice de refração está num gráfico como uma função do número de pulsos dentro da área focal num valor fixo de energia de pulso (por exemplo 0,2 nJ). A curva 1050 na Fig. 10A demonstra que com o aumento da energia de pulso desde 0,1 nJ para 8 nJ, a variação Δn do índice de refração n é magnificada desde aproximadamente 0,1% para aproximadamente 1,0%. O limiar para a ocorrência inicial de uma alteração mensurável Δn do índice de refração n está denotada na posição 1052 da curva 1050; num nível de energia de pulso de aproximadamente 8 nJ, correspondendo a um fluxo de laser de aproximadamente 0,8 J/cm2, alcança-se o limiar para foto-ruptura do material plástico, resultando em dano colateral do material e opacificações, facilitando perdas por espalhamento indesejáveis da luz que é transmitida através do material plástico. Conforme pode ser visto a partir da curva 1050, a faixa de valores possíveis de energia de pulso de laser se estende ao longo de duas ordens de magnitude, desde 0,05 nJ até 8 nJ, permitindo uma operação segura do processo de manufatura que ocorre no extremo inferior da faixa de valores, numa energia de pulso de aproximadamente 0,2 nJ. Num material plástico não-dopado, a faixa de valores segura para um processo de manufatura correspondente se estende apenas ao longo de cerca de uma ordem de magnitude. Além disso, as baixas energias de pulso, que são facilitadas pela incorporação do material absorvedor de UV, permitem uma modificação especialmente suave das propriedades do material, proporcionando uma membrana intra-ocular com fase variável com perdas por espalhamento de luz extremamente reduzidas. Na Fig. 10B, a curva 1060 indica que o efeito cumulativo de aproximadamente 50 pulsos de laser no volume focal resulta em alterações Δn no índice de refração da ordem de 1%, suficientes para alcançar uma diferença de comprimento do caminho óptico (DCO = (Δn) x espessura) de 1,0 ondas em uma camada de material plástico com 50μm de espessura, escolhendo-se uma baixa energia de pulso de 0,2 nJ.

[118] Na Fig. 11 se apresenta um exemplo do processo de fabricação de uma lente intra-ocular com desvio de fase onde a unidade de varredura 708 proporciona um padrão de varredura raster. Demonstra-se um procedimento apresentando o posicionamento sucessivo de dez mini-camadas adjacentes, cada campo compreendendo um padrão de varredura raster densamente espaçado. Exibe-se uma pilha 1170 de mini-camadas de varredura raster 1176, 1178, 1180, 1182, 1184, 1186, 1188, 1190, 1192, e 1194 em um sistema de coordenadas x-(1172) e y-(1174) que se estende sobre uma espessura 1202 de aproximadamente 50 μm, por exemplo, com cada mini-camada totalizando aproximadamente 5μm. O tamanho lateral das mini-camadas individuais tipicamente varia de 150 μm até 450 μm para dimensões x (1198) e y (1199), permitindo uma variação na sobreposição de pulsos de laser no volume focal de 1 μm de diâmetro por ponto por uma fator de dez. A superfície 1996 é o final de uma camada.

[119] Na Fig. 12 apresenta-se a fabricação de uma lente intra-ocular com desvio de fase onde a unidade de varredura 708 proporciona um padrão de ponto volante em camadas. Como exemplo exibe-se o posicionamento sucessivo de dez varreduras circulares proximamente espaçadas. Apresenta-se uma pilha 1210 de varreduras circulares 1216, 1218, 1220, 1222, 1224, 1226, 1228, 1230, 1232, e 1234 em um sistema de coordenadas x (1212) e y (1214) que se estende sobre uma espessura 1238 de aproximadamente 50 μm, por exemplo, com a distância entre varreduras circulares individuais ou mini-camadas totalizando aproximadamente 5 μm. O diâmetro 1236 das varreduras circulares pode ser tão pequeno como uns poucos mícrons até aproximadamente 450 μm, tal que a quantidade de sobreposição de pulsos de laser por ponto definível pode ser alterada ao longo de uma extensa gama. A velocidade da sequência de pontos por linha pode ser escolhida conforme a necessidade, alternando-se o comprimento de uma linha de varredura. Linhas de varredura individuais podem apresentar diversos formatos. A resolução dos menores detalhes de varredura pode atender aos limites de resolução do microscópio de dois fótons de aproximadamente 1 μm de diâmetro, ao passo em que o procedimento de varredura raster, conforme descrito com referência à Fig. 11, fica limitado a uma resolução de aproximadamente 150 μm, conforme gerada pelos menores campos de varredura raster de um microscópio de dois fótons. Para aplicações práticas, o processo de fabricação de membrana intra-ocular com fase variável é consumado através do sistema de varredura dupla de uma maneira complementar: a maior parte do processo é desempenhado utilizando o método de varredura raster otimizado para tempo, ao passo em que os detalhes pequenos das propriedades refrativas necessárias são contribuidos pelo varredor de ponto volante com a sua inerente elevada resolução espacial.

