PT1838246E - Lentes difractivas apodizadas asféricas - Google Patents

Description

DESCRIÇÃO

Lentes difractivas apodizadas asféricas

CAMPO TÉCNICO DO INVENTO O presente invento refere-se na generalidade a lentes oftálmicas difractivas multifocais e, mais particularmente, a lentes intra-oculares difractivas apodizadas que podem proporcionar um melhor contraste de imagem.

As estruturas difractivas periódicas podem provocar a difracção simultaneamente da luz em várias direcções, também conhecido tipicamente como ordens de difracção. Nas lentes intra-oculares multifocais são utilizadas duas ordens de difracção para proporcionar a um doente duas potências ópticas, uma para a visão ao longe e outra para a visão ao perto. Estas lentes intra-oculares difractivas são concebidas tipicamente para terem uma potência “adicional" que proporcione uma separação entre o foco afastado e o foco próximo. Desta forma, uma lente intra-ocular difractiva pode proporcionar a um doente, em cujo olho a lente é implantada, uma visão numa gama de distâncias do objecto. Por exemplo, uma IOL difractiva pode substituir a lente natural de um doente para proporcionar ao doente, não apenas uma potência óptica exigida, mas também algum nível de pseudoacomodação. Noutra aplicação, uma IOL difractiva ou outra lente oftálmica podem proporcionar ao olho de um doente que sofre de presbiopia - uma perda de acomodação da lente natural - uma capacidade pseudoacomodativa. A Patente US 2004/156014-A1 (Piers et al) revela uma lente multifocal apodizada e difractiva que é equi-biconvexa, tendo 1 perfis de base semelhantes nas suas superfícies anterior e posterior. A Patente US-A-5, 824, 074 (Koch et al) descreve a melhoria da qualidade óptica de uma lente intra-ocular dupla na qual uma lente pode rodar relativamente à outra em torno de um eixo óptico, cada uma das quais apresenta uma secção de compensação que pode ser tórica, para compensar o astigmatismo, quando as lentes rodam uma relativamente à outra.

As lentes multifocais difractivas convencionais não estão, no entanto, concebidas para controlar ou modificar as aberrações do olho natural, de forma que a combinação da lente e do olho do paciente proporcionassem um melhor contraste de imagem. Além disso, o modelo de lentes apodizadas e difractivas para proporcionar um melhor contraste de imagem pode apresentar dificuldades pelo facto dessas lentes apresentarem um efeito difractivo variável em diferentes locais radiais ao longo da lente.

BREVE RESUMO DO INVENTO O presente invento proporciona na generalidade lentes oftálmicas multifocais, tais como lentes intra-oculares e de contacto, que utilizam perfis de superfície asféricos para melhorar o contraste de imagem, particularmente no foco afastado da lente. Em muitas formas de realização, o invento proporciona lentes pseudoacomodativas tendo pelo menos uma superfície asférica para melhorar o contraste de imagem.

Num aspecto, o presente invento proporciona uma lente difractiva, tal como uma lente intra-ocular (IOL) pseudoacomodativa, que inclui uma óptica tendo uma curva de base asférica, e uma pluralidade de zonas difractivas anelares 2 sobrepostas numa parte da curva de base de modo a gerar um foco afastado e um foco próximo. A curva de base asférica melhora o contraste de imagem no foco afastado da óptica relativamente ao obtido por uma IOL substancialmente idêntica na qual a curva de base respectiva seja esférica. A melhoria de imagem proporcionada pela curva de base asférica pode ser caracterizada por uma função de transferência de modulação (MTF) apresentada pela combinação da IOL e do olho de um doente no qual a IOL é implantada. Por exemplo, uma tal MTF no foco afastado pode ser superior a cerca de 0,2 (por exemplo num intervalo compreendido entre cerca de 0,2 a cerca de 0,5) o cálculo sendo efectuado num modelo de olho com uma frequência espacial de cerca de 50 pares de linha por milimetro (lp/mm) ou superior a cerca de 0,1 (por exemplo num intervalo entre cerca de 0,1 a cerca de 0,4) com uma frequência espacial de cerca de 100 lp/mm, um comprimento de onda de cerca de 550 nm e uma dimensão de pupila entre cerca de 4mm e cerca de 5 mm. Mais preferencialmente, a MTF pode ser superior a cerca de 0,3 ou 0,4. Por exemplo o MTF pode estar compreendido entre cerca de 0,2 a cerca de 0,5. Por exemplo o MTF calculado pode ser superior a cerca de 0,2 numa frequência espacial de cerca de 50 pares de linhas por milimetro (lp/mm), um comprimento de onda de cerca de 500 nm e uma dimensão de pupila de cerca de 4,5 mm.

Noutro aspecto o perfil esférico é escolhido para apresentar um equilíbrio entre melhorar o contraste de imagem e proporcionar uma profundidade de campo útil. Mais do que corrigir todas as aberrações, a lente pode ser configurada de forma a que a combinação da IOL e do olho de um doente no qual o IOL é implantado possa apresentar uma profundidade de campo útil em particular no foco afastado. Os termos “profundidade de campo" ou "profundidade de foco", que são aqui usados de forma 3 intermutável, são bem conhecidos no contexto de uma lente, e facilmente entendidos pelos que têm experiência na técnica. Tanto quanto uma medida quantitativa o pode exigir, o termo "profundidade de campo" ou "profundidade de foco", como é aqui usado, pode ser determinado por uma quantidade de desfocagem associada ao sistema óptico no qual uma função de transferência de modulação através do foco (MTF) do sistema calculado ou medido com uma abertura, por exemplo uma dimensão de pupila entre cerca de 4 mm e cerca de 5 mm (por exemplo uma dimensão de pupila de cerca de 4,5 mm) e luz verde monocromática, por exemplo luz tendo um comprimento de onda de cerca de 500 nm, apresenta um contraste de pelo menos cerca de 0,3 a uma frequência espacial de cerca de 50 lp/mm ou um contraste de cerca de 0,2 a uma frequência espacial de cerca de 100 lp/mm. Deverá entender-se que a profundidade de campo no foco afastado se refere a uma distância de desfocagem inferior à separação entre o foco afastado e o foco próximo, isto é, refere-se a uma profundidade de campo quando o doente vê um objecto ao longe. Num aspecto relacionado, as zonas difractivas podem ser dispostas dentro de uma parte da superfície da lente, aqui referida como a zona de apodização, envolvida por uma parte periférica da superfície que está substancialmente desprovida de estruturas difractivas. As zonas difractivas podem estar separadas uma da outra por uma pluralidade de patamares, localizados em zonas limite, que têm alturas substancialmente uniformes. Em alternativa, as alturas do patamar podem não ser uniformes. Por exemplo, as alturas do patamar podem diminuir progressivamente em função da distância crescente do eixo óptico da lente.

