ABERRAÇÕES OCULARES ASSOCIADAS AO USO DE LENTES DE CONTACTO HIDROFÍLICAS MENSAIS

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1 ABERRAÇÕES OCULARES ASSOCIADAS AO USO DE LENTES DE CONTACTO HIDROFÍLICAS MENSAIS Estudo Clínico Inês Rebordão Pereira Batista Dissertação para obtenção do grau de mestre em Engenharia Biomédica Júri Presidente: Prof.ª Maria Teresa Haderer de la Peña Stadler Orientadores: Prof. Manuel Monteiro Grillo Prof. João Alberto dos Santos Mendanha Dias Vogal: Prof. Carlos Marques Neves Setembro de 2007

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3 Agradecimentos A todos os voluntários que participaram neste estudo. A todos os colegas, amigos e família que me apoiaram, nomeadamente a David Afonso, Ricardo Farinha, João Fernandes e Renato Alves. Um agradecimento especial é também dirigido a Filipa Viola, por todo o apoio e ajuda. Ao pessoal da Clínica ALM OFTALMOLASER onde tiveram lugar os testes que serviram de base a este estudo, com um agradecimento especial ao Pedro Reis, que realizou todas as medições. Aos Professores Mendanha Dias e Monteiro Grillo, que me orientaram e apoiaram. 2

4 Resumo Objectivos: Este estudo clínico teve como objectivo determinar quais as alterações nas qualidades do mapa da frente de onda e da imagem retiniana em olhos com lentes de contacto extraoculares, à medida que o tempo de uso dessas lentes aumenta. Método: Foram medidas as aberrações dos olhos de 8 voluntários, com e sem lentes colocadas e para diferentes tempos de uso das lentes, com um Aberrómetro de Hartmann-Shack. Os dados recolhidos foram tratados utilizando métricas do plano pupilar e do plano da imagem. Resultados: Os resultados obtidos apresentam uma tendência para as qualidades do mapa da frente de onda e da imagem retiniana serem menores para um maior uso das lentes de contacto, mesmo que não se verifiquem aumentos naturais da quantidade de aberrações presentes nos olhos dos voluntários. Adicionalmente, procedeu-se a uma análise da variação da presença de aberrações oculares, entre casos sem e com lentes colocadas, tendo-se verificado uma tendência para que determinadas aberrações de ordem superior, nomeadamente aberrações anti-rotacionais, aumentem ao colocar as lentes. Conclusões: Apesar de se ter verificado uma diminuição das qualidades do mapa da frente de onda e da imagem retiniana para lentes de contacto mais usadas, essa diminuição não justifica a não utilização de lentes para correcção de erros refractivos. Sugere sim, uma necessidade de averiguar o porquê dessa menor performance óptica das lentes, à medida que vão sendo usadas, e de quantificar essa diminuição. Assim, os vários estudos que se venham a desenvolver sobre este tema, e outros relacionados, permitarão que o cada vez maior número de utilizadores de lentes de contacto extraoculares possa ver aumentada a qualidade da sua visão e a satisfação relativa ao seu uso. Conceitos-chave: Aberrações oculares, diâmetro pupilar, lentes de contacto, métricas, variações. 3

5 Abstract Purpose: The aim of this clinical study was to determine how the wavefront s and the retinal image s qualities, of eyes with extraocular contact lenses, are modified as the time of use of the lenses increases. Method: The aberrations of the eyes of 8 volunteers were measured, with and without lenses and for different time of use of the lenses, with a Hartmann-Shack Aberrometer. The collected data was then analyzed with the use of pupil plane and image plane metrics. Results: The results present a trend for the wavefront map s and the retinal image s qualities to decrease when comparing data obtained with less used and more used lenses, even if the amount of the eye s natural aberrations does not increase. Additionally, it was analyzed the presence of ocular aberrations variation between cases without and with lenses and it was verified a trend to higher order aberrations, specially the anti-rotational ones, increase when placing the lenses. Conclusions: Despite the verified decrease of the wavefront map s and the retinal image s qualities, as the lenses are more used, such does not justify not using the contact lenses to correct refractive errors. Such decrease suggests a need to find out why the lenses optical performance decreases and a need to quantify that decrease. Thus, the several studies concerning this issue, and other related, will allow the increasing number of contact lenses users to become more satisfied, as the quality of their vision increases throughout the lenses lifespan. Key-concepts: Ocular aberrations, contact lenses, metrics, pupil diameter, variations. 4

6 Índice Agradecimentos... 2 Resumo... 3 Abstract... 4 Índice... 5 Lista de Figuras... 8 Lista de Tabelas Lista de Abreviaturas Introdução Capítulo I Bases Teóricas Introdução Visão Anatomia e Fisiologia do olho humano Processo de formação da imagem Refracção dos raios de luz Acomodação Constricção da pupila Convergência Acuidade visual Aberrações oculares Tipos de aberrações Aberrações cromáticas Aberrações monocromáticas (ou geométricas) Aberrómetro de Hartmann-Shack Reconstrução de frentes de onda - Polinómios de Zernike Medição da qualidade visual Point Spread Function (PSF) Modulation Transfer Function (MTF)

7 4. Lentes de contacto Evolução histórica Classificação das lentes de contacto Por função Pelo material de fabrico Pelo padrão de uso Pela geometria Prescrição Complicações associadas ao uso de lentes Capítulo II Estudo Clínico Introdução Método Definição inicial de parâmetros Material utilizado Características da população estudada Definição das métricas a utilizar Análise e comparação da magnitude dos coeficientes de Zernike Método da pupila crítica Raiz quadrada do segundo momento de distribuição de luz (baseada na qualidade da PSF) Área da MTF Resultados Comparação entre medições realizadas sem e com lentes Análise ao longo do tempo de uso das lentes Análise da variação das diferentes métricas para os casos pertencentes ao Grupo Análise da variação das diferentes métricas para os casos pertencentes ao Grupo Capítulo III - Conclusões Bibliografia Anexo I

8 Anexo II Anexo III

9 Lista de Figuras Figura 1. Representação esquemática de um corte sagital de um olho humano e identificação das três camadas que o constituem: a camada mais externa ou túnica fibrosa, constituída pela córnea e a esclerótica, a camada intermédia ou túnica vascular, composta pela coróide, o corpo ciliar e a íris, e a camada interna, ou retina Figura 2. Representação esquemática simplificada do modo como as imagens são focadas na retina e comparação com o que acontece com uma máquina fotográfica Figura 3. Representação esquemática do processo de acomodação do olho Figura 4. Representação esquemática do percurso percorrido pela informação visual, desde os olhos até ao cérebro Figura 5. Representação esquemática do ângulo visual que deve ser ocupado por um optotipo, no caso de "visão padrão" e exemplo de Quadro de Snellen Figura 6. Representação esquemática de olho com miopia e do mesmo olho com a aberração corrigida com uma lente côncava Figura 7. Representação esquemática de um olho com hipermetropia e do mesmo olho com a aberração corrigida com uma lente convexa Figura 8. Representação esquemática do modo de funcionamento de um aberrómetro de Hartmann- Shack Figura 9. Representação esquemática e exemplificativa do padrão de pontos captado pelo detector CCD, nos casos ideal (olho sem aberrações) e com frente de onda aberrada Figura 10. Representação gráfica das frentes de onda das aberrações individuais correspondentes aos primeiros 15 polinómios de Zernike Figura 11. Lente de contacto feita a partir de vidro soprado, pelo alemão Muller Sohne, em Figura 12. Lentes de contacto cosméticas de cores diferentes Figura 13. Menu interactivo disponibilizado pelo programa desenvolvido por Filipa Viola e utilizado neste estudo para análise dos dados devolvidos pelo Aberrómetro de Hartmann-Shack Figura 14. Representação gráfica da distribuição do poder refractivo esférico das lentes de contacto, em dioptrias Figura 15. Mapas da frente de onda obtidos para o olho direito do voluntário IB, com uma lente mais usada e uma lente menos usada. Apresentam-se também os mapas obtidos após aplicação da métrica 2 aos mapas anteriores Figura 16. Representação de duas PSF de diferente qualidade: a da esquerda, mais compacta (more compact) e com elevado contraste (high contrast), apresenta maior qualidade que a da direita, menos compacta (less compact) e de baixo contraste (low contrast)

10 Figura 17. Representação das PSF s obtidas para o olho esquerdo do voluntário IB, com uma lente menos usada e uma lente mais usada Figura 18. Representação gráfica, detalhada, das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes ao coma total e à aberração esférica de 4.ª ordem e das somas dos valores absolutos dos coeficientes de Zernike associados a aberrações de ordem superior (de todas as aberrações de ordem superior até à ordem 20 e de todas até à ordem 20 - excepto os comas e a aberração esférica), em função de intervalos das variações dos raios pupilares, para os casos em que se comparam medições sem e com lentes colocadas Figura 19. Mapa da frente de onda a duas dimensões e representações da PSF e do Quadro de Snellen correspondentes, de um dos testes realizados ao olho esquerdo do voluntário DA, com a respectiva lente colocada Figura 20. Mapa da frente de onda a duas dimensões e representações da PSF e do Quadro de Snellen correspondentes, do teste realizado ao olho direito do voluntário MS1, com a respectiva lente colocada Figura 21. Mapa da frente de onda a duas dimensões e representações da PSF e do Quadro de Snellen correspondentes, do teste realizado ao olho direito do voluntário MS1, com a respectiva lente colocada, com o coeficiente de Zernike correspondente à desfocagem anulado Figura 22. Mapas tridimensionais da frente de onda, obtidos para a medição realizada com lente ao olho direito do voluntário MS1, após anulação de todos os coeficientes de Zernike excepto o associado à desfocagem ou o correspondente à aberração esférica de 4.ª ordem Figura 23. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes à desfocagem, aos astigmatismos (segundo x e segundo y) e das somas dos valores absolutos dos CZ associados às aberrações de ordem inferior, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e para intervalos bem definidos das variações do raio pupilar Figura 24. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes aos comas (segundo x e segundo y), à aberração esférica de 4.ª ordem e à soma dos valores absolutos dos CZ de superior (de todas as aberrações de ordem superior e de todas excepto comas e aberração esférica), para os casos pertencentes ao Grupo 1 e para intervalos bem definidos das variações do raio pupilar Figura 25. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes à desfocagem, aos astigmatismos primários (segundo x e y) e à soma dos valores absolutos dos CZ de ordem inferior, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e em função do intervalo, em dias, entre as medições Figura 26. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes aos comas (segundo y e segundo x), à aberração esférica de quarta ordem e das médias das variações das somas dos valores absolutos dos CZ de ordem superior (todas e todas excepto comas e aberração esférica), para os casos pertencentes ao Grupo 1 e em função do intervalo, em dias, entre as medições Figura 27. Representação gráfica das distribuições das médias aritméticas das variações da métrica Método da Pupila Crítica, para diferentes intervalos das variações do raio pupilar, para os 16 casos pertencentes ao Grupo

11 Figura 28. Representação gráfica das distribuições das médias aritméticas das variações da métrica Método da Pupila Crítica, em função do intervalo entre medições (em dias), para os 16 casos pertencentes ao Grupo Figura 29. Representação gráfica, detalhada, das variações da métrica 3, em função do raio pupilar, para os 16 casos do Grupo Figura 30. Representação gráfica, detalhada, das médias aritméticas das variações da métrica 3, em função do intervalo entre as medições, para os 16 casos do Grupo Figura 31. Representação gráfica, detalhada, das variações das área das MTF s (segundo x mtf_x e segundo y mtf_y), em função do raio pupilar, para os 16 casos do Grupo Figura 32. Representação gráfica, detalhada, das médias aritméticas das variações das áreas das MTF s, em função do intervalo entre as medições, para os 16 casos pertencentes ao Grupo Figura 33. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes à desfocagem, aos astigmatismos primários (segundo x e y) e à soma dos valores absolutos dos CZ de ordem inferior, para os casos pertencentes ao Grupo 2 e para os diferentes intervalos de variação do raio pupilar considerados Figura 34. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes aos comas (segundo y e segundo x), à aberração esférica de quarta ordem e à soma dos valores absolutos dos CZ de aberrações de ordem superior (todas e todas excepto comas e aberração esférica), para os casos pertencentes ao Grupo 2 e para os diferentes intervalos de variação do raio pupilar considerados Figura 35. Representação gráfica das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes à desfocagem, aos astigmatismos primários (segundo x e y), à soma dos valores absolutos dos CZ de ordem inferior, aos comas (segundo y e segundo x), à aberração esférica de 4.ª ordem e à soma dos valores absolutos dos CZ associados a aberrações de ordem superior (todas e todas excepto comas e aberração esférica), para os casos pertencentes ao Grupo 2 e para os diferentes intervalos entre medições (em meses) Figura 36. Representação gráfica da distribuição das médias aritméticas das variações da métrica Método da Pupila Crítica, para diferentes intervalos das variações do raio pupilar, para os 10 casos pertencentes ao Grupo Figura 37. Representação gráfica da distribuição das médias aritméticas das variações da métrica Método da Pupila Crítica, em função do intervalo entre medições, para os 10 casos pertencentes ao Grupo Figura 38. Representação gráfica das variações da métrica 3, em função do raio pupilar, para os 10 casos pertencentes ao Grupo Figura 39. Representação gráfica das médias aritméticas das variações da métrica 3, em função do intervalo entre as medições (em meses), para os 10 casos pertencentes ao Grupo Figura 40. Representação gráfica das variações da área das MTF s (segundo x mtf_x e segundo y mtf_y), em função do raio pupilar, para os 10 casos pertencentes ao Grupo