[120] Na Fig. 13 demonstra-se a criação de uma estrutura em camadas refrativa através de variação ponto a ponto da variação do índice de refração Δn. Em geral, a estrutura refrativa é incorporada em uma camada de formato retangular dentro do corpo de lente intra-ocular com desvio de fase 12. Na Fig. 13 ilustra-se uma porção do dispositivo de membrana intraocular com fase variável, compreendido de, por exemplo, três faixas vizinhas 1344, 1348, 1350, e 1384 com uma largura de 150μm, 300 μm e 450 μm, respectivamente. As dimensões gerais da região do corpo 14 totalizam uma largura 1340 de 900 μm e uma espessura 1342 de 50 μm. Visto que o número padrão de pixels por linha de varredura nas direções x e y é escolhido como 1536 X 1536 pixels, as densidades de pulsos por linha de varredura 1346, 1350, e 1354 totalizam 10 pulsos por mícron, 5 pulsos por mícron e 3 pulsos por mícron, respectivamente, resultando em um fator de sobreposição bidimensional de 100 pulsos por ponto, 25 pulsos por ponto e 9 pulsos por ponto, respectivamente.

MODIFICAÇÃO IN SITU

[121] É possível usar substancialmente o mesmo método e aparelho discutidos acima para modificar lentes in situ. Isto inclui lentes intra-oculares, lentes corneanas, lentes de contato corneanas, e lentes naturais do cristalino. Na maior parte dos casos, a lente já apresenta características ópticas, tais como potência dióptrica, toricidade e/ou asfericidade. Este método é útil para o ajuste fino de lentes, e proporciona uma opção à cirurgia LASIK.

[122] Para uma modificação in situ utiliza-se o aparelho da Fig. 7, com a diferença de que não há necessidade de um suporte de lente 710 ou meios 712 para mover a lente. Ao invés disso, na medida em que o campo da modificação proporcionada pelo sistema de focalização contempla apenas uma porção da lente que está sendo modificada, o sistema de focalização pode ser alterado para focalizar em regiões adicionais. com referência à Fig. 14 uma camada 1410 de cerca de 6 mm de diâmetro de uma lente natural pode ser modificado usando o aparelho da Fig. 7. A camada 1410 contém loci modificados, cada locus modificado apresentando entre 1 e 10 sítios. Tipicamente modifica-se uma região de cerca de 2 mm de diâmetro como um campo de varredura. Então o sistema de lente do aparelho da Fig. 7 é movido sequencialmente para modificar regiões adicionais. Cada região pode apresentar um ou mais planos de loci modificados.

[123] O conceito de projeto de lente personalizada e modificação in situ pode ser usado para alcançar correções refrativas personalizadas em olhos humanos in vivo por meio de, por exemplo, modificação da córnea. Pose-se selecionar a criação de uma camada refrativa numa córnea humana usando os métodos aqui descritos. Por exemplo, assumindo-se uma alteração do índice de refração de 1% em tecido de colágeno, a exposição de uma camada de 50μm de espessura dentro do estroma anterior da córnea é suficiente para facilitar correções refrativas de até +/-20 dioptrias. Uma série de camadas de loci modificados é preferencialmente posicionada de 100 μm a 150 μm abaixo da superfície da córnea. É possível obter correções de erros refrativos tóricos e asféricos, assim como de aberrações ópticas de ordem superior. O cálculo da correção necessária pode ser efetuado de maneira similar ao caso do projeto de lente intra-ocular personalizada, por meio de técnicas já bem conhecidas do estado da técnica, ou utilizando-se as técnicas descritas no meu pedido de patente dos Estados Unidos da América do Norte que corre em paralelo com número de série 12/717,866, (Registro de Procurador 19330-1) anteriormente mencionado. O processo de alteração in situ de tecido pode ser facilitado pelo microscópio de 2 fótons 704, proporcionando um controle online do procedimento, baseado na geração de imagem por auto-fluorescência dos diversos tecidos da córnea.

[124] Em contraste com lentes de materiais poliméricos, o tecido da córnea não é homogêneo. A estrutura da córnea pode ser visualizada através de microscopia de 2 fótons, utilizando um modo de aquisição de imagem por fluorescência e geração de harmônicos secundários (VGHS).

[125] Na Fig.14 se ilustra a criação de uma camada refrativa dentro da parte anterior de uma lente de cristalino humano. Preferencialmente seleciona-se uma camada 1410, que fica posicionada cerca de 100 μm abaixo da cápsula da lente anterior. A aplicação para modificação de tecido de lente é especialmente adequada para a criação de multi-focalizações no olho humano presbíope para facilitar a visão de curta distância ou para corrigir miopia (dificuldade para enxergar de longe) ou hipermetropia (dificuldade para enxergar de perto) e também astigmatismo (toricidade).

[126] Acredita-se que a modificação in situ de tecidos da córnea e da lente pode eventualmente vir a substituir a cirurgia LASIK, os procedimentos de troca de lente refrativa (TLR), e os procedimentos de lente fácica proporcionando uma alternativa não-invasiva, mais agradável para o paciente.