Nalgumas formas de realização, a lente inclui uma superfície anterior tendo o perfil asférico e uma superfície 4 posterior que é esférica. Em alternativa, a superfície posterior pode ser asférica e a superfície anterior esférica. Noutras formas de realização, quer a superfície anterior quer a superfície posterior podem ser asféricas, isto é um grau total desejado de asfericidade pode ser dividido entre as superfície anterior e a posterior.

Num aspecto relacionado, a asfericidade de uma ou mais superfícies da IOL pode ser caracterizada pela relação seguinte: cR2 1 + ^1~(1 + cc')c2-R2 +adR4 + aeR*+ higher order terms em que z representa um enviesamento da superfície paralela a um eixo (z), por exemplo, o eixo óptico perpendicular à superfície, c representa uma curvatura no vértice da superfície, cc é um coeficiente cónico, R representa a posição radial na superfície, ad representa um coeficiente de deformação de quarta ordem, e ae representa um coeficiente de deformação de sexta ordem.

As distâncias são aqui dadas em unidades de milímetros. Por exemplo, a constante de curvatura é dada em unidades de milímetros inversas, enquanto ad é dado em unidades de l/(mm)3 e ae é dado em unidades de l/(mm)5.

Os parâmetros na relação acima podem ser seleccionados com base, por exemplo, na potência óptica desejada da lente, o material a partir da qual a lente é feita, e o grau de melhoria da imagem esperada a partir da asfericidade do perfil. Por exemplo, nalgumas formas de realização nas quais a óptica da 5 lente é formada como uma lente biconvexa num material polímero acrílico com potência média (por exemplo uma potência de 21 dioptrias), a constante cónica (cc) da superfície anterior pode estar num intervalo compreendido entre cerca de 0 a cerca de -50, ou num intervalo compreendido entre cerca de -10 e cerca de -30, ou num intervalo compreendido entre cerca de -15 e cerca de -25, e as constantes de deformação (ad) e (ae) podem estar compreendidas, respectivamente, num intervalo entre cerca de 0 e cerca de -lxlO-3 e num intervalo entre cerca de 0 e cerca de -lxl O-4.

Noutro aspecto, o presente invento proporciona uma IOL apodizada e difractiva pseudoacomodativa que inclui uma óptica tendo uma superfície anterior e uma superfície posterior, na qual pelo menos uma das superfície inclui um perfil de base asférico e uma pluralidade de zonas difractivas sobrepostas numa parte do perfil de base, de forma que cada zona esteja disposta com um raio seleccionado a partir de um eixo óptico da óptica, e esteja separado de uma zona adjacente por um patamar. Esta superfície da lente pode ainda incluir uma zona periférica envolvendo as zonas difractivas. As zonas difractivas geram um foco afastado e um foco próximo e o perfil asférico aumenta o contraste da imagem e o foco afastado relativamente ao obtido por uma lente substancialmente idêntica tendo um perfil esférico.

Noutros aspectos, o presente invento proporciona uma IOL difractiva e pseudoacomodativa que inclui uma óptica feita num material polímero biocompatível e tendo uma superfície posterior e uma superfície anterior, onde a óptica proporciona um foco próximo e um foco afastado. Pelo menos uma das superfícies anterior ou posterior pode ser caracterizada por uma curva base e uma pluralidade de zonas difractivas dispostas 6 como elementos difractivos concêntricos e anelares em torno de um eixo óptico, em que cada um tem uma altura relativa à curva de base que diminui proqressivamente à medida que a distância do elemento difractivo ao eixo da óptica aumenta. A curva de base pode apresentar um perfil asférico para realçar o contraste da imaqem no foco afastado para diâmetros de pupila compreendidos entre cerca de 4 e cerca de 5 mm relativamente a uma IOL substancialmente idêntica, na qual a curva de base seja esférica.

Noutros aspectos, o invento proporciona uma lente oftálmica difractiva e apodizada que inclui uma óptica tendo uma superfície anterior e uma superfície posterior, pelo menos uma das quais tendo um perfil de base asférico e uma pluralidade de zonas difractivas anelares dispostas no perfil de base para gerar um foco próximo e um foco afastado. 0 perfil asférico realça um contraste de imagem no foco afastado relativamente ao obtido por uma lente substancialmente idêntica na qual o perfil de base respectivo seja esférico. As lentes oftálmicas podem ser, sem qualquer limitação, um lente intra-ocular ou uma lente de contacto.

Noutro aspecto, o invento proporciona processos para calcular as propriedades ópticas de lentes difractivas apodizadas e, em particular, lentes difractivas apodizadas que tenham pelo menos uma superfície asférica. As lentes difractivas apodizadas incorporam aspectos, quer de difracção quer de apodização. Assim, ambos estes aspectos precisam de ser incluídos na concepção da lente. Em particular, as lentes difractivas apodizadas apresentam uma variação do efeito difractivo em diferentes locais radiais ao longo da lente, que podem afectar o contraste da imagem. As aberrações convencionais, tal como a aberração esférica, provocadas pela 7 forma da córnea do olho são calculadas normalmente com a expectativa de que a transmissão de luz seja constante ao longo da superfície da lente. Por exemplo, a cada raio seguido através de um sistema óptico num programa Standard de seguimento de raios é dado um peso igual. Uma tal aproximação convencional não é adequada, no entanto, para lentes difractivas apodizadas nas quais a transmissão óptica pode variar em zonas diferentes da lente. Em vez disso, os princípios da óptica física precisam de ser aplicados na execução de cálculos ópticos para lentes apodizadas. Por exemplo, tal como será referido em mais detalhe abaixo, num processo de acordo com o invento, a apodização pode ser modelada como uma redução na transmissão óptica através de zonas diferentes da lente.

Num aspecto relacionado, o invento proporciona um processo para calcular uma função de transferência de modulação (MTF) para uma lente difractiva apodizada tendo uma pluralidade de estruturas difractivas anelares dispostas a distâncias radiais seleccionadas a partir de um eixo óptico da lente, determinando uma função de apodização que é indicativa das eficiências de difracção numa pluralidade de locais radiais de um eixo óptico, para dirigir a luz para uma ordem de difracção escolhida da lente. A função de apodização pode ser integrada relativamente a uma abertura seleccionada, de modo a determinar uma fracção da energia luminosa sujeita a difracção para a ordem de difracção. Uma MTF preliminar (por exemplo calculada assumindo que a IOL não tem estruturas difractivas) pode ser escalada de acordo com a função de apodização integrada para gerar a MTF desejada.

Uma IOL difractiva pseudoacomodativa de acordo com os ensinamentos do invento pode ter inúmeras aplicações. Por 8 exemplo, pode ser utilizada, quer em doentes pseudofáquicos quer em doentes fáquicos. Por exemplo, uma tal IOL tendo uma potência de base baixa (ou uma potência de base igual a 0) pode ser utilizada com a lente da câmara anterior em doentes fáquicos.