12 Figura 41. Representação gráfica das médias aritméticas das variações da área das MTF s, em função do intervalo entre as medições (em meses), para os 10 casos pertencentes ao Grupo Figura 42. Pormenor da representação gráfica da correlação entre os valores das variações das áreas das MTF s (segundo y mtf_y e segundo x mtf_x), para os casos pertencentes ao Grupo Figura 43. Pormenor da representação gráfica da correlação entre os valores das variações das áreas das MTF s (segundo y mtf_y e segundo x mtf_x), para os casos pertencentes ao Grupo

13 Lista de Tabelas Tabela 1. Listagens dos principais dados relacionados com a refracção das diferentes estruturas do globo ocular Tabela 2. Listagens dos primeiros 15 polinómios de Zernike e respectivas aberrações oculares Tabela 3. Listagem de dados técnicos relevantes do aberrómetro utilizado neste estudo Tabela 4. Características das lentes de contacto utilizadas pelos voluntários do estudo Tabela 5. Listagem dos dados referentes às lentes tóricas alvo de estudo Tabela 6. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar e das médias aritméticas dos diferentes parâmetros considerados, para os casos em que se comparam medições sem e com lentes colocadas Tabela 7. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar e das médias aritméticas das variações referentes aos CZ de ordem inferior consideradas, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e para intervalos bem definidos de variação do diâmetro pupilar Tabela 8. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar e das médias aritméticas das variações referentes aos CZ de ordem superior consideradas, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e para intervalos bem definidos de variação do diâmetro pupilar Tabela 9. Listagem do número de casos compreendido entre cada intervalo entre medições e das médias aritméticas das variações referentes aos CZ de ordem inferior, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e em função do intervalo, em dias, entre cada par de medições considerado Tabela 10. Listagem do número de casos compreendido entre cada intervalo entre medições e das médias aritméticas das variações referentes aos CZ de ordem superior, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e em função do intervalo, em dias, entre cada par de medições considerado Tabela 11. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas das variações da métrica Método da Pupila Crítica e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 12. Listagem do número de casos compreendido para diferentes intervalos entre medições (em dias), das médias aritméticas das variações da métrica 2 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 13. Listagem do número de casos compreendido para diferentes intervalos entre medições, das médias aritméticas das variações da métrica 3 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 14. Listagem do número de casos compreendido para diferentes intervalos entre medições, das médias aritméticas das variações da métrica 4 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 15. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar e das médias aritméticas das variações referentes aos CZ de ordem inferior, para os casos pertencentes ao Grupo

14 Tabela 16. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar e das médias aritméticas das variações referentes aos CZ de ordem superior, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 17. Listagem do número de casos compreendido em cada um dos intervalos entre medições, em meses, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos do Grupo Tabela 18. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas das variações da métrica 2 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos do Grupo Tabela 19. Listagem do número de casos compreendido para diferentes intervalos entre medições, das médias aritméticas das variações da métrica 2 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos do Grupo Tabela 20. Listagem do número de casos compreendido nos diferentes intervalos entre medições, das médias aritméticas das variações da métrica 3 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 21. Listagem do número de casos compreendido nos diferentes intervalos entre medições (em meses), das médias aritméticas das variações da métrica 4 e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 22. Listagem das características das lentes utilizadas pelos diferentes voluntários Tabela 23. Listagem das medições realizadas com e sem lentes colocadas, aos dois olhos de cada voluntário, que serviram de base à análise da variação de aberrações entre os casos sem e com lentes Ponto Tabela 24. Listagem das medições realizadas com lentes colocadas, aos dois olhos de cada voluntário, que serviram de base à análise da variação de aberrações ao longo do tempo de uso das lentes, para os casos do Grupo 1 e do Grupo 2 Ponto Tabela 25. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas dos diferentes parâmetros considerados e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos em que se comparam medições sem e com lentes colocadas Tabela 26. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ consideradas e dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e para intervalos bem definidos de variação do diâmetro pupilar Tabela 27. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ consideradas e dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e para intervalos bem definidos de variação do diâmetro pupilar continuação Tabela 28. Listagem do número de casos compreendido entre cada intervalo entre medições, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e em função do intervalo, em dias, entre cada par de medições considerado

15 Tabela 29. Listagem do número de casos compreendido entre cada intervalo entre medições, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo 1 e em função do intervalo, em dias, entre cada par de medições considerado continuação Tabela 30. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo Tabela 31. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos pertencentes ao Grupo 2 continuação Tabela 32. Listagem do número de casos compreendido em cada um dos intervalos entre medições, em meses, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos do Grupo Tabela 33. Listagem do número de casos compreendido em cada um dos intervalos entre medições, em meses, das médias aritméticas das variações referentes aos CZ e dos valores dos desvios padrão (DP) associados, para os casos do Grupo 2 continuação

16 Lista de Abreviaturas CCD Charge Coupled Device (Dispositivo de Carga Acoplada). CR Critério de Repetibilidade. CZ Coeficientes de Zernike. DP Desvio padrão. MTF Modulation Transfer Function (Função de Transferência da Modulação). PMMA Poli (metil-metacrilato). PSF Point Spread Function (Função de Espalhamento de um Ponto). RMS Root-Mean-Squared. RPG Rígidos Permeáveis aos Gases. SLD Super Luminescent Diode (Díodo Super Luminescente). 15

17 Introdução Devido às várias vantagens que as lentes de contacto extraoculares oferecem - são menos afectadas por ambientes molhados, não embaciam, fornecem um campo de visão mais alargado e são particularmente indicadas para a prática de desportos -, o seu uso tem-se tornado extremamente popular nas últimas décadas, essencialmente entre os jovens e adultos e principalmente como substituição de óculos para correcção de erros refractivos. Devido a este crescente sucesso, cada vez mais os especialistas focam a sua atenção nestes dispositivos e nas suas características, tendo sempre sido conferido algum destaque ao modo como o uso de (diferentes tipos de) lentes de contacto influencia a presença e variação de diferentes aberrações ópticas. Uma das questões que surgiu ao ler a diferente bibliografia referente a este tema, e sendo também uma utilizadora de lentes de contacto, prendia-se com a presença e variação de diferentes aberrações ópticas, mas como tal varia ao longo do tempo de uso das lentes. Tal questão surge visto que vários utilizadores se queixam de que a qualidade da visão vai piorando à medida que as lentes de contacto vão sendo usadas, algo que não se esperava que acontecesse durante o tempo de vida útil das lentes. Esta problemática serviu como ponto de partida para a formulação do objectivo principal deste trabalho: determinar, de modo objectivo, como varia a qualidade da imagem vista pelos utilizadores de lentes de contacto, ao longo do tempo de uso das mesmas. Para tal, foi desenvolvido um estudo clínico em que se mediram, com o auxílio de um Aberrómetro de Hartmann-Shack, as aberrações ópticas monocromáticas de olhos de voluntários utilizadores de lentes de contacto hidrofílicas mensais, ao longo do tempo de uso das mesmas. Note-se que o inicialmente desejado era realizar este tipo de estudo com utilizadores de diferentes tipos de lentes de contacto, de modo a poder comparar e/ou generalizar resultados, mas tal não foi possível devido à falta de voluntários. Paralelamente, foi analisada a variação da presença de aberrações oculares, nomedamente de ordem superior, entre casos sem e com lentes colocadas. O trabalho que se segue começa por apresentar os princípios e conceitos teóricos que serviram de base a este trabalho (além da variadíssima bibliografia disponível referente a outros estudos, levados a cabo por especialistas, sobre lentes de contacto e aberrações ópticas) Capítulo I. A este primeiro capítulo, segue-se um Capítulo II em que são descritas as características do estudo clínico realizado (definição inicial de parâmetros, material utilizado e características da população estudada) e são apresentados e analisados os resultados, recorrendo-se ao uso de diferentes métricas e a um Programa de Simulação da Acuidade Visual, desenvolvido em MATLAB por Filipa Viola [1]. Conclusões retiradas deste estudo são apresentadas no último capítulo Capítulo III. 16

18 Capítulo I Bases teóricas 17

19 1. Introdução No primeiro capítulo deste trabalho são apresentados os conceitos teóricos que lhe serviram de base. Descrevem-se, como ponto de partida, aspectos referentes à visão humana, nomeadamente aspectos da anatomia e fisiologia do olho humano e do processo de formação de imagem, apresentando-se também o conceito de acuidade visual o modo subjectivo de medição da qualidade da função visual mais usado a nível clínico. O segundo ponto deste capítulo é dedicado ao conceito de aberrações oculares, sendo apresentados os diferentes tipos de aberrações e em que é conferida especial atenção ao grupo de aberrações monocromáticas. São ainda descritos o modo de funcionamento e princípios base do Aberrómetro de Hartmann-Shack, um dos instrumentos mais utilizados em Oftalmologia para medição das aberrações monocromáticas, e apresentam-se algumas das métricas objectivas que permitem medir a influência das aberrações oculares na qualidade visual. O último ponto centra-se na apresentação de aspectos e conceitos relacionados com lentes de contacto: evolução histórica, classificação dos diferentes tipos de lentes, modo de prescrição e complicações associadas. 18

20 2. Visão Formada através de um sistema complexo, que inclui não só a capacidade de detectar luz e imagens mas também de as interpretar, a visão representa um dos cinco sentidos que conferem a inúmeros seres vivos, nomeadamente ao Homem, a capacidade de percepcionarem e se relacionarem com o que acontece no Mundo que os rodeia Anatomia e Fisiologia do olho humano Responsável por proporcionar o sentido da visão, o olho humano representa um complexo sistema óptico, capaz de detectar luz e transformar essa percepção em impulsos eléctricos, a serem processados e interpretados a nível cerebral. Este orgão tem, na idade adulta, um diâmetro antero-posterior (sagital) entre 24 e 25 mm e um diâmetro transversal, ao nível do equador, de aproximadamente 24 mm, sendo uma esfera ligeiramente assimétrica. Estas dimensões são aproximadamente constantes, variando apenas um ou dois milímetros entre diferentes indivíduos [2]. Figura 1. Representação esquemática de um corte sagital de um olho humano e identificação das três camadas que o constituem: a camada mais externa ou túnica fibrosa, constituída pela córnea e a esclerótica, a camada intermédia ou túnica vascular, composta pela coróide, o corpo ciliar e a íris, e a camada interna, ou retina [3]. (Adaptado) A camada mais externa do globo ocular, também designada por túnica fibrosa, é constituída pela córnea e a esclerótica. A primeira, uma camada fibrosa transparente não vascularizada, cobre a porção colorida do olho, a íris, recebendo e refractando a luz, o que permite obter imagens claras. A esclerótica, comummente conhecida como o branco do olho, é uma camada de tecido conjuntivo denso que cobre todo o globo ocular à excepção da córnea. Dá forma ao olho e torna-o mais rígido, protegendo as suas porções internas. 19

21 A um nível intermédio, encontra-se a chamada túnica vascular, composta pela coróide, o corpo ciliar e a íris. A coróide, ou coroideia, uma membrana fina que assenta sob a maioria da superfície interna da camada esclerótica, contém inúmeros vasos sanguíneos que fornecem à retina o sangue necessário. O corpo ciliar (designação da coróide na porção frontal do olho) é constituído por processos ciliares dobras na superfície interna do corpo ciliar, cujos capilares segregam um fluido aquoso, o humor aquoso e pelo músculo ciliar músculo liso que altera a forma do cristalino para visão ao perto ou visão ao longe. A íris representa a porção colorida do globo ocular e é constituída por fibras musculares lisas, circulares e radiais. Estas fibras, controladas pelo sistema nervoso autónomo, permitem regular a quantidade de luz que entra no olho: contraem quando o olho é estimulado com luz brilhante e dilatam quando o olho se ajusta a luz mais fraca. A abertura central da íris designa-se por pupila. A camada mais interna do globo ocular, a retina, cobre os ¾ posteriores do olho e é constituída por duas porções: um epitélio pigmentado (porção não visual) e uma porção neuronal (visual). O primeiro é, essencialmente, uma folha epitelial que contém melanina, depositada entre a coróide e a porção neuronal da retina. A melanina, também existente na coróide, absorve os raios de luz difusos, prevenindo fenómenos de reflexão e difusão de luz dentro do olho. A porção neuronal da retina é uma estrutura de múltiplas camadas camada fotorreceptora, camada de células bipolares e camada de células ganglionares, separadas por camadas sinápticas onde têm lugar os contactos sinápticos que se desenvolve a partir de tecido cerebral e que processa a informação visual de modo extensivo, antes de transmitir ao tálamo os respectivos impulsos nervosos. Localizados na camada fotorreceptora, estão dois tipos de células altamente especializadas na detecção de luz: os bastonetes, que permitem ver em situações com pouca luz e não fornecem visão colorida, e os cones, estimulados por luz mais brilhante e responsáveis por uma visão colorida, altamente precisa. Os cones concentram-se mais densamente na fóvea, uma pequena depressão no centro da mácula lútea (ou ponto amarelo) que representa, assim, a área de maior resolução visual. À medida que a distância à fóvea aumenta, a densidade de cones diminui, diminuindo também a capacidade de resolução espacial da retina neuronal. Contrariamente aos cones, os bastonetes estão ausentes da fóvea, aumentando em número em direcção à periferia da retina. A partir destes fotorreceptores, a informação é transmitida às células bipolares e, posteriormente, às células ganglionares, cujos axónios se estendem até ao chamado disco óptico (ponto cego; não contém cones nem bastonetes), de onde saem formando o nervo óptico. No interior do globo ocular, existem ainda uma estrutura, o cristalino, e duas cavidades, a cavidade anterior e a cavidade vítrea, que importa mencionar. O cristalino é uma estrutura transparente, constituída por numerosas camadas de fibras proteicas e elásticas, que foca os raios de luz na retina. Esta estrutura é mantida na posição correcta por um conjunto de ligamentos, que a prendem ao músculo 20