[127] Embora a presente invenção tenha sido descrita com considerável nível de detalhe com referência às versões preferenciais da mesma, outras versões são possíveis. Portanto o escopo das reivindicações apensas não deveria ser limitado à descrição das versões preferenciais contidas no presente documento.

Claims

LENTE DIMENSIONADA PARA USO NUM OLHO HUMANO compreendendo:
- a) um corpo (12) formado por um material óptico polimérico apresentando um primeiro índice de refração, o corpo (12) apresentando superfícies anterior (14) e posterior (16) opostas e um eixo óptico (19);
- b) um conjunto de locais modificados contíguos configurados numa microestrutura padronizada contigua formada numa camada (22) do corpo, o material óptico polimérico dos locais modificados apresentando um segundo índice de refração, que é diferente do primeiro índice de refração e é causado por absorção não-linear de fótons resultante de exposição à luz laser focalizada, com cada local modificado apresentando forma cilíndrica reta e apresentando um eixo paralelo ao eixo óptico (19) e uma profundidade axial de pelo menos 5 μm; caracterizada pelo fato de que a microestrutura de locais modificados padronizada contígua ajusta um efeito óptico da lente.
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a microestrutura padronizada contígua compreende pelo menos um dentre os seguintes:
- a) uma estrutura refrativa;
- b) uma estrutura refrativa com enrolamento de fase;
- c) uma estrutura refrativa sem enrolamento de fase;
- d) uma estrutura de fase difrativa;
- e) um padrão de anéis circulares;
- f) o efeito óptico compreende alteração da potência dióptrica do corpo em pelo menos 0,5;
- g) pelo menos alguns dos locais modificados apresentam um comprimento de caminho óptico variando de 0,1 a 1 comprimento de onda maior do que o comprimento do caminho óptico de um local não-modificado, onde o comprimento de onda diz respeito a luz com comprimento de onda de 555 nm;
- h) pelo menos alguns dos locais modificados são configurados em um padrão circular ao redor do eixo óptico;
- i) o corpo (12) inclui um número suficiente de locais modificados configurados numa microestrutura padronizada contígua formada na camada tal que pelo menos 90% da luz projetada sobre a superfície anterior em uma direção paralela ao eixo óptico passe através de pelo menos um local modificado;
- j) existem pelo menos 1.000.000 de locais modificados em uma microestrutura padronizada contígua formada na camada do corpo, e
- k) tanto a superfície posterior (16) quanto a superfície anterior (14) são planas.
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que o material inclui um material absorvedor de luz UV de pelo menos 0,01% em massa.
LENTE, de acordo com a reivindicação 3, caracterizada pelo fato de que o material absorvedor de luz UV, preferencialmente, compreende um corante amarelo que absorve luz em um comprimento de onda de 390 nm.
Lente, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que qualquer um dos seguintes ocorre:
- a) todos os efeitos ópticos proporcionados pela lente são proporcionados pelos locais modificados;
- b) o efeito óptico compreende uma potência dióptrica variando de -15 a +42;
- c) o efeito óptico proporciona um ajuste tórico para a lente (10);
- d) o efeito óptico proporciona um ajuste asférico para a lente (10);
- e) pelo menos uma das superfícies é côncava;
- f) o corpo tem o formato de um disco;
- g) o efeito óptico apresenta uma potência dióptrica de pelo menos 15.
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que é dimensionada para ser uma lente intraocular (10), preferencialmente, onde o corpo (12) apresenta pelo menos um háptico (18).
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que pelo menos uma das superfícies é convexa e, preferencialmente, onde pelo menos uma das superfícies é côncava.
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que a espessura máxima do corpo varia de 50 a 400 μm e, preferencialmente, onde a espessura máxima do corpo é de 250 μm.
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de que cada local modificado apresenta um diâmetro de 1 μm e uma profundidade axial de não mais do que 50 μm e, preferencialmente, onde cada local modificado apresenta uma profundidade axial variando de 5 a 50 μm.
LENTE, de acordo com a reivindicação 9, caracterizada pelo fato de que a camada apresenta uma espessura de 50 μm.
LENTE, de acordo com a reivindicação 1, caracterizada pelo fato de compreender adicionalmente uma segunda camada, sendo que existem pelo menos dois locais modificados na segunda camada e a segunda camada fica espaçada em relação à camada.
LENTE, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 11, caracterizada pelo fato de que cada uma das camadas é perpendicular ao eixo óptico (19).
LENTE, de acordo com a reivindicação 12, na qual a segunda camada apresenta uma espessura de 50 μm, caracterizada pelo fato de que existem pelo menos dois locais modificados na segunda camada e a segunda camada fica espaçada em relação à camada de uma distância de pelo menos um mícron.
LENTE, de acordo com a reivindicação 13, caracterizada pelo fato de que a segunda camada fica espaçada em relação à camada de uma distância de pelo menos cinco micra e, preferencialmente, onde cada local modificado na segunda camada apresenta uma profundidade axial de pelo menos cinco micra.
LENTE, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 14, caracterizada pelo fato de que cada local modificado apresenta de 1 até 10 locais, ficando os locais arranjados em uma direção axial, sendo cada local formado por meio de um único tiro de laser.