Pode ter-se um outro entendimento do invento com referência à descrição detalhada seguinte em conjunto com os desenhos associados, que estão descritos brevemente abaixo.

BREVE DESCRIÇÃO DAS VÁRIAS VISTAS DO DESENHO

Um entendimento mais completo do presente invento e as suas vantagens pode ser conseguido com referência à descrição seguinte, tomada em conjunto com os desenhos acompanhantes, nos quais números de referência semelhantes indicam caracteristicas semelhantes, e em que: A figura IA é um alçado frontal esquemático de uma lente difractiva apodizada tendo uma superfície anterior asférica, de acordo com uma forma de realização do invento; e A figura 1B é uma vista em corte transversal esquemático de uma óptica da lente difractiva da figura IA ilustrando uma pluralidade de estruturas difractivas sobrepostas num perfil de base asférico da superfície anterior; A figura 1C ilustra esquematicamente um perfil de base asférico da superfície anterior da lente das figuras IA e IA em relação a um perfil esférico putativo; A figura 2b é uma vista em corte transversal de uma lente difractiva apodizada de acordo com outra forma de realização do invento, na qual as alturas de uma 9 pluralidade de estruturas difractivas diminuem em função da distância crescente ao eixo óptico da lente; A figura 2B ilustra esquematicamente um perfil asférico de uma superfície da lente da figura 2 em comparação com um perfil esférico putativo; A figura 3A é um gráfico ilustrando uma função de transferência de modulação no foco (MTF) calculada num modelo de olho para uma lente difractiva apodizada asférica de acordo com uma forma de realização do invento; A figura 3B é um gráfico ilustrando uma função de transferência de modulação no foco (MTF) calculada num modelo de olho para uma lente difractiva apodizada substancialmente idêntica à lente da figura 3A, mas tendo perfis de superfície esféricos; A figura 4A apresenta uma pluralidade de gráficos ilustrando funções de transferência de modulação calculadas num modelo de olho a 50 lp/mm e uma dimensão de pupila de 4,5 mm para cada uma das várias lentes difractivas apodizadas e asféricas dos exemplos, combinadas com córneas apresentando um intervalo de asfericidade, assim como um gráfico de controlo apresentando MTFs correspondentes para lentes substancialmente idênticas tendo perfis esféricos; A figura 4B apresenta uma pluralidade de gráficos ilustrando funções de transferência de modulação calculadas num modelo de olho a 100 lp/mm e uma dimensão de pupila de 4,5 mm para cada uma das lentes difractivas apodizadas asféricas dos exemplos, combinadas com córneas apresentando um intervalo de asfericidade, assim como um gráfico de controlo apresentando MTFs correspondente para lentes substancialmente idênticas tendo perfis esféricos. 10 A figura 5 ilustra esquematicamente estruturas difractivas de uma IOL de acordo com uma forma de realização do invento que apresente progressivamente alturas decrescentes em função da distância crescente ao eixo óptico (a curva de base não está ilustrada); A figura 6A ilustra gráficos correspondendo a uma eficiência de difracção fraccionada calculada para as ordens de difracção número zero e primeira das lentes ilustradas esquematicamente na figura 5; A figura 6B ilustra gráficos correspondendo à energia da luz dirigida para os pontos focais de ordem 0 e de primeira ordem da figura 5 obtidos por integração dos dados de eficiência de difracção presentes na figura 6A; A figura 7A ilustra esquematicamente um perfil asférico exagerado ao longo de uma direcção de superfície de uma superfície tórica de uma IOL de acordo com uma forma de realização do invento; e A figura 7B ilustra esquematicamente um perfil asférico exagerado do longo de outra direcção de superfície da superfície tórica associada com o perfil ilustrado na figura 7A.

DESCRIÇÃO DETALHADA DO INVENTO 0 presente invento proporciona lentes oftálmicas multifocais que incluem pelo menos uma superfície de lente asférica tendo uma asfericidade escolhida para melhorar o contraste de imagem, relativamente ao proporcionado por uma lente substancialmente idêntica na qual a superfície respectiva seja esférica. Na formas de realização abaixo, os ensinamentos do invento estão ilustrados principalmente em ligação com 11 lentes intra-oculares. Deve entender-se, no entanto, que estes ensinamentos se aplicam igualmente a uma variedade de outras lentes oftálmicas, tais como lentes de contacto.

As figuras IA e 1B ilustram esquematicamente uma lente intra-ocular difractiva multifocal 10 de acordo com uma forma de realização do invento tendo uma óptica 12 que inclui uma superfície anterior 14 e uma superfície anterior 16. Nesta forma de realização, a superfície anterior e a superfície posterior são simétricas em relação a um eixo óptico 18 da lente, embora possam ser utilizadas superfície assimétricas. As lentes incluem ainda elementos de fixação prolongando-se radialmente ou hápticas 20 para a sua colocação no olho de um doente. A óptica 12 pode ser feita num material polímero biocompatível, tais como materiais macios de acrílico, silicone ou hidrogel. De facto, pode ser utilizado qualquer material biocompatível - de preferência macio - que apresente um índice de refracção exigido para uma aplicação específica da lente. Além disso, os elementos de fixação 20 podem também ser feitos em materiais de polímero adequados, tais como polimetilmetacrilato, polipropileno e semelhante. Embora as superfícies 14 e 16 estejam ilustradas como sendo geralmente convexas, qualquer das superfície pode ter uma forma geralmente côncava. Em alternativa, as superfícies 14 e 16 podem ser escolhidas para proporcionar uma lente plano-convexa ou plano-côncava. Os termos "lente intra-ocular" e a sua abreviação IOL são usadas de forma intermutável para descrever lentes que são implantadas no interior de um olho, quer para substituir a lente natural ou para de outra forma aumentar a visão, independentemente da lente natural ser ou não removida. A superfície anterior da IOL ilustrada inclui uma pluralidade de zonas difractivas anelares 22a proporcionando 12 estruturas microscópicas quase periódicas 22b para provocar a difracção simultânea da luz em várias direcções (as dimensões das estruturas difractivas estão exageradas para maior clareza). Embora, em geral, as estruturas difractivas possam ser concebidas para divergirem a luz para mais do que duas direcções, nesta forma de realização exemplificativa as zonas difractivas dirigem cooperativamente a luz para duas direcções principais, uma das quais converge para um foco próximo 24 e a outra para um foco afastado 26, tal como está ilustrado esquematicamente na figura 1B. Embora esteja aqui ilustrado um número limitado de zonas difractivas, o número de zonas pode ser normalmente escolhido para se adequar a uma aplicação específica. Por exemplo, o número de zonas difractivas pode estar compreendido entre cerca de 5 e cerca de 30. Em muitas formas de realização, a potência óptica associada com o foco afastado pode estar compreendida entre cerca de 18 e cerca de 25 dioptrias, com o foco próximo proporcionando uma potência adicional de cerca de 4 dioptrias. Embora nesta forma de realização ilustrativa a IOL tenha uma potência óptica positiva, noutras formas de realização pode ter uma potência óptica negativa, com uma potência adicional positiva separando o foco próximo do foco afastado. As zonas difractivas estão confinadas dentro de uma parte da superfície, aqui referida como a zona de apodização, e estão envolvidas por uma parte periférica 28 da superfície anterior que está desprovida destas estruturas difractivas. Por outras palavras, a IOL 10 é uma lente difractiva apodizada. Isto é, a IOL 10 apresenta uma eficiência de difracção não uniforme ao longo da superfície anterior da lente 14, tal como revelado em maior detalhe abaixo. A apodização pode ser conseguida proporcionando estruturas difractivas dentro de uma zona de uma superfície da 13 lente (referida como a zona de apodização) envolvida por uma parte de superfície periférica que é desprovida destas estruturas difractivas. Assim, a apodização inclui, quer a zona da lente referida como a zona de apodização, quer a zona da lente periférica / exterior.