22 ciliar. A cavidade anterior, tal como o nome indica, localiza-se anteriormente ao cristalino e está cheia de humor aquoso (fluido aquoso semelhante ao fluido cerebroespinal) que ajuda a manter a forma do globo ocular, além de fornecer oxigénio e nutrientes ao cristalino e à córnea. Localizada por detrás do cristalino, a cavidade vítrea contém o chamado corpo vítreo (ou humor vítreo): uma substância clara e gelatinosa que ajuda a prevenir colapsos do globo ocular, mantendo a retina empurrada contra a coróide. Ao contrário do humor aquoso, que é alvo de constante reposição, esta substância é formada durante a vida embrionária e não é mais substituída [4] Processo de formação da imagem No que diz repeito ao processo de formação de imagem, o olho é semelhante a uma câmara fotográfica (ver Figura 2): os elementos ópticos focam a imagem dos objectos num filme sensível à luz, a retina, assegurando que a exposição à luz é a correcta. As imagens focadas na retina estão duplamente invertidas (de pernas para o ar e com uma inversão da direita para a esquerda: a luz do lado direito de um objecto atinge o lado esquerdo da retina e vice-versa). No entanto, o cérebro aprende desde cedo a coordenar a imagem visual com a orientação dos objectos, o que nos permite ter uma percepção do Mundo como ele é. Figura 2. Representação esquemática simplificada do modo como as imagens são focadas na retina e comparação com o que acontece com uma máquina fotográfica [5]. Para perceber o melhor possível o modo como se formam na retina imagens claras, é necessário entender três processos elementares: refracção de luz pelo cristalino e pela córnea, alteração na forma do cristalino e convergência [4]. 21

23 Refracção dos raios de luz A refracção de luz ocorre na fronteira entre dois meios transparentes diferentes, portanto, com diferente índice de refracção. O índice de refracção (n), é uma relação entre a velocidade da luz num determinado meio ( ) e a velocidade da luz no vácuo (c=3x10 8 m/s): (1) Cerca de 75% da refracção total que ocorre ao nível do olho, dá-se nas superfícies anterior e posterior da córnea. Além disso, ambas as superfícies do cristalino refractam também os raios luminosos, de modo a que estes sejam focados exactamente na retina. Na tabela seguinte apresentamse, de modo sistemático, os dados referentes à refracção total que acontece no olho: Estrutura Índice de refracção (n) Tipo de refracção Observações Interface ar córnea 1.38 Convergente Principal meio refractivo Interface córnea-humor aquoso 1.33 Divergente Único meio divergente Cristalino 1.40 Convergente -- Corpo vítreo Tabela 1. Listagens dos principais dados relacionados com a refracção das diferentes estruturas do globo ocular [6]. (Adaptado) Quando um objecto se encontra a mais de seis metros de um observador, os raios de luz reflectidos pelo objecto até ao olho são aproximadamente paralelos e as curvaturas da córnea e do cristalino focam a imagem exactamente na retina. No entanto, os raios de luz de objectos a menos de seis metros de distância são divergentes, tendo que ser mais refractados para que sejam focados na retina. Esta refracção adicional é conseguida através de alterações na forma do cristalino, por um processo denominado de acomodação Acomodação A superfície convexa de uma lente refracta raios de luz, uns em direcção aos outros, de modo a que, eventualmente, se intersectem. O cristalino é uma lente convexa nas suas superfícies anterior e posterior e a sua capacidade de refracção aumenta à medida que a sua curvatura se torna mais acentuada. Assim, quando o olho pretende focar um objecto próximo, o cristalino torna-se mais convexo, refractando mais os raios luminosos: é a este aumento da curvatura do cristalino, para uma visão mais nítida ao perto, que se chama acomodação. O que acontece é que, ao vermos objectos distantes, o músculo ciliar é relaxado e o cristalino sofre um ligeiro achatamento (esticado em todas as direcções pelos ligamentos rígidos de suspensão), contraindo quando o que se pretende é ver objectos mais próximos. Esta contracção vai aproximar os 22

24 processos ciliares e a coróide do cristalino, permitindo a este relaxar a sua tensão e tornar-se mais redondo (mais convexo), aumentando o seu poder de foco e provocando uma maior convergência dos raios luminosos. Com a idade, o cristalino perde alguma da sua elasticidade, enrijecendo, e a sua capacidade de acomodação diminui, originando uma condição conhecida como presbiopia. Figura 3. Representação esquemática do processo de acomodação do olho [7]. (Adaptado) - Constricção da pupila A constricção da pupila é um reflexo autónomo que ocorre em simultâneo com a acomodação e previne a entrada de raios luminosos pela periferia do cristalino estes raios não são focados na retina, originando uma visão desfocada (blurred). Neste fenómeno, que ocorre devido à contracção dos músculos ciliares da íris, dá-se uma diminuição do diâmetro da pupila, a abertura pela qual a luz penetra no olho. Além de o fazer durante o processo de acomodação, a pupila também contrai aquando da exposição a luz brilhante, limitando a quantidade de luz que atinge a retina Convergência Nos humanos, são utilizados os dois olhos para focar objectos ou conjuntos de objectos, daí que a nossa visão seja designada por visão binocular. É esta característica do nosso sistema visual que nos permite ter percepção de profundidade e uma noção da natureza tridimensional dos diferentes objectos. Ao olhar directamente para um objecto, os raios de luz são direccionados para as pupilas dos dois olhos, sendo refractados para pontos comparáveis das suas retinas. Para que tal continue a acontecer, 23

25 ao aproximarmo-nos desse objecto, os nossos olhos devem rodar em direcção ao nariz. Convergência é a designação atribuída a este movimento automático dos globos oculares em direcção à linha mediana do corpo, um movimento da responsabilidade da acção coordenada dos músculos extrínsecos do olho. Quanto mais próximo estiver o objecto a observar, maior é a convergência necessária à manutenção da visão binocular. Após a formação da imagem na retina, pelos processos anteriormente descritos, os raios de luz são convertidos em sinais neuronais: os raios de luz são absorvidos pelos fotopigmentos dos cones e dos bastonetes que, após estimulação pela luz, fazem disparar sinais eléctricos para as células bipolares, sendo depois transmitidos às células ganglionares. Os axónios destas células deixam o globo ocular como constituintes do nervo óptico, extendendo-se até ao quiasma óptico onde cerca de metade dos axónios de cada olho cruzam para o lado oposto do cérebro. Após passarem pelo quiasma, os axónios passam a fazer parte do chamado tracto óptico e terminam no tálamo, em que estabelecem sinapses com neurónios cujos axónios atingem as áreas visuais primárias, nos lobos occipitais, onde a informação é processada e interpretada. Note-se que, devido ao cruzamento de axónios no quiasma óptico, o lado direito do cérebro recebe sinais dos dois olhos para interpretação das sensações visuais transmitidas pelo lado esquerdo de um objecto, e o lado esquerdo do cerébro recebe também informações dos dois olhos, mas para interpretação das sensações visuais transmitidas pelo lado direito do mesmo objecto. Figura 4. Representação esquemática do percurso percorrido pela informação visual, desde os olhos até ao cérebro [8]. 24

26 2.3. Acuidade visual A acuidade visual, um dos modos subjectivos de medição da função visual mais usados a nível clínico, representa uma medida quantitativa da capacidade de identificar símbolos pretos num fundo branco, a uma distância padrão e com variação do tamanho dos símbolos. Os quadros de letras geralmente utilizados nestes testes foram inventados em 1862 pelo holandês Hermann Snellen. Este oftalmologista definiu ainda a visão padrão (ou visão normal) como a capacidade de reconhecer as diferentes letras, que designou por optotipos, quando estas ocupavam um ângulo visual de 5 minutos de arco ((1/12)º), devendo as porções individuais compreender um ângulo visual de 1 minuto de arco. Existem outros quadros que se podem utilizar, com mais ou menos diferenças em relação aos Quadros de Snellen originais, mas que se baseiam nos mesmos princípios. Podem salientar-se, por exemplo, quadros que, em vez de utilizarem letras como optotipos, utilizam outro tipo de símbolos. Particularmente úteis para testes com crianças ou indivíduos analfabetizados, o objectivo deste teste é o de indentificar a orientação de determinadas porções/características dos símbolos que figuram nos quadros. Figura 5. Representação esquemática do ângulo visual que deve ser ocupado por um optotipo, no caso de "visão padrão" (à esquerda) e exemplo de Quadro de Snellen (à direita). Existem diferentes modos de expressar a acuidade visual: usando números fraccionários (em pés ou em metros), usando notação decimal ou numa escala LogMAR. Quando a acuidade é expressa utilizando número fraccionários, define-se a visão padrão como sendo a visão 20/20 (em pés) ou visão 6/6 (em metros). Tal deve-se ao facto de, nos EUA, o comprimento padrão das salas de exame (distância do indivíduo ao quadro de teste) ser de aproximadamente 20 pés. A esta distância de um quadro de símbolos, alguém com uma visão 20/20 deve ser capaz de decifrar um símbolo que compreenda um ângulo visual de 5 minutos de arco. Na Europa, o comprimento padrão das salas de exame é de 6 metros ( pés) daí referir-se a visão padrão como visão 6/6. Em ambos os casos, quanto menor o denominador, para um mesmo valor do numerador, melhor é a qualidade visual do indivíduo em causa. 25

27 Em 1875, Monoye propôs substituir a notação fraccionária, adoptada por Snellen, por um equivalente decimal (ex.: 20/40=0.5, 6/12=0.5), que torna mais simples a comparação entre valores de acuidade visual. Com este tipo de notação é atribuído à visão padrão o equivalente decimal 1.0. Outra escala, raramente usada a nível clínico mas bastante útil em estatísticas, é a escala LogMAR, expressa como o logaritmo do ângulo de resolução mínimo, o que permite converter a sequência geométrica de um quadro tradicional numa escala linear. Utilizando este tipo de escalas, o que realmente se mede é a perda de acuidade visual: valores positivos indicam perda de visão e valores negativos denotam acuidade visual normal ou melhor que a normal. Para testar a acuidade visual de perto, são geralmente utilizados Cartões de Acuidade de Snellen semelhantes aos Quadros de Snellen mas de menores dimensões mantidos a uma distância de cerca de 40 cm dos olhos do indivíduo. Também neste caso, um indivíduo com visão de perto 20/20 deve ser capaz de decifrar símbolos que compreendam ângulos visuais de 5 minutos de arco [9]. Quando a acuidade visual de um indivíduo não é suficiente para que esse identifique o maior optotipo de um quadro, deve-se diminuir a distância entre o quadro e o doente, até que este o consiga ler. Se o doente não conseguir ler o quadro, a qualquer distância, deve-se prosseguir com os seguintes testes: contagem de dedos teste à capacidade do indivíduo contar dedos a determinadas distâncias; movimento de mãos teste à capacidade do indivíduo distinguir se uma mão, em frente à sua cara, está ou não em movimento; e percepção de luz - teste à capacidade do indivíduo detectar alguma luz (caso não seja capaz de o fazer, o indivíduo é totalmente cego, de um ou ambos ou olhos). 26

28 3. Aberrações oculares No que diz respeito ao processo de formação da visão, vários elementos podem introduzir limites à qualidade óptica que se pode atingir. Esses limites podem ser de carácter retínico, neuronal ou óptico. Sendo os dois primeiros de natureza demasiado complexa para serem aqui tratados, é no campo dos último que este trabalho se centra. Dentro deste tipo de limites, podem ainda diferenciar-se três fontes diferentes de erros: dispersão pouco relevante em olhos jovens e sãos, difracção apenas tida em conta com pupilas com menos de 1 mm de diâmetro, o que é praticamente impossível na prática clínica e refracção, em que nos focaremos neste trabalho Tipos de aberrações Os diferentes tipos de aberrações, resultado de erros de refracção, podem ser divididas em dois grupos: as aberrações monocromáticas e as aberrações cromáticas Aberrações cromáticas Este tipo de aberrações está associado à diferença de refracção sofrida pelas diferentes cores: luzes com diferentes cores têm diferentes comprimentos de onda associados, o que equivale a índices refraccionais ligeiramente diferentes ( =λ/t). Assim, a luz verde (menor comprimento de onda) é focada mais perto da córnea e do cristalino que a luz vermelha (maior comprimento de onda). Importa mesmo salientar que a diferença cromática no espectro visual inteiro é de quase duas dioptrias 1, o que tem efeitos significativos na degradação da qualidade da imagem retiniana. O conjunto de aberrações cromáticas pode ainda ser dividido em dois grupos de aberrações: - axial ou longitudinal; - lateral ou transversal. As características de cada um destes tipos de aberrações cromáticas, assim como as diferenças entre eles, não serão apresentadas dado que este tipo de aberrações não é tomado em consideração nas diferentes análises realizadas neste trabalho Aberrações monocromáticas (ou geométricas) As aberrações ópticas deste tipo incluem aberrações em superfícies reflectoras de qualquer cor e em superfícies refractoras de luz monocromática de um único comprimento de onda. São geralmente divididas em erros corrigíveis com correcções esfero-cilíndricas e os que não podem ser corrigidos desse 1 Dioptria é uma unidade de medida do poder refractivo de uma lente ou de um espelho curvado (m -1 ). 27