Tal como está ilustrado na figura 1C, a superfície anterior 14 pode ser caracterizada por uma curva de base 30 que ilustra um perfil da superfície em função da distância radial (R) da zona óptica, numa porção na qual as zonas difractivas 22 estão sobrepostas. Cada zona difractiva está separada de uma zona adjacente por um patamar cuja altura está relacionada com o comprimento de onda do modelo da lente de acordo com a relação seguinte.

Equation (1), step height™-- em que:

Arepresenta o comprimento de onda do modelo (por exemplo 550 nm) , n2 representa o índice de refracção da óptica, e ni representa o índice de refracção do meio envolvendo a lente.

Numa forma de realização na qual o meio envolvente é o humor aquoso tendo um índice de refracção de 1,336, o índice de refracção da óptica (n2) , é escolhido para ser de 1,55. A altura uniforme do patamar proporcionada pela equação acima é um exemplo. Podem ser utilizadas outras alturas uniformes de patamar (que podem mudar o equilíbrio de energia entre imagens próximas e afastadas).

Nesta forma de realização, as alturas dos patamares entre zonas difractivas diferentes da IOL são substancialmente 14 uniformes, resultando assim numa transição abrupta entre a zona de apodização e a parte exterior da lente. Noutras formas de realização, tais como as referidas em mais detalhe abaixo, as alturas do patamar podem ser não uniformes, podem diminuir progressivamente, por exemplo, à medida que as suas distâncias ao eixo óptico aumentam. 0 limite de cada zona anelar (por exemplo o raio Ri da zona número i) relativamente ao eixo óptico pode ser escolhido numa variedade de formas conhecidas dos que têm experiência na técnica oftálmica.

Com referência à figura 1C, o perfil de base 30 da superfície anterior é asférico, com um grau de desvio escolhido de um perfil esférico putativo 32 que coincide substancialmente com o perfil asférico em pequenas distâncias radiais (isto é, em locais próximos do eixo óptico). Nesta forma de realização exemplificativa, a superfície posterior tem um perfil esférico. Noutras formas de realização a superfície posterior pode ser asférica, enquanto a superfície anterior é esférica. Em alternativa, quer a superfície posterior quer a superfície anterior podem ser asféricas, de modo a proporcionar a lente com uma asfericidade total desejada. Nesta forma de realização, o perfil 30 da superfície anterior é geralmente mais plano do que o perfil esférico putativo, com um desvio do perfil esférico que se torna mais pronunciado com a distância crescente ao eixo óptico. Tal como referido em mais detalhe abaixo, uma asfericidade mais pronunciada dentro de uma parte esférica da lente pode ser particularmente benéfica na melhoria do contraste de imagem no foco afastado, uma vez que esta parte é particularmente eficiente no dirigir da luz para o foco afastado. Por outras palavras, a superfície anterior esférica pode ser mais pronunciada do que o perfil esférico putativo. 15

Os termos "curva de base asférica" e 2perfil asférico" são aqui usados de forma intermutável e são bem conhecidos dos que têm experiência na técnica. Até onde qualquer outra explicação pode ser exigida, estes termos são aqui utilizados para se referirem a um perfil radial de uma superfície que apresenta desvios de uma superfície esférica. Estes desvios podem ser caracterizados, por exemplo como diferenças variando pouco entre o perfil asférico e o perfil esférico putativo que coincide substancialmente com o perfil asférico em pequenas distâncias radiais a partir do vértice do perfil. Além disso, os termos "IOL substancialmente idêntica" ou "lente substancialmente idêntica" são aqui usados para se referirem a uma IOL que é feita no mesmo material que uma IOL do invento com o qual se compara. Cada superfície da IOL substancialmente idêntica tem o mesmo raio central (isto é, raio no vértice da superfície correspondendo à intersecção de um eixo idêntico com a superfície) que o da superfície correspondente da IOL asférica. Para além disso, a "IOL substancialmente idêntica" tem a mesma espessura central que a IOL asférica com a qual se compara. No entanto, a "IOL substancialmente idêntica" tem perfis de superfícies esféricas, isto é falta-lhe a asfericidade apresentada pela IOL asférica.

Em muitas formas de realização, a asfericidade da superfície é escolhida para melhorar, e nalguns casos maximizar, o contraste de imagem de um doente no qual a IOL é implantada, relativamente ao proporcionado por uma IOL substancialmente idêntica na qual a superfície anterior tem um perfil esférico putativo 32, mais do que um perfil asférico 30. Por exemplo, o perfil asférico pode ser concebido para proporcionar ao doente um contraste de imagem caracterizado por uma função de transferência de modulação (MTF) de pelo menos 16 cerca de 0,2 no foco afastado, medido ou calculado com luz monocromática tendo um comprimento de onda de cerca de 550 nm, a uma frequência espacial de 100 lp/mm (correspondendo a uma visão de 20/20) e uma abertura (por exemplo dimensão de pupila) de cerca de 4,5 mm. A MTF pode estar compreendida, por exemplo, entre cerca de 0,2 e cerca de 0,5. Como as medições directas da MTF do olho de um doente podem ser complicadas, em muitas formas de realização a melhoria da imagem proporcionada por uma IOL difractiva apodizada asférica de acordo com os ensinamentos do invento pode ser avaliada calculando uma MTF teórica num modelo de olho apresentando aberrações córneas e / ou de lente natural seleccionadas correspondendo ao olho de um doente individual ou aos olhos de um grupo seleccionado de doentes. A informação necessária para modelar a córnea e / ou lente natural de um doente pode ser obtida a partir de medições de aberrações do comprimento de onda do olho executadas utilizando processos topográficos conhecidos.