29 modo. As primeiras são normalmente designadas por erros de frente de onda 2 de ordem inferior e as [7, 10, últimas por erros de frente de onda de ordem superior - mais aparentes em situações de pouca luz 11]. Descrevem-se em seguida algumas das características mais relevantes das aberrações de ordem inferior e de algumas das aberrações de ordem superior. Aberrações de ordem inferior (ou de menor ordem): - Tilt e Piston: não são verdadeiras aberrações, dado não representarem ou modelarem curvaturas na frente de onda: se uma frente de onda perfeita for aberrada com estas aberrações, vai ainda formar uma imagem perfeita, livre de aberrações, apenas com a sua posição alterada. - Miopia: os raios de luz das imagens distantes são focados em pontos anteriores à retina, o que não as permite ver de modo claro. Tal pode dever-se ao facto dos olhos serem mais compridos que o normal ou ao facto da córnea ser demasiado curva. Associada a valores negativos de dioptria. Figura 6. Representação esquemática de olho com miopia (à esquerda) e do mesmo olho com a aberração corrigida com uma lente côncava (à direita) [7]. - Hipermetropia: os raios de luz são focados atrás da retina, não permitindo ver claramente imagens próximas. Tal pode dever-se ao facto dos olhos serem curtos demais ou ao facto da córnea ser demasiado plana. Associada a valores positivos de dioptria. - Astigmatismo (primário): devido ao facto da córnea não ser verdadeiramente esférica, as imagens são focados em diferentes pontos, tanto atrás como à frente da retina, o que faz com que tanto as imagens próximas como as distantes pareçam desfocadas e distorcidas: neste defeito de refracção, os pontos não são reproduzidos como pontos mas como barras. A distorção que se verifica depende da direcção do astigmatismo. 2 Frente de onda - superfície esférica imaginária que junta todos os pontos com a mesma fase e que têm como centro a fonte de luz. 28

30 Pode aparecer combinado com qualquer uma das duas condições anteriores. Um dos modos de corrigir este tipo de aberrações prende-se com o uso de lentes com características particulares, as chamadas lentes cilíndricas. Figura 7. Representação esquemática de um olho com hipermetropia (à esquerda) e do mesmo olho com a aberração corrigida com uma lente convexa (à direita) [7]. Exemplos de aberrações de ordem superior (ou de ordem elevada): - Coma: aberração de 3.ª ordem que faz com que os objectos pareçam ter uma forma de cometa, o que causa um espalhamento da visão: a imagem de um ponto que cai fora do eixo óptico, tem uma forma de gota a imagem fica borrada em forma de gota. Assim, quando a imagem de um objecto é obtida com uma lente que sofre de coma, os raios que passam pela periferia da lente vão formar uma imagem mais larga que os raios que passam pela lente, mais perto do eixo. - Tri-corno (Trefoil): aberração de 3.ª ordem. - Aberração esférica: aberração de 4.ª ordem que ocorre devido a diferenças na curvatura entre o centro e os bordos da pupila, podendo dar-se o aparecimento de múltiplos pontos focais, ao longo do eixo óptico, o que resulta no aparecimento de halos na visão. Raios que formam um pequeno ângulo com o eixo óptico, viajando próximos dele, são chamados de raios paraxiais. Raios periféricos são raios que interagem com os limites/bordos dos componentes de um sistema óptico. Quando uma frente de onda é esfericamente aberrada, os raios periféricos focam mais próximo da lente que os raios paraxiais. A diferença entre os pontos em que estes dois tipos de raios são focados é um modo de medir a severidade da aberração esférica do sistema. - Quadri-corno (Tetrafoil): aberração de 4.º ordem. - Astigmatismo secundário: aberração de 4.ª ordem, com características semelhantes ao astigmatismo primário. 29

31 - Penta-corno (pentafoil): aberração de 5.ª ordem. A aberração total que afecta um olho, consequência de erros de refracção, é, assim, resultado da soma dos efeitos de cada uma das aberrações existentes, devendo sempre ter-se em atenção que nem todas as aberrações individuais contribuem do mesmo modo para o deterioramento da qualidade visual Aberrómetro de Hartmann-Shack A medição das aberrações do olho humano tem vindo a ganhar uma importância crescente nos últimos anos, dado permitir não só uma avaliação objectiva da qualidade visual e da performance óptica (definida como o quão bem uma tarefa visual de interesse pode ser realizada por um determinado indivíduo ou um grupo de indivíduos, e para a qual a qualidade da imagem retiniana contribui), mas também, e nomeadamente a partir do conhecimento das aberrações de ordem superior e possível correcção das mesmas, uma melhoria da qualidade das imagens visuais de indivíduos com problemas de visão. O desenvolvimento de métodos para medição dessas aberrações oculares teve início no final do século XIX, quando Tscherning construiu um aberrómetro simples para tal finalidade, tendo este tópico voltado a ser abordado somente na segunda parte do século XX, por Howland e Howland, com a aplicação de um novo método envolvendo um cilindro cruzado. Já no início dos anos 90, Mierdel et al. actualizaram e modernizaram o aberrómetro original de Tscherning enquanto, na mesma época, Liang et al. optimizaram um outro tipo de sensor, denominado de Hartmann-Shack. Desde essa altura que muitos laboratórios e companhias deram início a pesquisa e desenvolvimento de técnicas próprias para medição das aberrações oculares, usando, essencialmente, as técnicas de aberroscopia de Tscherning ou de Hartmann-Shack. O uso destes aberrómetros veio em grande parte substituir a topografia cornenana computorizada que, apesar de também descrever as frentes de onda definidas por irregularidades fisiológicas e não-fisiológicas, fornece somente informação sobre a superfície anterior da córnea, enquanto este tipo de sensores dá informação acerca do desempenho total de todos elementos ópticos do olho em conjunto (córnea, cavidade anterior, cristalino e corpo vítreo). O sensor de Hartmann-Shack, que se tornou um dos instrumentos mais utilizados nos dias de hoje para medição das aberrações oculares, foi proposto pelo alemão Hartmann, em 1900, e construído por Roland Shack e Ben Platt, em Inicialmente usado em Astronomia para medir e corrigir aberrações ópticas em imagens de galáxias e estrelas, causadas pela turbulência da nossa atmosfera, esta tecnologia foi depois optimizada e aplicada ao olho humano em 1994 pela primeira vez, tendo vindo a ser desenvolvida desde então, possibilitando o aparecimento de instrumentos muitos úteis e precisos para a medição das aberrações oculares. Na área da Oftalmologia, estes sensores medem o erro da frente de onda de luz (diferença entre a forma real da frente de onda, com altos e baixos, e uma frente de onda de referência plana) que 30

32 abandona a pupila do olho. Para tal, um raio de luz fino (0.1mm) é projectado, por um laser ou SLD, na fóvea, sendo a imagem reflectida pelas estruturas da retina ou da própria coróide. A luz reflectida emerge da pupila como uma frente de onda aberrada e viaja do olho para um conjunto de microlentes expostas uniformemente numa grade externa, num plano conjugado do olho deste modo, a forma da frente de onda no plano deste conjunto de lentes é semelhante à sua forma na pupila do olho, sendo capturada através de todo o diâmetro da pupila. Cada microlente vai focar uma porção da frente de onda num ponto do seu plano focal, formando um padrão de pontos que é captado por um detector CCD - dispositivo constituído por um chip de silício que contém células fotossensíveis, capazes de registrar a luz [12]. Os foto-detectores utilizados devem ter uma eficiência quântica tão elevada quanto possível, para os comprimentos de onda desejados [13]. Figura 8. Representação esquemática do modo de funcionamento de um aberrómetro de Hartmann-Shack [12]. (Adaptado) Uma frente de onda ideal, totalmente plana, vai produzir uma grelha de pontos perfeitamente regular. Por seu lado, uma frente de onda deformada vai originar uma grelha de pontos com desvios laterais ou, até, com alguns dos pontos ausentes. Figura 9. Representação esquemática e exemplificativa do padrão de pontos captado pelo detector CCD, nos casos ideal (olho sem aberrações) e com frente de onda aberrada [12]. (Adaptado) 31

33 A informação registada no CCD é processada com o objectivo de, em primeiro lugar, verificar se existe realmente um ponto para cada microlente, e, em segundo lugar, medir os desvios de todos os pontos encontrados. O valor destes desvios distância entre os pontos obtidos e os pontos ideais correspondentes permite obter os valores dos declives locais da frente de onda quando chega ao plano das microlentes, a partir das equações: (2) (3) Em (2) e (3), (x a, y a) representam as coordenadas de um ponto da frente de onda com aberrações e (x c, y c) as coordenadas de um ponto de referência (frente de onda não aberrada), enquanto f representa o comprimento focal 3 das microlentes. Assim, e a partir da distribuição de pontos recolhida na matriz CCD, é possível calcular a forma do erro da frente de onda na sua totalidade [14]. Note-se que a posição de cada ponto, nomeadamente no caso do padrão obtido para olhos com aberrações, pode ser estimada, por exemplo, através do máximo da intensidade de distribuição Reconstrução de frentes de onda - Polinómios de Zernike Para, a partir da distribuição de pontos recolhida na matriz CCD, calcular a forma da frente de onda aberrada, utilizam-se, geralmente, polinómios de Zernike. Tendo adquirido este nome devido ao físico holandês Frederik Zernike, vencedor do prémio Nobel da Física de 1953 pela invenção do microscópio de contraste de fase, este sistema de equações matemáticas foi usado pela primeira vez no estudo de aberrações do olho humano por Howland e Howland, em Cada um dos polinómios representa uma aberração típica isolada, que se torna mais complexa com o aumento da ordem (nível) do polinómio e é dependente do diâmetro da pupila (um polinómio de quarta ordem, por exemplo, é uma função dependente da quarta potência do raio da pupila). Deste modo, estes polinómios permitem representar as aberrações ópticas como função das suas subcomponentes (aberrações de diferentes ordens de Zernike) e a sua fidelidade depende unicamente do número e precisão dos seus componentes. A aberração total é o resultado da soma da contribuição de todos os polinómios [10]. Apesar de outros sistemas de equações, como as Séries de Taylor e de Fourier, serem também adequados à utilização na área da Oftalmologia, estes polinómios têm um conjunto de características que os tornam particularmente indicados e úteis nestas situações: representam um modo eficiente de detalhar um mapa de aberrações de frente de onda, com um conjunto relativamente pequeno de 3 O comprimento focal representa a distância do centro da lente ao foco principal da lente. 32

34 coeficientes; as funções individuais básicas de Zernike (designadas de modos) ajustam-se muito bem às formas das aberrações clássicas, como a desfocagem ou o astigmatismo, e as combinações dos diferentes modos encaixam bem em superfícies de aberrações de frentes de onda razoavelmente bem comportadas; formam um conjunto de funções completo e normalizado, sobre o círculo unitário ( ) e têm ainda algumas propriedades de invariância, desejáveis em termos de simetria e elegância matemática. Em coordenadas polares, os polinómios de Zernike resultam do produto entre um polinómio radial e um mapa azimutal: (4) em que l pode ser um qualquer número inteiro, desde que n l, e n pode ser qualquer inteiro não negativo. Os componentes radiais dos polinómios de Zernike são dados por: (5) Nas duas equações anteriores, ρ representa o raio normalizado da pupila e θ é o ângulo azimutal em torno da pupila (0 θ 2π) [15]. Se definirmos k, n.º do termo de Zernike, como uma função dos índices n e l: (6) a frente de onda pode ser representada pela equação: (7) com derivadas parciais: (8) (9) Note-se que, para uma frente de onda plana, as derivadas parciais da equação da frente onda serão nulas, também o sendo os diferentes coeficientes de Zernike (C k) CZ. Tal não se verifica para frentes 33

35 de onda não planas (aberradas), caso em que os coeficientes que contribuem para as aberrações mais acentuadas vão ter maiores valores. Por último, importa atentar nos extremos do somatório das equações (7) a (9). Estes são geralmente escolhidos tendo em conta que muitos autores consideram que é suficiente, de modo a obter uma descrição elevadamente precisa da maior parte das aberrações mais comuns nos olhos humanos, utilizar somente os primeiros 15 polinómios de Zernike linearmente independentes [15], cuja lista se apresenta de seguida. No entanto, e tendo em conta que neste Estudo Clínico foi utilizado um Programa de Simulação de Acuidade Visual previamente desenvolvido (ver Capítulo II Resultados) e que tem em conta os primeiros 20 coeficientes de Zernike, à excepção do piston, na construção de frente de onda, são sempre adquiridos e tidos em conta na análise de dados esses 20 termos. 34

36 Termo Polar Cartesiano Significado 1 1 Termo constante (Piston) Tilt na direcção x Tilt na direcção y Astigmatismo com eixo a +/- 45 o Desfocagem (miopia e hipermetropia) Astigmatismo com eixo a 0 o ou 90 o Tri-corno Coma de 3.ª ordem ao longo do eixo dos x Coma de 3.ª ordem ao longo do eixo dos y Tri-corno Quadri-corno Astigmatismo secundário Aberração esférica Astigmatismo secundário Quadri-corno Tabela 2. Listagens dos primeiros 15 polinómios de Zernike e respectivas aberrações oculares [15]. (Adaptado) Na figura que se segue, apresentam-se ainda as frentes de onda características das aberrações individuais correspondentes aos primeiros quinze polinómios de Zernike (à excepção do piston). 35

37 Figura 10. Representação gráfica das frentes de onda das aberrações individuais correspondentes aos primeiros 15 polinómios de Zernike [10] Medição da qualidade visual Existem diferentes parâmetros que permitem medir a qualidade visual, ou melhor, o quanto as aberrações oculares afectam a qualidade visual de um indivíduo, de modo objectivo. Além das variações de frente de onda já referidas, importa destacar duas funções: a Point Spread Function (PSF) e a Modulation Transfer Function (MTF), ambas base de métricas utilizadas neste estudo [16]. 36

38 Point Spread Function (PSF) A Point Spread Function (Função de Espalhamento de um Ponto) PSF é, como o nome indica, um parâmetro que nos dá o melhor palpite de como um sistema óptico vai ver um ponto de luz bem definido: se o sistema visual fosse perfeito, a imagem de um pequeno ponto de luz na retina seria idêntica ao ponto original de luz. No entanto, e dado que a óptica do olho não é perfeita, a intensidade relativa desse ponto de luz vai apresentar um certo espalhamento, em maior ou menor extensão, em torno de um máximo central. A PSF é calculada como o quadrado do inverso da Transformada de Fourier da função pupilar P(x,y), definida como: (10) em que k é o número de onda (2π/comprimento de onda) e A(x,y) é a função opcional de apodização das coordenadas pupilares x e y. A forma exacta desta função depende do sistema de produção de imagens em questão e o seu conhecimento permite a reconstrucção de imagens, ponto por ponto, recorrendo ao processo matemático de convolução Modulation Transfer Function (MTF) Este parâmetro representa uma medida da capacidade de um sistema óptico transferir contraste de um objecto para uma imagem, a uma determinada resolução. (11) (12) Atentando nas expressões anteriores, em que I max e I min representam, respectivamente, as intensidades máxima e mínima de uma imagem, é trivial concluir que um sistema óptico perfeito, ignorando o inevitável efeito de difracção, deverá ter uma MTF unitária em todas as frequências espaciais. No entanto, para uma lente comum não ideal esta função tem geralmente, a uma frequência espacial nula, um valor próximo da unidade, decaindo com o aumento da frequência espacial. Assim, e quando mais lentamente o seu valor cair para zero, de melhor qualidade é a imagem desse sistema óptico. 37

39 4. Lentes de contacto O uso de lentes de contacto extraoculares (sobre as quais se centra este trabalho), tem-se tornado extremamente popular nas últimas décadas, essencialmente entre os jovens e adultos, dos anos aos 50-60, principalmente como substituição de óculos para correcção de erros refractivos. Note-se mesmo que o uso de destas lentes, a nível mundial, passou de apenas dois milhões de usuários, em 1975, para mais de cem milhões na actualidade, prevendo-se mesmo um crescimento que atinja os 150 milhões de usuários até ao ano 2010 [17]. Tal deve-se a diferentes factos: as lentes de contacto são menos afectadas por ambientes molhados, não embaciam, fornecem um campo de visão mais alargado e são particularmente indicadas para a prática de desportos. Além disso, existem certas condições oftalmológicas, como o queratocone anomalia hereditária que se manifesta por uma alteração gradual da forma da córnea, que acaba por ficar parecida com um cone, que não podem ser devidamente corrigidas com óculos Evolução histórica O princípio geral das lentes de contacto foi apresentado pela primeira vez em 1508 por Leonardo da Vinci, no seu livro Codex of the eye, Manual D. Aí, da Vinci descreve um método de alterar directamente a potência da córnea por submersão do olho numa tijela de água. Esta ideia não foi, no entanto, sugerida como um modo de corrigir a visão, estando o artista mais interessado em perceber os mecanismos de acomodação do olho. A partir daí, essencialmente com o objectivo de levar a cabo estudos de acomodação, nomes como René Descartes ou Thomas Young apresentaram evoluções destes conceitos e método. Foi em 1845 que Sir John Herschel, astrónomo, numa nota de rodapé da Encyclopedia Metropolitana, apresentou duas ideias para a correção visual: uma cápsula esférica de vidro cheia com uma geleia animal e um molde da córnea que podia ser impresso nalgum meio transparente. Estas ideias foram posteriormente testadas e desenvolvidas por diversos inventores independentes, nomeadamente o alemão F.A. Muller, que criou a primeira lente de contacto de vidro de que se tem conhecimento. Figura 11. Lente de contacto feita a partir de vidro soprado, pelo alemão Muller Sohne, em O método utilizado é semelhante ao apresentado por F. A. Muller em 1877 [18]. 38

40 Apesar dos diferentes estudos efectuados e dos vários nomes associados a esta problemática, só em 1887 é que o fisiologista alemão Adolf Eugen Fick colocou num olho, com sucesso, a primeira lente de contacto. Esta lente, difícil de manter no olho e que não podia ser usada durante muitas horas, era feita de vidro acastanhado pesado e tinha mm de diâmetro cobria toda a superfície frontal do olho. O espaço livre entre a córnea e o vidro foi preenchido com uma solução de açúcar de uva. Esta lente sofreu vários aperfeiçoamentos, impostos por diferentes pessoas, nomeadamente em termos de material: em 1936, o optometrista William Feinbloom introduziu o uso de plásticos na fabricação de lentes de contacto. Estas lentes tinham uma porção central de vidro, que assentava sobre a córnea, e uma banda periférica de plástico, que assentava sobre a esclerótica. Em 1948, Kevin Tuohy fabricou as primeiras lentes completamente de plástico, que assentavam sobre toda a córnea. Várias modificações foram posteriormente impostas a estas lentes, que as tornaram cada vez mais finas e de menores dimensões. Mantinha-se no entanto um problema: apesar da leveza e maior facilidade de uso conseguidas com estas lentes, estas não permitiam uma oxigenação adequada da córnea, originando problemas de vascularização. Para colmatar este problema, passaram a utilizar-se, desde o final dos anos 70, materiais rígidos mas permeáveis aos gases (RPG). As lentes de hidrogel, largamente utilizadas nos dias de hoje, foram inventadas pelo checo Otto Wichterle, em 1959, tendo sido apresentadas em Os polímeros utilizados no seu fabrico têm vindo a ser melhorados, garantido cada vez melhor permeabilidade ao oxigénio e maior conforto. Já em 1999, foram lançadas no mercado as primeiras lentes de hidrogel com silicone permeabilidade ao oxigénio extremamente elevada [19, 20] Classificação das lentes de contacto As lentes de contacto podem ser classificadas de diferentes modos, de acordo com diferentes parâmetros [17, 21, 22] : Por função Lentes de contacto correctivas desenhadas para melhorar a visão, permitindo a focagem correcta de luz na retina. Condições corrigíveis com lentes de contacto incluem miopia, hipermetropia, astigmatismo e presbiopia. Para pessoas que tenham, ao nível da visão, certas deficiências relativas à cor, podem usar-se lentes de contacto X-Crom tingidas. Apesar destas não restaurarem uma visão de cor normal, permitem a alguns indivíduos cegos à cor distinguir melhor as diferentes cores. Lentes de contacto cosméticas desenhadas para modificar a aparência do olho. Dentro deste tipo de lentes, podem considerar-se diferentes tipos, cada qual com diferente objectivo: as chamadas lentes de cor têm como única finalidade alterar a cor do olho; as lentes espectrais, com coloração uniforme, têm 39

41 a função de filtrar selectivamente algumas radiações do espectro visível, proporcionando uma visão de maior contraste; as lentes de oclusão têm como propósito impedir a passagem de luz pela área pupilar. Existem ainda lentes que são utilizadas para mascarar defeitos da superfície ocular ou estrabismos. Figura 12. Lentes de contacto cosméticas de cores diferentes. Lentes de contacto terapêuticas fabricadas essencialmente a partir de materiais hidrofílicos, são geralmente usadas no tratamento de desordens não refractivas do olho, nomeadamente em casos de olhos secos, úlceras corneanas, edemas corneanos, distrofias anteriores da córnea, erosões da córnea, etc. Uma importante inovação prende-se com o desenvolvimento de lentes de contacto capazes de proceder à entrega de drogas a nível local Pelo material de fabrico Vidro material a partir do qual eram feitas as primeiras lentes de contacto. Causavam irritações oculares e o seu uso não era possível por longos períodos de tempo. PMMA Apresentadas por William Feinbloom, têm a desvantagem de não permitir a transmissão de oxigénio através da lente para a córnea, o que pode provocar vários problemas clínicos. As lentes fabricadas a partir deste tipo de material são geralmente designadas por lentes rígidas (hard lenses). Materiais semi-rígidos permeáveis aos gases (RPG) fabricadas a partir de polímeros muito resistentes, estas lentes são capazes de substituir a forma natural da córnea com uma nova superfície refractora. Deste modo, estas lentes de contacto rígidas com uma forma regular (esférica) podem fornecer um bom nível de visão a pessoas com astigmatismo ou queratocone, casos em que as córneas têm formas distorcidas. Após colocadas no olho, é necessário um período de adaptação antes do conforto ser totalmente alcançado. Têm geralmente dimensões mais reduzidas que as lentes fabricadas com hidrogéis. Hidrogéis apresentadas por Otto Wichterle, as lentes fabricadas com estes materiais hidrofílicos são comummente designadas por lentes moles (soft lenses) e permitem um conforto imediato, após a 40

42 sua colocação no olho. Este tipo de polímeros tem vindo a ser melhorado nos últimos 25 anos, principalmente em termos de aumento de permeabilidade ao oxigénio, por variação dos seus constituintes. Hidrogéis de silicone disponíveis desde 1999, as lentes fabricadas a partir destes materiais são extremamente permeáveis ao oxigénio (característica do silicone) e têm a desejável performance clínica dos hidrogéis convencionais. Neste tipo de lentes são geralmente utilizados determinados hidrogéis para compensar a hidrofibicidade do silicone, causadora de desconforto e secura dos olhos durante o seu uso. Lentes híbridas ( rígidas / moles ) indicadas em certas condições clínicas em que as características de um só tipo de lente não são suficientes para colmatar o problema em causa, combinam em si as propriedades dos diferentes tipos de materiais, conjungando as suas vantagens e tentando colmatar algumas das suas falhas Pelo padrão de uso Diárias usadas durante um dia e nunca durante o sono. Uso contínuo ou extensível utilizadas de dia e de noite, continuamente, durante um determinado período de tempo. Para que tal seja possível, estas lentes possuem um conjunto de características próprias: grande conteúdo em água e elevada permeabilidade ao oxigénio. Uso tradicional/convencional trocadas anualmente, são usadas durante o dia e não durante o sono. Descartáveis ou disposable são trocadas após um período de uso especificado pelo fabricante: diário, semanal, quinzenal, mensal ou trimestral. Ocasional lentes indicadas para uso ocasional, como actividades sociais ou desportivas Pela geometria Lentes esféricas lentes de contacto em que tanto a superfície óptica interna como a externa são porções de uma esfera. Podem ser fabricadas com diferentes materiais e são utilizadas para compensar defeitos de refracção esféricos e, ao usar certos materiais, astigmatismos corneanos. Lentes asféricas são principalmente fabricadas com materiais RPG e hidrofílicos e com o seu uso pretende-se obter uma boa adaptação a superfícies corneanas asféricas e corrigir astigmatismos baixos, 41

43 melhorando a qualidade visual. A principal característica que as define é o factor de excentricidade, que pode ter um valor padrão nas lentes para adaptações convencionais ou valores mais elevados para córneas muito irregulares, como acontece no caso do queratocone. Lentes tóricas fabricadas essencialmente com materiais RPG, hidrofílicos e hidrogéis de silicone, o seu principal propósito é a compensação de todo o tipo de astigmatismo. Neste tipo de lentes, pelo menos uma das superfícies tem o efeito de uma lente cilíndrica, normalmente em combinação com o efeito de uma lente esférica. Têm, geralmente, partes superior e inferior esféricas distintas, não sendo simétricas em torno do centro e não devendo ser rodadas: devem ser desenhadas de modo a manter a sua orientação, independentemente do movimento ocular. Para tal, estas lentes são muitas vezes mais grossas no fundo sendo esta zona puxada para baixo ao piscar os olhos. São geralmente marcadas com finas estrias para auxiliar à correcta colocação. Lentes bifocais/multifocais fabricadas a partir de materiais RPG, hidrofílicos e com hidrogéis de silicone, são principalmente usadas na compensação de presbiopia e têm mais que um plano focal. Muitas vezes, são desenhadas de modo a corrigir a visão ao longe no centro da lente e corrigir a visão de perto na periferia, ou vice-versa. As lentes de materiais RPG têm geralmente uma pequena lente na parte inferior da lente para correcção da visão de perto: quando se baixam os olhos para ler, esta lente fica no caminho óptico. Lentes de geometria inversa são lentes fabricadas de materiais RPG e utilizam-se principalmente para redução da miopia por moldagem da córnea. Podem também ser indicadas em casos de córneas de geometria oblatada (mais planas no centro que na periferia), normalmente resultado de algum procedimento cirúrgico ou traumático. Lentes esclerais lentes com diâmetros maiores que 15 mm que assentam sobre a camada esclerótica, menos sensível e frágil, evitando o contacto directo com a córnea, protegida por um reservatório de líquido. Deste modo, possibilitam uma hidratação constante do olho, essencial na melhoria de várias patologias da superfícies ocular, nomeadamente queratite neurotrófica 4 e secura ocular grave, favorecendo a cicratização das córneas [23]. Lentes especiais para astigmatismo irregular possuem geometrias especiais para adaptação sobre córneas com graus severos de irregularidade. São fabricadas principalmente de materiais RPG mas também existem algumas lentes deste tipo fabricadas com materiais hidrofílicos. 4 Queratite neurotrófica é uma patologia que se caracteriza por uma anomalia/perda da sensibilidade da córnea. 42