Como sabem os que têm competência média na técnica, uma função de transferência de modulação (MTF) medida ou calculada associada com uma lente pode proporcionar uma medida quantitativa do contraste de imagem proporcionado por essa lente. Em geral , um contraste ou modulação associados com um sinal óptico, por exemplo um padrão bidimensional de distribuição de intensidade de luz emanado por, ou reflectido por um objecto cuja imagem será formada ou associada com a imagem de um tal objecto pode ser definido de acordo com a relação seguinte.

Equation (2), jnax /taSa 17

Em que lmax e lmin indicam, respectivamente, uma intensidade máxima ou mínima associadas com o sinal. Um tal contraste pode ser calculado ou medido para cada frequência espacial presente no sinal óptico. Uma MTF de um sistema óptico de formação de imagem, tal como a IOL e a córnea combinadas, pode então ser definida como uma relação de um contraste associado com uma imagem de um objecto formado pelo sistema óptico relativamente a um contraste associado com o objecto. Tal como é sabido, a MTF associada com o sistema óptico está não só dependente das frequência espaciais da distribuição de intensidade da luz que ilumina o sistema, mas também pode ser afectada por outros factores, tais como a dimensão de uma abertura de iluminação, assim como pelo comprimento de onda da luz de iluminação.

Nalgumas formas de realização, a asfericidade da superfície anterior 14 é seleccionada de modo a proporcionar a um paciente, na qual a IOL está implantada, um contraste de imagem caracterizado por uma função de transferência de modulação (MTF) que é superior a cerca de 0,2, mantendo uma profundidade de campo que está dentro de um intervalo aceitável. Quer a MTF quer a profundidade de campo podem ser calculadas num modelo de olho.

Nalgumas formas de realização, o perfil asférico da superfície anterior 14 da IOL 10 é uma função da distância radial (R) do eixo óptico 18, ou da distância da superfície exterior ou ambas noutras formas de realização, e pode ser caracterizado pela relação seguinte:

.pS 2 =-j ' - -t —+adR* + aeR* + hígher order terms Equation (3), Í + VÍ-(1 + cc>c2jR2 em que 18 z representa um enviesamento da superfície paralela a um eixo (z), por exemplo o eixo óptico, perpendicular à superfície, c representa a curvatura no vértice da superfície, cc representa um coeficiente cónico, R representa uma posição radial sobre a superfície, ad representa um coeficiente de deformação de quarta ordem, e ae representa um coeficiente de deformação de sexta ordem.

Embora nalgumas formas de realização a constante cónica cc seja ajustada para se obter um desvio desejado da esfericidade, noutras formas de realização, para além da constante cónica cc, uma ou ambas as constantes de ordem mais alta ad e ae (e em particular ae) que afectam mais significativamente o perfil da parte exterior da superfície são ajustadas para proporcionar um perfil asférico seleccionado para uma ou ambas as superfícies de uma IOL. As constantes esféricas de ordem mais elevada (ad e ae) podem ser particularmente úteis para personalizar o perfil da parte esférica da superfície da lente, isto é, partes afastadas do eixo óptico. A escolha das constantes esféricas na relação acima para gerar um perfil esférico desejado podem despender, por exemplo, das aberrações do olho no qual a IOL está implantada, o material em que a IOL é fabricada e a potência óptica proporcionada pela IOL. Em geral, estas constantes são seleccionadas de forma a que a combinação da IOL e da córnea, ou a combinação da IOL da córnea e das lentes naturais, proporcionem um contraste de imagem caracterizado por uma MTF, por exemplo uma MTF calculada num modelo de olho, superior a cerca de 0,2 a uma frequência espacial de cerca de 100 lp/mm, um comprimento de onda de cerca de 550 nm, e uma dimensão de pupila de cerca de 4,5 mm. Por exemplo, nalgumas formas de realização na qual a IOL é fabricado num material polímero 19 acrílico (por exemplo um copolímero de acrilato e metacrilato) para implantação num olho apresentando uma asfericidade corneana caracterizada por uma constante córnea compreendida entre 0 (associada a uma aberração esférica grave) e cerca de -0,5 (associada a um elevado nível de achatamento asférico), a constante cónica cc para a IOL em relação aos parâmetros acima pode estar compreendida entre cerca de 0 e cerca de -50, ou compreendida entre cerca de -10 e cerca de -30, ou entre cerca de -15 e cerca de -25, enquanto os coeficientes de deformação ad e ae podem estar compreendidos, respectivamente, entre cerca de 0 e cerca de lxl0~3 e compreendido entre cerca de 0 e cerca de mais ou menos lxlO-4. Enquanto nalgumas formas de realização a constante cónica é diferente de 0, noutras formas de realização os coeficientes ad e ae são diferentes de 0, com o coeficiente cónico definido para 0. Mais especificamente, todos os três coeficientes asféricos cc, ad e ae, e possivelmente constantes de ordem mais elevada, são definidos para valores diferentes de 0 para definirem um perfil de interesse. Além disso, o coeficiente de curvatura (c) pode ser seleccionado com base numa potência óptica desejada da lente, o material a partir da qual a lente é feita e a curvatura da superfície exterior da lente, de uma forma conhecida na técnica.

Com referência às figuras 2A e 2B, uma lente intra-ocular difractiva 34, de acordo com outra forma de realização do invento, inclui uma óptica 36 tendo uma superfície posterior 38 e uma superfície anterior 40 com uma pluralidade de estruturas difractivas na forma de zonas difractivas anulares sobrepostas num perfil de base 44 da superfície, que são envolvidas por uma parte periférica 45 que está desprovida de estruturas difractivas, de modo a proporcionar um foco afastado e um foco próximo para a luz transmitida através da lente. De forma 20 semelhante à forma de realização anterior, perfil de base 44 é asférico, com um grau escolhido de desvio de um perfil esférico putativo 46 que coincide com o perfil de base asférico em pequenas distâncias radiais da intersecção de um eixo óptico 48 da lente e da superfície anterior 40, tal como está ilustrado esquematicamente na figura 2B. O sistemas de coordenadas cartesianas ilustrado na figura 2B permite a demonstração da localização de um ponto na superfície anterior identificando a sua distância radial desde a intersecção do eixo óptico e da superfície anterior (isto é, a coordenada r) e o seu enviesamento (z) relativamente ao plano tangente ao perfil no seu vértice (isto é, a sua intersecção com o eixo óptico) e perpendicular ao eixo óptico.