44 4.3. Prescrição A prescrição para uma lente de contacto é diferente da usada para óculos. Além da potência da lente, que geralmente não é a mesma dos óculos o que se deve ao facto de a lente de contacto estar colocada sobre o olho, enquanto os óculos estão a uma distância de mm à frente do olho, a prescrição das lentes de contacto contém, geralmente, informação relativa ao tamanho, raio de curvatura e tipo de lente. Os parâmetros especificados na prescrição de lentes de contacto podem incluir: Material (permeabilidade ao oxigénio, percentagem de água, etc); Raio de curvatura; Diâmetro; Potência em dioptrias (esféricas, cilíndricas, com ou sem adição de correcção para leitura); Eixo cilíndrico; Espessura central; Geometria; Marca. Note-se que é sempre importante verificar, durante um exame ocular, a capacidade de um indivíduo usar lentes de contacto: deve ser analisada a saúde da córnea, deve-se confirmar que não existem alergias oculares e que os olhos do doente não são muito secos, factores que podem, à partida, comprometer o sucesso no uso de lentes de contacto Complicações associadas ao uso de lentes Apesar de todas as vantagens que o uso de lentes de contacto extraoculares pode trazer, nomeadamente em comparação com o uso de óculos, as complicações que lhe estão associadas afectam quase 5% dos utilizadores por ano. Os indivíduos que usam lentes de contacto, principalmente lentes de uso mais extenso, têm um risco aumentado de desenvolver infecções, principalmente da conjuntiva (revestimento delgado e resistente da porção posterior da pálpebra, que tem a função de proteger o olho contra corpos estranhos e infecções), e úlceras da córnea, muito devido a maus cuidados e limpeza, estagnação de bactérias, uso excessivo e instabilidade do filme lacrimal. Outro problema comum, quando se usam lentes que não de hidrogel ou silicone, é a neovascularização da córnea, devido à baixa permeabilidade ao oxigénio. 43

45 Capítulo II Estudo Clínico 44

46 1. Introdução No segundo capítulo deste trabalho é apresentado todo o estudo clínico levado a cabo e são analisados os resultados obtidos. Saliente-se que, apesar de inicialmente se ter referido que o pretendido com este estudo era verificar se a qualidade da visão piora ao longo do tempo de uso de lentes de contacto hidrofílicas, o que realmente se estuda, visto que não são tidos em conta processamentos neuronais nem de reconhecimento de imagens (percepção subjectiva), é se a qualidade da imagem retiniana diminui através de métricas do plano da imagem e se existem aumentos do erro da frente de onda através de métricas do plano pupilar, ao longo do tempo de uso das lentes. Como já referido, tal pressuposto parte do facto de as lentes terem um limite máximo de horas de uso e de vários utilizadores se queixarem de maiores dificuldades em ver de modo claro à medida que as lentes vão sendo mais usadas. Além deste estudo particular, são também analisados e comparados resultados de medições feitas sem e com lentes de contacto colocadas, de modo a verificar de que modo o uso de lentes influencia a variação de determinadas aberrações. À apresentação dos resultados, analisados recorrendo ao uso de diferentes métricas a seguir descritas, segue-se uma discussão dos mesmos, em que são sistematizados. 45

47 2. Método Para atingir os objectivos propostos neste trabalho, foram medidas as aberrações oculares em olhos de voluntários utilizadores de lentes de contacto mensais, fabricadas a partir de materiais hidrofílicos lentes moles, com um Aberrómetro de Hartmann-Shack. As medições, realizadas entre os meses de Maio e Setembro do ano de 2007, tiveram lugar na clínica de oftalmologia ALM OFTALMOLASER Serviços de Ofalmologia Médica e Cirúrgica, S.A., situada em Lisboa, e foram todas realizadas pelo mesmo optometrista. Todas as medições foram realizadas sob condições normais de acomodação e tendo sempre em atenção o estado do filme lacrimal dos olhos aos quais eram medidas as aberrações: foi tido um cuidado constante para que as medições não fossem realizadas a olhos muito secos, pois tal introduzia erros nos dados obtidos. Sempre que tal acontecia, as medições eram repetidas após ser pedido ao voluntário para pestanejar algumas vezes, hidratando a superfície ocular Definição inicial de parâmetros Antes de iniciar a recolha de dados, foi necessário atentar em dois parâmetros cruciais e que podem influenciar significativamente os resultados obtidos: n.º de medições realizadas e o diâmetro pupilar. No que diz respeito ao número de medições realizadas, o ideal teria sido realizar várias medições a cada olho ao longo de um mês completo, ou seja, fazendo a primeira medição coincidir com os primeiros dias de uso de uma lente e efectuando várias medições ao longo dos 30 dias seguintes, com intervalos constantes entre os testes e iguais entre os diferentes casos. No entanto, devido ao carácter de voluntariado não pago que regeu este estudo e ao próprio horário e às condições de funcionamento da Clínica, tal não foi possível. Assim foi, em muitos casos, realizado o maior número possível de medições por olho, mas ao longo de mais que um mês. Quanto ao diâmetro pupilar, é conferido a este parâmetro um papel crucial neste tipo de estudos, visto que os efeitos das aberrações, assim como da difracção, são muito dependentes do diâmetro das pupilas: os efeitos das aberrações ópticas geralmente aumentam com aumentos do tamanho pupilar. O que acontece é que, quando as pupilas são mais largas, o aumento da quantidade de raios que entram pela periferia das mesmas, sujeitos a uma maior quantidade de aberrações, resulta num decaimento da qualidade da visão [11], podendo diâmetros pupilares reduzidos resultar num melhoramento da visão, mesmo em olhos com aberrações ópticas [7]. Não é, portanto, apropriado comparar e correlacionar aberrações medidas com diferentes tamanhos pupilares, dado que essas medições não reflectem, de modo absoluto, em que quantidade determinadas aberrações (nomeadamente de ordem superior) estão presentes nestes sistemas ópticos. Outro aspecto pelo qual o diâmetro pupilar ganha particular destaque 46

48 neste tipo de estudos prende-se com o facto de ser aconselhável que as medições sejam realizadas a pupilas com diâmetro igual ou superior a 6 mm, o que garante uma maior precisão dos dados medidos com um Aberrómetro de Hartmann-Shack. Infelizmente, não foi possível garantir que as medições eram sempre realizadas a olhos com o mesmo diâmetro pupilar, nem mesmo que esse diâmetro era igual ou superior a 6mm, pois para tal seria necessário recorrer ao uso de fármacos dilatadores de pupilas, que provocam algum desconforto e dificuldade em ver de modo claro durante períodos de tempo posteriores aos testes, o que dificultaria a angariação de voluntários para o estudo Material utilizado Para realizar as medições pretendidas, utilizou-se um Aberrómetro de Hartmann-Shack ZYWAVE TM, fabricado por Technolas GmbH Ophalmologische Systeme, uma empresa da Bausch&Lomb. A mesa de diagnóstico deste instrumento possui apoios para testa e queixo com altura ajustável que ajudavam a manter o centro da pupila alinhado com a câmara do aberrómetro, limitando os seus movimentos e minimizando a introdução de erros e variações nos dados adquiridos. O díodo laser deste aberrómetro funciona na zona infravermelha, emitindo raios com comprimentos de onda de 785 nm. Outros dados técnicos relativos a este instrumento são listados na tabela seguinte: Esférica D D Escala de medição Cilíndrica 0.00 D D Eixo 0º 180º Diâmetro pupilar 2.5 mm 8.5 mm Classe de protecção laser 1 M Tempo de exposição por medição 0,1 segundos Modo de operação Onda luminosa contínua (cw) Potência na córnea 3.5 μw Diâmetro mínimo do raio 15 μm na focagem Tabela 3. Listagem de dados técnicos relevantes do aberrómetro utilizado neste estudo [24]. O processo de medição compreende os seguintes passos: 1. Num primeiro passo, o aberrómetro efectua uma procura automática da melhor compensação para o erro esférico de refracção. Este ajuste automático é feito segundo valores de refracção medidos e e introduzidos no sistema informático associado ao aberrómetro, antes de cada medição. Para fazer essa medição da refracção utilizou-se um refractómetro Auto-Ref R50 da Canon. 2. O segundo passo é o de medição da frente de onda para determinar as aberrações do olho. Dentro de cada aquisição realizam-se 5 medições consecutivas, demorando cada uma 1,5 segundos. 47

49 Das cinco medições realizadas são escolhidas as 3 que apresentem um menor valor de critério de repetibilidade (CR). Realizada a aquisição dos dados, são apresentadas as imagens a duas dimensões dos mapas de frente de onda (de ordem superior ou completos), os contornos pupilares e as grelhas de pontos das 3 medições com menor CR, sendo possível, posteriormente, visualizar um mapa bidimensional da frente de onda completa e outro da frente de onda de ordem superior (eliminando as aberrações de ordem inferior), resultantes de uma média das imagens anteriores, a PSF de ordem superior e uma listagem de diferentes parâmetros (que não são relevantes para este estudo). Além das imagens já referidas, outras imagens e vários gráficos, a diferentes dimensões e com diferentes esquemas de cores, estão à disposição do profissional que opera este instrumento. Destaque- -se, por exemplo, a possibilidade de visualizar mapas dos modos individuais de Zernike e da frente de onda a três dimensões, de obter gráficos de barras representativos da magnitude dos diferentes coeficientes de Zernike e de visualizar na mesma janela os resultados de diferentes exames relativos ao mesmo doente, o que permite análises expeditas das variações que ocorrem com o passar do tempo [24]. Para tratar e analisar os dados recolhidos foi utilizado um programa desenvolvido em MATLAB por Filipa Campos Viola, mestre em Engenharia Biomédica pelo Instituto Superior Técnico. Este programa recebe, num menu interactivo, o nome do ficheiro que contém a informação fornecida pelo aberrómetro em cada medição e pode devolver diferentes gráficos de métricas da qualidade da imagem retiniana e da frente de onda coeficientes de Zernike, mapas da aberração da frente de onda (a duas e a três dimensões), PSF e MTF e imagens que dão uma ideia de como cada voluntário vê diferentes formas e imagens Quadro de Snellen, barras verticais (de baixa e elevada frequências) e uma mira. Um tutorial deste Programa de Simulação da Acuidade Visual, de muito simples e intuitiva utilização pode ser consultado no Apêndice 2 da tese de mestrado de Filipa Viola [1]. 48

50 Figura 13. Menu interactivo disponibilizado pelo programa desenvolvido por Filipa Viola e utilizado neste estudo para análise dos dados devolvidos pelo Aberrómetro de Hartmann-Shack Características da população estudada As medições foram realizadas a ambos os olhos de 8 indivíduos normais (16 olhos), sem patologias oculares. Um dos voluntários (MS) mudou de lentes a meio do estudo (lentes identificadas como MS1), o que perfaz um total de medições realizadas a 18 lentes. No entanto, tanto a este voluntário com as últimas lentes como a outros dois (RG e RM), não foi possível avaliar a qualidade da imagem visual ao longo do tempo de uso das lentes, dada a indisponibilidade dos mesmos para a realização de um maior número de testes. Assim, os dados adquiridos na medição das aberrações dos olhos destes voluntários foram apenas utilizados na análise da variação da presença de aberrações entre medições com e sem lentes de contacto. Dois dos voluntários eram do sexo masculino e os restantes seis do sexo feminino, com idades compreendidas entre os 22 e os 24 anos (média de 23 anos), sendo todos utilizadores de lentes de contacto mensais com função de corrigir miopia e, em alguns casos, também astigmatismo. Na tabela que se segue são apresentados os dados mais relevantes relativos às características das lentes de contacto usadas pelos diferentes voluntários. 49

51 Características das lentes de contacto Observações N.º de lentes de contacto com função correctiva esférica (correcção da miopia) 18 Poder esférico Entre -2 e -7 Gráfico da distribuição apresentado na Figura 14 N.º de lentes de contacto com função correctiva esférica e 5 cilíndrica lentes tóricas (correcção da miopia e do (31,25%) astigmatismo) Poder cilíndrico Lentes com Dados referentes a estas lentes -1,25 e -1,75 apresentados na Tabela 5 Variação do eixo de curvatura Entre 8,4 e 8,9 Média de 8,58 Valor mediano de 8,6 Tabela 4. Características das lentes de contacto utilizadas pelos voluntários do estudo. Figura 14. Representação gráfica da distribuição do poder refractivo esférico das lentes de contacto, em dioptrias. Identificação da lente Olho esquerdo do voluntário DA Olho direito do voluntário JT Olho esquerdo do voluntário JT Olho direito do voluntário AN Olho esquerdo do voluntário AN Poder refractivo esférico Poder refractivo cilíndrico Eixo astigmatismo -4,25-1, , , ,5-1, , Tabela 5. Listagem dos dados referentes às lentes tóricas alvo de estudo. 50