Cada zona difractiva anelar está separada de uma zona adjacente por um patamar (por exemplo o patamar 50 separando a segunda zona da terceira zona) cuja altura diminui à medida que a distância da zona ao eixo óptico aumenta, proporcionando assim uma mudança gradual na divisão da energia óptica transmitida entre o foco próximo e o foco afastado da lente. Esta redução nas alturas do patamar melhora, com vantagem, os efeitos indesejados do encadeamento percebido como um halo ou anéis em torno de uma fonte de luz distante e distinta. Os passos estão posicionados nos limites radiais das zonas. Nesta forma de realização exemplificativa, a localização radial de um limite da zona pode ser determinado de acordo com a relação seguinte: rf - (2i +1)1/ Equaíion (4), em que i representa o número da zona (1=0 identifica a zona central) 21

Aidentifica o comprimento de onda do modelo, f é a distancia focal do foco próximo.

Nalgumas formas de realização, o comprimento de onda do modelo Aé escolhido para ser 550 nm de luz verde no centro da resposta visual. A altura do patamar entre zonas adjacentes, ou a altura vertical de cada elemento difractivo na zona limite pode ser definida de acordo com a relação seguinte: λ

Step heigfat = —-- fipedhe Equatioa (5), em que:

Arepresenta o comprimento de onda do modelo (por exemplo 550 nm) , n2 representa o índice de refracção do material de que é feita a lente, n1 representa o índice de refracção de um meio no qual a lente está colocada. e fapodize representa uma função de colocação à escala cujo valor diminui em função da distância radial crescente da intersecção do eixo óptico com a superfície anterior da lente.

Por exemplo, a função de colocação à escala pode ser definida pela relação seguinte: fcpojbv—í — —r-^~Y^,rin <n<>rwt Equaticn (6), (rma - ris) em que: ri representa a distância radial da zona número i, 22

Rin representa o limite interior da zona de apodização, tal como está ilustrado esquematicamente na figura 2A,

Rout representa o limite exterior da zona de apodização tal como está ilustrado esquematicamente na figura 2A, e exp é um valor escolhido com base na localização relativa da zona de apodização e uma redução desejada na altura do patamar do elemento difractivo. 0 expoente exp pode ser escolhido com base num grau desejado de mudança numa eficiência de difracção ao longo da superfície da lente. Por exemplo, exp pode assumir valores compreendidos entre cerca de 2 e cerca de 6.

Como outro exemplo a função de colocação à escala pode ser definida pela relação seguinte: fipaáát = 1 )3 Equatíon (7), rvt,·! em que: ri representa a distância radial da zona número i, e Rout representa o raio da zona de apodização.

Com referência de novo à figura 2A, nesta forma de realização exemplificativa cada patamar numa zona limite está centrado em torno do perfil de base 44 com metade da sua altura acima do perfil de base e a outra metade abaixo do perfil. Embora nesta forma de realização exemplificativa as alturas do patamar apresentem uma diminuição gradual contínua como função da distância crescente do eixo óptico, noutras formas de realização, um subconjunto das zonas pode apresentar as mesmas alturas de patamar nos seus limites respectivos, onde estas alturas do patamar podem ser diferentes das de outros limite da zona. Outros detalhes no que diz respeito à escolha das alturas do patamar podem ser encontrados na Patente US 5,699,142. 23

De forma semelhante às formas de realização anteriores, a asfericidade do perfil de base 44 da superfície anterior 40 da IOL 34 pode ser definida de acordo com a equação 3 acima. Os valores semelhantes aos descritos acima podem ser utilizados para a constante cónica e coeficientes de deformação de ordem superior. Em particular, a selecção de uma constante cónica diferente de 0 (cc) e um coeficiente de deformação de sexta ordem (ae) pode ser particularmente benéfica para melhorar o contraste da imagem em córneas que são mais esféricas do que o normal.

Para demonstrar a eficácia de uma lente intra-ocular difractiva asférica de acordo com os ensinamentos do invento, a figura 3A é um gráfico 52 ilustrando uma função de transferência de modulação (MTF) no foco calculada num modelo de olho para uma lente asférica semelhante à IOL ilustrada acima na figura 2A, tendo uma potência óptica de 21 D e uma superfície anterior asférica caracterizada por uma constante cónica (cc) de -5 e uma constante de deformação de sexta ordem (ae) de -0, 000005 a um comprimento de onda de 550 nm e um diâmetro de pupila de 4,5 mm (5,1 mm à entrada do olho), enquanto a figura 3B apresenta um gráfico 54 ilustrando uma MTF calculada correspondente para uma lente substancialmente idêntica que tem um perfil esférico, mais do que asférico. Uma comparação dos dois gráficos 52 e 54 mostra que a asfericidade da superfície anterior proporciona uma melhoria considerável na MTF e, consequentemente, no contraste da imagem, mesmo a frequências espaciais altas de 100 lp/mm, correspondendo a uma visão de 20/20.

Noutro conjunto de cálculos, as funções de transferência de modulação (MTF) a frequências espaciais de 50 lp/mm correspondendo a uma visão 20/40, assim como a 100 lp/mm, 24 correspondendo a uma visão de 20/20 foram calculadas para as seguintes cinco lentes intra-oculares difractivas modeladas teoricamente para diferentes factores de forma da córnea ao longo de um intervalo de valores de potência de lente. A potência óptica (no foco próximo) D, o raio de curvatura (ri) da superfície posterior esférica, o raio de curvatura (rd da superfície anterior no seu vértice, a espessura central (Ct) da lente, assim como os valores da constante cónica (cc) e da constante de deformação de sexta ordem (ae) para estas lentes modeladas teoricamente estão apresentados na tabela abaixo:

Tabela 1

Lente Potência (D) Rl (mm) Ct (mm) R2 (mm) CC ae A 16,5 16,5 0,553 -66,297 -8 -0,00001 B 19,5 16,5 0,615 -34,587 -10 -0,00001 C 23,5 13,5 0, 7 -29,523 -5 -0,000005 D 27, 5 11 0, 787 -28,186 -3,5 -0,000003 E 30 9 0,845 -37,411 -1,8 -0,000005 A figura 4 são uma pluralidade de gráficos ilustrando funções de transferência de modulação calculadas a 50 lp/mm e a uma dimensão de pupila de 4,5 mm para cada uma das lentes intra-oculares difractivas apodizadas e asféricas listadas na Tabela 1 acima, combinadas com córneas apresentando um intervalo de asfericidade - entre uma córnea esférica com uma constante corneana de 0 a uma tendo um achatamento sério com uma constante cónica corneana de -0,52, assim como um gráfico de controlo apresentando MTFs correspondentes para lentes substancialmente idênticas, mas com superfícies esféricas, mais 25 do que asféricas, combinadas com a córnea esférica. Mais particularmente, o gráfico 56 ilustra valores de MTF obtidos para uma tal lente esférica de controlo em combinação com uma córnea esférica, enquanto o outro gráfico 58 ilustra valores de MTF obtidos para cada uma das lentes esféricas A - E com uma córnea esférica. Uma comparação entre o gráfico 56 e o gráfico 58 mostra que as lentes esféricas A - E proporcionam um contraste de imagem muito melhor (os valores correspondendo às lentes asféricas são pelo menos um factor de 2, superior às lentes esféricas correspondentes) relativas às lentes esféricas substancialmente idênticas. Os gráficos 60 e 62 apresentam valores de MTF para cada uma das lentes A - E em combinação, respectivamente, com uma córnea apresentando uma asfericidade caracterizada por uma constante cónica de cerca de -0,26 - o nivel de asfericidade relatado muitas vezes para um olho médio - e uma córnea apresentando uma asfericidade caracterizada por uma constante cónica de cerca de -52 - um nível de achatamento corneano que minimiza a aberração esférica. Estes dados ilustrativos indicam que as lentes asféricas podem proporcionar um bom contraste de imagem, para uma grande gama de formas corneanas.

Os valores teóricos adicionais de MTF calculados a uma frequência espacial superior de 100 lp/mm e com um comprimento de onda de 550 nm e uma dimensão de pupila de 4,5 mm estão apresentados na figura 4B. Uma comparação entre o gráfico 64, apresentando valores de MTF correspondendo a lentes substancialmente idênticas às lentes acima A - E, mas com perfis esféricos combinados com córneas esféricas e o gráfico 66 apresentando valores de MTF correspondendo às lentes asféricas A - E combinadas com córneas esféricas, indica que as lentes asféricas proporcionam um contraste de imagem muito 26 superior, mesmo a uma frequência espacial muito mais elevada de 100 lp/mm, correspondendo a uma visão de 20/20. Dados semelhantes para lentes A - E em combinação com uma córnea apresentando uma asfericidade caracterizada por uma constante córnea de -0,26 e uma córnea caracterizada por uma constante córnea de -0,52 são também apresentados (gráficos 58 e 70) para ilustrar que as lentes asféricas A - E proporcionam um melhor contraste de imagem relativamente a um intervalo de condições corneanas mesmo com frequências espaciais elevadas.

Nos dados exemplificativos acima, foram apresentadas as funções de transferência de modulação (MTF) calculadas para lentes difractivas apodizadas. As MTF foram calculadas utilizando um procedimento de seguimento de raio no qual a variação da eficiência de difracção através das zonas difractivas é incorporada da forma descrita em maior detalhe abaixo. Em geral, os cálculos de MTF para uma lente difractiva apodizada, por exemplo uma tendo alturas de patamar difractivos que variam ao longo da superfície, são mais complexas do que os cálculos correspondentes para uma lente difractiva tendo dimensões de patamar uniformes ao longo de toda a superfície. Neste último caso, a MTF pode ser calculada de uma forma convencional e então colocada de novo à escala, assumindo que a luz que não é dirigida para o foco de interesse actua para reduzir o contraste de imagem. Os valores de contraste MTF podem ser multiplicados por uma eficiência de difracção, excepto para o ponto de 0 frequência espacial que é ajustado para a unidade. Isto é equivalente a assumir que o plano da imagem é iluminado por igual pela energia da luz que não está focada, com todas as frequências espaciais da luz desfocada representadas por igual. Embora, na prática, a luz desfocada tenha uma estrutura espacial no plano da imagem, está altamente 27 desfocada e, assim, não afecta significativamente a forma global da MTF. No primeiro caso, como foi referido acima, os princípios da óptica física deveriam ser utilizados para calcular propriedades ópticas de uma lente difractiva apodizada. Um processo do invento para calcular as propriedades ópticas de lentes difractivas apodizadas modela a apodização como níveis diferentes de redução na transmissão óptica através das zonas diferentes da lente.

Como exemplo, num processo exemplificativo de acordo com o invento para calcular uma MTF para um lente difractiva apodizada tendo alturas de patamar progressivamente decrescentes (por exemplo as lentes ilustradas esquematicamente na figura acima 2A) , as alturas do patamar são modeladas para corresponderem a eficiências de difracção locais, assumindo que a superfície da lente respectiva é uma graduação de difracção com uma distancia de percurso óptico adequado em cada patamar difractivo. Por exemplo, para calcular eficiências de difracção locais para uma lente tendo uma superfície anterior asférica, cujas alturas do patamar difractivo são caracterizadas pelas equações acima 5 e 7, a eficiência de difracção (de) para dirigir a luz para uma ordem de difracção no comprimento de onda do modelo (λ) é dada pelas equações seguintes 8 e 9, nas quais (a) é uma fracção do atraso de fase 2TTintroduzido num patamar tendo uma altura de patamar (h) e ni e n2 são os índices de refracção do material da lente e do meio envolvente, respectivamente: a-h*(m-ni)/À Equation (8), DE? - sinc2 (a - p) Equadon (9), 28 _δΐη(πχ) (frx) sinc(x)

Em que . ... Assim, a eficiência de difracção pode ser determinada em qualquer ponto na superfície utilizando a altura do patamar local proporcionada nas equações 5 e 7. Desta forma, a eficiência de difracção proporciona a fracção local da energia luminosa incidente que é dirigida para uma imagem de uma ordem especifica, proporcionando desta forma a função de transmissão de apodização efectiva.

Como exemplo, a eficiência de difracção da lente difractiva apodizada do exemplo, tendo alturas de patamar progressivamente decrescentes, ilustrada esquematicamente na figura 5 (a linha de base foi retirada por motivos de clareza) foi calculada utilizando a aproximação acima. A figura 6A ilustra gráficos correspondendo à eficiência de difracção fraccionária calculada para a ordem de nível 0 e primeira ordem, que corresponde ao foco afastado e próximo, respectivamente, como uma função da distância radial ao eixo óptico da lente. Como foi referido acima, a eficiência de difracção local define uma função de apodização da lente. No entanto, a energia total que é dirigida para um foco é exigida para colocar adequadamente de novo à escala uma MTF. Para isto, a eficiência de difracção pode ser integrada relativamente a uma abertura seleccionada, por exemplo uma área da pupila, para proporcionar a energia total dirigida para cada foco. Como exemplo, a figura 6B apresenta gráficos correspondendo à energia total dirigida para os pontos focais de ordem 0 e de primeira ordem das lentes exemplificativas em função do raio da pupila obtido por integração das eficiências de difracção ilustradas na figura 6A. 29 0 processo acima para calcular uma MTF de uma lente difractiva apodizada pode ser incorporado num programa de seguimento de raio, tal como o programa premium de seguimento de raio OSLO, comercializado pela Lambda Research Corporation, de Littelton, Massachusetts, EUA, para colocar de novo à escala os pontos de uma MTF calculada convencionalmente por uma fracção de energia gue é dirigida para um foco de interesse (para além do ponto de frequência espacial 0, que é ajustado para a unidade) para prestar contas da energia dirigida para as outras ordens.