52 Note-se que, apesar de apenas 5 das lentes de contacto terem, além da função de corrigir miopia, a função de corrigir também astigmatismo, quase todos os outros voluntários sofrem também desta última condição, mas a níveis tão reduzidos que não justificam o uso de lentes tóricas há uma compensação desta aberração por aumento do poder refractivo esférico. Informação referente aos diâmetros pupilares dos olhos aquando das medições, e às variações dos mesmos, é apresentada no Ponto 4 deste Capítulo, em função das diferentes análises realizadas. No Anexo I é possível consultar uma listagem mais discriminada das características das lentes utilizadas pelos diferentes voluntários. Importa salientar que, dado que este estudo envolvia medições em seres humanos, foi utilizada como orientação para o mesmo a Declaração de Helsínquia, desenvolvida pela Associação Médica Mundial (World Medical Association). Assim, os voluntários para este estudo foram devidamente informados dos objectivos e métodos utilizados, tendo posteriormente assinado uma declaração em que afirmavam participar de livre vontade neste estudo e permitiam a divulgação dos dados recolhidos. 51

53 3. Definição das métricas a utilizar Antes de iniciar a análise dos dados foram determinadas quais as métricas a utilizar, com o objectivo de verificar se existe realmente uma degradação da imagem retiniana e do mapa da frente de onda, ao longo do tempo de uso das lentes de contacto. Para tal, tirou-se partido das métricas que o Programa de Simulação da Acuidade Visual e o próprio sistema informático associado ao aberrómetro calculam, tendo sido também desenvolvido algum trabalho de pesquisa em que se analisaram e compararam estudos clínicos já realizados nesta área [25,26,27,28]. Estes estudos tinham como objectivo, único ou não, definir quais as melhores métricas para a determinação da qualidade óptica da imagem retiniana e da performance visual, em diferentes situações (com o uso de óculos, com o uso de diferentes tipos de lentes de contacto, etc.) e para determinadas tarefas visuais. Infelizmente, concluiu-se em todos que ainda não é possível estabelecer qual a métrica, ou conjunto de métricas, ideal em qualquer condição e para qualquer tarefa visual: diferentes métricas têm melhor comportamento em determinadas situações e para tarefas visuais específicas, enquanto outras se comportam melhor noutros casos. Como em nenhum dos estudos encontrados as condições ou objectivos eram semelhantes aos do estudo aqui apresentado, foram escolhidas métricas que tenham apresentado bons comportamentos na predicção do impacto na visão das diferentes aberrações em diversas situações e/ou cuja aplicação seja, como já referido, facilitada pelos dados e ferramentas de que se dispõe. As métricas escolhidas para serem utilizadas neste estudo foram as seguintes: Análise e comparação da magnitude dos Coeficientes de Zernike; Método da pupila crítica (método de fracção pupilar); Raiz quadrada do segundo momento da distribuição de luz (métrica de compactação da PSF); Área da MTF. As duas primeiras métricas são exemplos de métricas do plano pupilar, visto que descrevem variações do erro da frente de onda no plano pupilar, sendo as duas últimas tipos de métricas do plano da imagem, dado descreverem a imagem retiniana, tanto para fontes de luz pontuais (métrica baseada na PSF) como para barras sinusoidais (métrica baseada na MTF) Análise e comparação da magnitude dos coeficientes de Zernike A primeira métrica definida atenta nos valores dos coeficientes de Zernike das diferentes aberrações, calculando-se as variações dos mesmos entre casos com e sem lente e ao longo do tempo de uso das lentes. A equação utilizada para calcular as variações referidas é a que se segue: 52

54 (13) em que os índices i e f se referem aos valores absolutos dos parâmetros em causa no instante inicial (ou de referência) e no instante final (qualquer outro instante que não o de referência), respectivamente. Esta equação é também usada posteriormente para determinar as variações dos valores calculados para as diferentes métricas Método da pupila crítica O método da pupila crítica é uma métrica da qualidade da frente de onda que se baseia no conceito de fracção pupilar, definido por: (14) Este método, desenvolvido em MATLAB, examina, sucessivamente e segundo um determinado critério, a qualidade do mapa da frente de onda dentro de círculos concêntricos com a pupila, de raios cada vez maiores. A análise começa com uma abertura muito reduzida (raio do círculo=5%(raio da pupila)), abertura essa que vai sendo expandida até o critério em causa atingir um valor crítico prédeterminado. O raio do círculo com que se atinge este valor crítico designa-se por raio crítico e a partir dele pode calcular-se a fracção pupilar: (15) Deseja-se que esta fracção tenha valores tão elevados quanto possível pois tal significa que grandes quantidades da luz que entram no olho contribuem para uma imagem retiniana de boa qualidade. Apesar desta métrica conferir um maior peso à região central da pupila, esta é uma aproximação razoável dado que esta parte central tem uma maior contribuição para a visão, posto que o sistema visual é mais sensível a raios daí provenientes (efeito de Stiles-Crawford). No que diz respeito ao critério a utilizar na examinação da qualidade da frente de onda, existem várias hipóteses que podem ser consideradas [29], tendo-se optado usar como critério o Root-Mean- Squared wavefront error (RMS), calculado para as diferentes aberturas: 53

55 (16) Na equação anterior, é a frente de onda aberrada dentro da abertura em questão, representa a média dessa frente de onda, A é a área da abertura e o integral é calculado sobre toda a abertura. Computacionalmente, o RMS mais não é que o desvio padrão dos valores do erro de frente de onda, nos vários pontos pertencentes aos círculos de diferentes raios. O valor determinado como crítico para este critério foi de 0,1963 micrómetros (comprimento de onda do laser/4 = 0,785/4) [28, 29]. Para que se tenha uma ideia de como esta métrica mede a qualidade do mapa da frente de onda, apresentam-se na figura seguinte as imagens da frente de onda obtidas para o olho direito do voluntário IB, para uma lente mais usada (A) e uma lente menos usada (C). Neste caso, o raio aumenta 6,24% entre as medições que permitiram obter as imagens (A) e (C) e a métrica sofre também uma variação positiva, de 1,24%. A B frente de onda - 2D (micrometros) C D Figura 15. Mapas da frente de onda obtidos para o olho direito do voluntário IB, com uma lente mais usada (A) e uma lente menos usada (C). Em B e D apresentam-se os mapas obtidos após aplicação da métrica 2 aos mapas A e C, respectivamente. Estas pupilas foram cortadas para raios superiores áquele em que se atinge o valor de RMS crítico. Note-se que, em cada linha da Figura, os códigos de cores não são iguais nos dois mapas. 54

56 Se se compararem os mapas da frente de onda obtidos para uma lente mais usada (A) e para uma lente menos usada (C) tem-se que no último a densidade de linhas de nível, que limitam áreas da frente de onda com igual avanço ou atraso de fase, é menor que no primeiro caso, o que sugere que esta é uma frente de onda menos aberrada, o que é confirmado pelo facto da fracção pupilar associada a este último caso ser mais elevada. Apesar das duas métricas anteriores fornecerem informação acerca da qualidade dos mapas da frente de onda, a realidade é que não permitem prever qual a qualidade da imagem retiniana: além do facto de ainda não se saber totalmente o quanto as aberrações de ordem superior podem contribuir para o deterioramento da qualidade da visão, o modo como os diferentes coeficientes, de menor e maior ordem, se combinam tem também um impacto significativo na acuidade visual, podendo diferentes combinações resultar em imagens retinianas de melhor ou pior qualidade que o previsto a partir das componentes individuais. É, assim, importante utilizar outras métricas que permitam ter uma ideia mais clara de qual a qualidade da imagem produzida, ao longo do tempo de uso das lentes, as chamadas métricas da qualidade da imagem retiniana, das quais as duas que se seguem são exemplos Raiz quadrada do segundo momento de distribuição de luz (baseada na qualidade da PSF) Métricas da qualidade da imagem retiniana baseadas na qualidade da PSF podem ser concebidas de modo a analisar um de dois parâmetros: compactação ou contraste. Quanto mais compacta e de maior contraste for uma PSF, melhor a sua qualidade. Figura 16. Representação de duas PSF de diferente qualidade: a da esquerda, mais compacta (more compact) e com elevado contraste (high contrast), apresenta maior qualidade que a da direita, menos compacta (less compact) e de baixo contraste (low contrast) [29]. Esta métrica foi desenvolvida em MATLAB e mede a compactação espacial da PSF, através do cálculo da raiz quadrada do segundo momento da distribuição de luz SMDL: 55

57 (17) Quanto mais baixo for o valor desta métrica, particularmente sensível à presença de caudas da PSF, mais compacta é a PSF que lhe está associada. Para que se perceba melhor o que esta métrica mede, assim como a referida sensibilidade à presença de caudas da PSF, apresentam-se na figura seguinte as imagens da PSF obtidas para o olho esquerdo do voluntário IB, para uma lente menos usada (A) e uma lente mais usada (B) e com o raio da pupila a diminuir 7,57% de (A) para (B). A B Figura 17. Representação das PSF s obtidas para o olho esquerdo do voluntário IB, com uma lente menos usada (A) e uma lente mais usada (B). A variação do raio pupilar entre as medições realizadas em A e B é de -7,57%. A métrica 3, que mede a compactação de uma PSF, vê o seu valor aumentar (variação positiva de 0,98%) da Figura A para a Figura B. Tal deve-se ao facto de a PSF representada em B, apesar de aparentar ter um máximo de intensidade com uma forma mais compacta, apresentar uma cauda de dimensões consideráveis, característica da presença de aberrações coma na pupila, e vai deteriorar de modo muito particular a qualidade da imagem retiniana Área da MTF A quarta métrica utilizada mede a área da MTF associada às diferentes medições. Partindo da definição desta função, apresentada no Capítulo I, facilmente se percebe que é desejável que a área da MTF seja tão elevada quanto possível. Tendo em conta que o Programa de Simulação da Acuidade Visual utilizado devolve duas MTF s, MTF segundo x e MTF segundo y, esta métrica foi aplicada a ambas, pelo que a cada caso considerado 56

58 estão associados dois valores desta métrica. A MTF segundo x é representada por mtf_x e a MTF segundo y por mtf_y. 57

59 4. Resultados Neste ponto do Capítulo II são apresentados e analisados os resultados obtidos por aplicação das diferentes métricas aos dados recolhidos. Utilizando a primeira métrica e através da análise do mapa da frente de onda, obtido com Programa de Simulação da Acuidade Visual, são primeiramente analisados e comparados os resultados obtidos para medições realizadas sem e com lentes colocadas, com o objectivo de averiguar o modo como diferentes aberrações de ordem superior variam entre os dois casos. Saliente-se que esta análise se foca somente nas aberrações de ordem superior dado que a colocação de lentes de contacto resulta numa correcção (não total mas próxima da totalidade) das aberrações de ordem inferior, as aberrações de maior magnitude presentes nos olhos dos vários voluntários. A correcção destas aberrações vai resultar num aumento significativo da qualidade da imagem retiniana e a fracção pupilar. Assim, e visto que as últimas três métricas apresentadas não permitem distinguir nem quantificar a variação da quantidade de aberrações de ordem superior presentes entre medições sem e com lentes, não foram utilizadas neste primeiro ponto de análise. Posteriormente, as quatro métricas descritas são utilizadas na análise das variações dos coeficientes de Zernike das diferentes aberrações, da evolução do erro da frente de onda e da qualidade da imagem retiniana, ao longo do tempo de uso das lentes Comparação entre medições realizadas sem e com lentes A análise e comparação entre os casos sem e com lentes colocadas, baseou-se num total de 76 medições realizadas (38 medições feitas sem lente e 38 feitas com lente) a ambos os olhos dos vários voluntários. A listagem do número de medições realizadas por olho e por lente é apresentada no Anexo I. Note-se que o ideal, de modo a que os resultados das diferentes medições fossem comparáveis, era que o tempo que cada voluntário esteve sem lentes antes dos testes tivesse sido sempre o mesmo e o maior possível. Tal deve-se ao facto de, apesar de mais estudos sobre este tópico serem necessários, se crer que a influência que o uso de lentes de contacto tem sobre a qualidade visual se faz sentir, em maior ou menor magnitude, até 7 dias após a paragem do seu uso continuado. No entanto, e mais uma vez devido ao carácter de voluntariado não pago que regeu este estudo, não foi possível controlar esse período sem lentes antes das várias medições. Destas 76 medições, 46 (60,5%) foram realizadas a pupilas com diâmetros iguais ou superiores a 6 mm, tendo estes diâmetros pupilares variado entre os 4,166 e os 8,376 mm, com um valor médio de 6,16 58