Nalgumas formas de realização, a superfície tendo as estruturas difractivas pode ter uma curva de base esférica, e a outra superfície (isto é, a superfície sem estruturas difractivas) pode ter um grau de asfericidade seleccionado com base nos ensinamentos do invento, tais como os descritos acima.

Noutra forma de realização, uma lente intra-ocular difractiva apodizada (IOL) do invento, pode ter uma ou mais superfícies tóricas que apresentam duas potências ópticas diferentes ao longo de duas direcções de superfície ortogonais. Estas IOL tóricas podem ser utilizadas, por exemplo, para corrigir o astigmatismo. Pelo menos uma das superfície tóricas pode apresentar uma asfericidade ao longo de uma ou ambas as direcções ortogonais. Por exemplo, com referência à figura 7A, a superfície tórica numa das duas direcções (aqui identificadas com a coordenada x) pode ser caracterizada por um perfil asférico 72A tendo uma curvatura central Ri no seu vértice (isto é a intersecção de um eixo óptico da lente com a superfície) e um desvio seleccionado de um perfil esférico putativo que coincida substancialmente com o perfil asférico a pequenas distâncias radiais. Tal como está ilustrado na figura 7B, ao longo da outra direcção (aqui identificada com a 30 coordenada y) , um perfil 74A da superfície tórica pode ser caracterizado por uma curvatura central R2 que é diferente de Ri, e um desvio escolhido de um perfil esférico putativo 72b que coincide substancialmente com o perfil asférico em pequenas distâncias radiais. A superfície tórica, tendo uma asfericidade ao longo de uma ou ambas as duas direcções de superfície ortogonais, pode também incluir estruturas difractiva uniformes ou não uniformes, com uma zona de apodização, tal como as estruturas ilustradas na forma de realização anterior. Alternativamente, a superfície tórica apresentando uma asfericidade pode ser a superfície da lente que é desprovida de estruturas difractivas. Nalgumas formas de realização, ambas as superfícies de lente de uma lente tórica (isto é, a que tem estruturas difractivas e aquela às quais faltam estas estruturas) pode apresentar um grau escolhido de asfericidade numa ou ambas as direcções de superfície ortogonais.

Embora as formas de realização estejam voltadas para as lentes intra-oculares, deverá entender-se que os ensinamentos do invento, incluindo a utilização de perfis de superfície asféricas para melhorar o contraste de imagem, podem ser aplicados a outras lentes oftálmicas difractivas apodizadas, como por exemplo lentes de contacto.

Os que têm experiência média na técnica tomarão em consideração que podem ser feitas várias modificações às formas de realização acima, sem que se afastem do âmbito do invento.

Lisboa, 3 de Maio de 2010. 31

Claims (14)

1. REIVINDICAÇÕES 1. Lente difractiva apodizada (34) compreendendo: um elemento óptico (36) tendo uma superfície anterior (40) e uma superfície posterior (38) tendo cada uma um perfil de base (44), a dita superfície anterior tendo uma pluralidade de estruturas difractivas anelares ou concêntricas (42) sobrepostas no dito perfil de base em torno de um eixo óptico (48) dentro da sua zona de apodização, caracterizada por a pelo menos uma dita superfície anterior ou posterior ter uma forma tórica com dois valores de potência óptica diferentes ao longo de duas direcções ortogonais ao longo da superfície de modo a gerar um foco afastado e um foco próximo e a apresentar um perfil de base asférico (72a) ao longo de pelo menos uma das ditas direcções de superfície.
2. 2. Lente de acordo com a reivindicação 1, na qual a dita zona de apodização da superfície da lente é envolvida por uma porção da superfície da lente (45) substancialmente desprovida de estruturas difractivas (42).
3. 3. Lente de acordo com as reivindicações 1 ou 2, na qual as dias estruturas difractivas (42) estão separadas uma da outra por uma pluralidade de patamares (50) tendo alturas substancialmente uniformes.
4. 4. Lente de acordo com as reivindicações 1 ou 2, na qual as ditas estruturas difractivas (42) estão separadas de uma estrutura próxima por um patamar (50) tendo uma altura que diminui progressivamente em função da distância a partir de um eixo central (48) da dita óptica.
5. 5. Lente de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, na qual o dito perfil de base asférico (72a) é caracterizado pela relação seguinte:

   em que Z representa um enviesamento da superfície paralela a um eixo (z), por exemplo o eixo óptico, perpendicular à superfície, c representa a curvatura no vértice da superfície, cc representa um coeficiente cónico, R representa uma posição radial sobre a superfície, ad representa um coeficiente de deformação de quarta ordem, e ae representa um coeficiente de deformação de sexta ordem.
6. 6. Lente de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, na qual a dita lente compreende uma lente intra-ocular (IOL).
7. 7. Lente de acordo com a reivindicação 6, na qual um sistema óptico compreendendo a dita lente intra-ocular e o olho de um paciente no qual a dita lente intra-ocular é implantada apresenta uma função de transferência de modulação (MTF) superior a cerca de 0,2, o cálculo sendo efectuado num modelo de olho numa frequência espacial de cerca de 50 2 lp/mm, um comprimento de onda de cerca de 550 nm e uma dimensão de pupila de cerca de 4,5 mm.
8. 8. Lente de acordo com a reivindicação 6, na qual um sistema óptico compreendendo a dita lente intra-ocular e o olho de um paciente no qual a dita lente intra-ocular é implantada apresenta uma função de transferência de modulação (MTF) superior a cerca de 0,1, o cálculo sendo efectuado num modelo de olho numa frequência espacial de cerca de 100 lp/mm, um comprimento de onda de cerca de 550 nm e uma dimensão de pupila de cerca de 4,5 mm.
9. 9. Lente de acordo com a reivindicação 6, na qual um sistema óptico compreendendo a dita lente intra-ocular e o olho de um paciente no qual a dita lente intra-ocular é implantada apresenta uma função de transferência de modulação (MTF) superior a cerca de 0,2, o cálculo sendo efectuado num modelo de olho numa frequência espacial de cerca de 100 lp/mm, um comprimento de onda de cerca de 550 nm e uma dimensão de pupila de cerca de 4 mm.
10. 10. Lente intra-ocular de acordo com a reivindicação 9, na qual a dita MTF é superior a 0,3.
11. 11. Lente intra-ocular de acordo com a reivindicação 9, na qual a dita MTF é superior a 0,4.
12. 12. Lente intra-ocular de acordo com a reivindicação 9, na qual a dita MTF está compreendida entre 0,2 e 0,5.
13. 13. Lente de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, na qual a dita lente compreende uma lente de contacto.
14. 14. Lente de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 13, na qual a dita óptica é feita em qualquer um dos materiais polímeros acrílico, silicone ou hidrogel. Lisboa, 3 de Maio de 2010. 4