60 mm (superior a 6 mm), para os casos sem lentes, e entre os 4,58 e os 8,46 mm, com um valor médio de 6,12 mm (superior a 6 mm), para os casos com lentes. Das medições realizadas, resultaram 38 casos (cada caso compreende um par de medições feitas ao mesmo olho, com uma diferença entre elas da ordem dos minutos, e em que uma foi realizada sem lente e outra com a lente colocada) para análise da variação dos coeficientes de Zernike ao colocar lentes. Em 18 destes 38 casos (47,37%), houve um aumento do diâmetro pupilar ao passar da situação sem lentes para a situação com lentes, tendo acontecido nos 20 restantes casos (52,63%) uma variação negativa. O valor médio destas variações foi de -0,032%. Se se tiver em conta o que já foi apresentado sobre diâmetros pupilares e aberrações ópticas, sabe- -se que aumentos do diâmetro pupilar resultam geralmente num aumento das aberrações. Visto que não é ainda quantificável de que modo aumentos do tamanho pupilar influenciam o aumento das várias aberrações, a análise feita neste ponto tem um carácter mais qualitativo que quantitativo, não sendo possível correlacionar os vários resultados. De modo a reduzir a complexidade da análise dos dados, ao utilizar os coeficientes de Zernike, teve- -se em conta que cada modo individual de Zernike afecta a acuidade de modo diferente: em cada ordem, modos próximos do centro da árvore de Zernike (coma, aberração esférica, ) tendem a afectar mais a acuidade visual que os localizadas próximo dos extremos da árvore (ex.: trefoil, quadrafoil) [11, 27]. Assim, foram examinadas variações dos coeficientes de Zernike correspondentes aos comas (segundo x e y) e à aberração esférica de quarta ordem. Foram também tidas em conta variações das somas de todos os coeficientes de Zernike de ordem superior (em valor absoluto) e das somas de todos os coeficientes de Zernike de ordem superior (em valor absoluto) com excepção dos referentes a ambos os comas e à aberração esférica, de modo a verificar a possível existência de compensações entre as aberrações de ordem mais elevada. Para facilitar a visualização e interpretação dos resultados apresentados no gráfico seguinte, foram determinadas as médias das variações dos diferentes coeficientes (ou das somas de CZ referidas), para intervalos de variação do raio pupilar bem definidos. Além disso, optou-se por não apresentar as médias para variações dos CZ de Zernike associados a ambos os comas, mas sim dos CZ associados ao coma total, visto que tanto o coma segundo x como o coma segundo y seguem geralmente a mesma tendência, bem representada por este último parâmetro. Para cada medição, os CZ referentes ao coma total foram determinados por aplicação da seguinte equação: (18) 59

61 Figura 18. Representação gráfica, detalhada, das médias aritméticas das variações dos coeficientes de Zernike correspondentes ao coma total e à aberração esférica de 4.ª ordem e das somas dos valores absolutos dos coeficientes de Zernike associados a aberrações de ordem superior (de todas as aberrações de ordem superior até à ordem 20 e de todas até à ordem 20 excepto os comas e a aberração esférica), em função de intervalos das variações dos raios pupilares, para os casos em que se comparam medições sem e com lentes colocadas. Na tabela que se segue, listam-se o número de casos compreendido em cada intervalo, assim como as médias acima representadas. Uma tabela mais completa, em que se apresentam também os desvios padrão associados às diferentes médias, pode ser consultada no Anexo II. 60

62 Intervalos das variações dos raios pupilares (%) N.º de casos raios (%) CZ(coma total) (%) CZ(aberração esférica) (%) Média da soma dos valores absolutos dos CZ(aberrações de ordem superior) (%) Média da soma dos valores absolutos dos CZ(aberrações de ordem superior, excepto comas e ab. esférica) (%) -20 <-> <-> -2-2 <-> 0 0 <-> 2 2 <-> <-> ,27-5,05-0,77 1,46 5,23 14,29 101,61 135,85 74,04 83,14-12,06 789,41-86,77 48,69 43,36 211,55-43,49 367,43-36,53-1,17 13,5-34,54 2,38 117,02-40,39-2,75 20,8-56,60 31,72 118,61 Tabela 6. Listagem do número de casos compreendido em cada intervalo de variação do raio pupilar e das médias aritméticas dos diferentes parâmetros considerados, para os casos em que se comparam medições sem e com lentes colocadas. Partindo da figura e tabela anteriores, é possível analisar o que acontece com cada parâmetro considerado, dentro dos diferentes intervalos de variação do raio pupilar: 1. Para variações positivas do raio pupilar, i.e., quando o raio pupilar aumenta ao colocar a lente, espera-se que a quantidade de aberrações de ordem superior medida aumente, aumentando mais com variações do tamanho pupilar mais acentuadas. Tal verifica-se para as médias das variações das duas somas dos valores absolutos dos CZ de ordem superior consideradas: à medida que a variação do raio pupilar é mais acentuada, aumenta o total de aberrações de ordem superior medidas, o que se pode dever a um aumento da quantidade de raios de luz que penetra na pupila pela sua periferia. No que diz respeito às médias das variações dos CZ associados ao coma total e à aberração esférica, verifica-se uma excepção a esta tendência de aumento no intervalo para variações do raio pupilar entre os 2 e os 10%. No entanto, é importante salientar que, no mesmo intervalo em que se verificam estas duas médias negativas, a média das variações da soma dos valores absolutos dos CZ associados a aberrações de ordem superior, excepto os comas e a aberração esférica, tem um valor positivo consideravelmente elevado em comparação com o valor da outra soma considerada. Este valor tão elevado pode dever-se a compensações entre as aberrações de ordem superior: as restantes aberrações de maior ordem somadas têm um valor consideravelmente elevado para compensar os 61

63 valores negativos dos comas e da aberração esférica, permitindo ao total das aberrações de ordem superior aumentar com aumentos mais acentuados do raio pupilar. 2. Para variações negativas do raio pupilar, i.e., quando o raio pupilar diminui ao colocar a lente, espera-se que a quantidade de aberrações de ordem superior medida diminua, tendo essas diminuições maiores valores absolutos com variações do tamanho pupilar mais acentuadas. Apesar desta tendência ser respeitada pelas duas somas consideradas, que vêem os seus valores diminuir à medida que as variações do raio pupilar são mais negativas, não o é pelos outros dois parâmetros considerados, principalmente pelo coma total. Este aumento dos comas ao colocar a lente está de acordo com resultados obtidos noutros estudos realizados [16], em que se mostrou que os modos de Zernike rotacionalmente anti-simétricos (como é o caso dos comas) podem revelar tendência a aumentar a sua presença ao colocar lentes moles, devido a uma má adaptação destas a córneas irregulares. De um modo geral, pode afirmar-se que, apesar da tendência das médias das somas consideradas poder ser explicada pelas variações do raio pupilar associadas, se verifica uma propensão para algumas aberrações de ordem superior aumentarem ao colocar a lente de contacto mole no olho. Tal é sugerido por dois aspectos particulares: em primeiro lugar, pelo facto de se registarem algumas médias com valor positivo para intervalos correspondentes a variações negativas do raio, nomeadamente para variações de 0 a -10%, e em segundo lugar, porque para variações positivas do raio se parecem registar, para as diferentes médias, maiores valores que o que seria de esperar. Se se compararem, por exemplo, os valores das diversas médias para os intervalos com variações do raio mais acentuadas (de -20 a -10% e de 10 a 20%), verifica-se que os valores absolutos dessas médias são maiores para variações positivas do tamanho pupilar, o que sugere a presença de outro factor, possivelmente a presença de lentes de contacto, a induzir um aumento das aberrações de ordem superior, em todo o espectro de variações do raio pupilar. Se antes da colocação das lentes a proporção destas aberrações de ordem superior em comparação com as de ordem inferior pode ser vista como sendo praticamente desprezável, ao colocar as lentes verifica-se que a magnitude das primeiras passa, em muitos casos, a ser comparável à das segundas, passando a ter uma influência considerável na qualidade e acuidade visuais. Para que se possa ter uma ideia de quais os possíveis efeitos dos comas e da aberração esférica aberrações que apresentam uma tendência para aumentar ao colocar as lentes na frente de onda e nas imagens retinianas, é interessante concentrar a análise em dois casos particulares: 1. Num dos testes realizados ao olho esquerdo do voluntário DA, apesar de haver uma variação de -12,681% do raio pupilar, ao colocar a lente, os coeficientes de Zernike dos comas sofrem uma variação positiva bastante acentuada: o coeficiente de Zernike do coma y sofre uma variação de 105,80% (de -0,069 para 0,1420) e do coma x uma variação de 84,91% (de -0,053 para 0,098); 62

64 A B C Figura 19. Mapa da frente de onda a duas dimensões (A) e representações da PSF (B) e do Quadro de Snellen (C) correspondentes, de um dos testes realizados ao olho esquerdo do voluntário DA, com a respectiva lente colocada. As imagens foram obtidas com o Programa de Simulação da Acuidade Visual. Como se pode constatar na figura anterior, a influência da presença acentuada dos comas (y e x) é bem visível na forma da PSF (Figura 19-B), que apresenta a cauda em forma de cometa característica deste tipo de aberrações. O facto de, além da existência da cauda, a PSF apresentar um espalhamento triangular em torno do ponto central (intensidade mais elevada) é característico da presença de astigmatismo: o astigmatismo segundo y (o que a lente tórica usada por este voluntário pretende corrigir é o astigmatismo segundo x) tem um valor relativamente elevado após colocação da lente. No que diz respeito ao mapa da frente de onda, a presença de comas não é tão facilmente identificável devido à referida presença do astigmatismo segundo y, que tem uma grande influência na forma deste mapa. Os padrões característicos do astigmatismo são, no entanto, espalhados do exterior para a porção interior da pupila. 2. No teste realizado ao olho direito do voluntário MS1, apesar de haver uma variação de -6,208% do raio pupilar, ao colocar a lente, os coeficientes de Zernike da aberração esférica de 4.ª ordem sofrem uma variação de 607,87% (de 0,127 para 0,899). A B C Figura 20. Mapa da frente de onda a duas dimensões (A) e representações da PSF (B) e do Quadro de Snellen (C) correspondentes, do teste realizado ao olho direito do voluntário MS1, com a respectiva lente colocada. As imagens foram obtidas com o Programa de Simulação da Acuidade Visual. 63

65 A B C Figura 21. Mapa da frente de onda a duas dimensões (A) e representações da PSF (B) e do Quadro de Snellen (C) correspondentes, do teste realizado ao olho direito do voluntário MS1, com a respectiva lente colocada, com o coeficiente de Zernike correspondente à desfocagem anulado. As imagens foram obtidas com o Programa de Simulação da Acuidade Visual. As imagens da Figura 20 foram obtidas para o olho direito do voluntário MS1, com a lente de contacto colocada. Pretendia-se, a partir destas imagens, verificar a influência da presença acentuada da aberração esférica de 4.ª ordem. Note-se, no entanto, que no mapa da frente de onda o único padrão que facilmente se identifica é o característico dos comas, nomeadamente na porção exterior inferior da pupila. Quanto à PSF, se a sua forma pode sugerir a presença de aberração esférica, tal pode dever-se ao facto de, apesar da lente colocada, o valor absoluto do coeficiente de Zernike associado à desfocagem ter ainda um valor muito elevado (2,00). Assim, e modo a perceber se existia realmente influência da aberração esférica de 4.ª ordem, anulou-se o coeficiente de Zernike correspondente à desfocagem, tendo-se obtido as imagens da Figura 21. Neste caso, é já possível identificar facilmente um padrão característico da aberração esférica no mapa da frente de onda, nomeadamente na porção central da pupila, continuando presente o padrão característico do coma na porção inferior da mesma. A influência da aberração esférica passa a ser também mais facilmente identificável nesta PSF. Um ponto a destacar da análise das duas últimas figuras prende-se com a possível compensação de aberrações: se compararmos as imagens dos Quadros de Snellen entre os casos com lente e com lente com o coeficiente de Zernike associado à desfocagem anulado, é claro que a qualidade da primeira imagem é superior à da segunda, apesar de nesta se ter eliminado a aberração de maior magnitude presente. Tal sugere que deve existir algum tipo de compensação entre as diferentes aberrações e todas elas contribuem, com alguma dependência uma das outras, para um equilíbrio total: apesar de tanto o CZ associado à desfocagem como o associado à aberração esférica de 4.ª ordem terem valores totais positivos, na porção central do plano pupilar o primeiro apresenta valores negativos enquanto o segundo valores positivos. Para que seja mais perceptível o que acontece nesta zona da pupila, apresentam-se na figura seguinte os mapas tridimensionais das frentes de onda, com todos os coeficientes anulados excepto o correspondente à desfocagem (Figura 22-A) ou à aberração esférica de 4.ª ordem (Figura 22- B). Tal compensação entre este par de aberrações (desfocagem e aberração esférica de 4.ª ordem) já tinha sido sugerida e verificada em alguns estudos anteriores a este [27, 28]. 64

66 A B Figura 22. Mapas tridimensionais da frente de onda, obtidos para a medição realizada com lente ao olho direito do voluntário MS1, após anulação de todos os coeficientes de Zernike excepto o associado à desfocagem (A) ou o correspondente à aberração esférica de 4.ª ordem (B) Análise ao longo do tempo de uso das lentes A análise realizada ao longo do tempo de uso das lentes baseou-se num total de 38 medições realizadas com as lentes colocadas, a ambos os olhos dos vários voluntários. Do total das medições consideradas, 16 (42,11%) foram realizadas a pupilas com diâmetros iguais ou superiores a 6 mm, tendo os diâmetros pupilares variado entre os 4,28 e os 8,64 mm, com um valor médio de 5,94 mm (ligeiramente inferior a 6mm). As 38 medições que serviram de base a esta parte do estudo permitiram considerar 26 casos, que se podem dividir em dois grupos distintos: 1. Grupo 1: 16 casos (par de medições realizadas ao mesmo olho, com a mesma lente colocada, mas para tempos de uso da lente diferentes) em que foram determinadas as variações de diferentes parâmetros ao longo de tempo de uso de lentes crescente; 2. Grupo 2: 10 casos (par de medições realizadas, com lentes colocadas, ao mesmo olho; uma delas com uma lente em final de tempo de vida e outra com uma lente menos usada) em que foram determinadas as variações dos mesmos parâmetros, entre as duas medições de cada caso. O último ponto corresponde à análise de variações entre dados obtidos com lentes no final de um mês e os dados obtidos com lentes no início de um mês posterior (consecutivo ou não). Optou-se por fazer tais análises visto que se levantou a hipótese de que aumentos de determinadas aberrações ou piorias na qualidade da imagem retiniana, que se pudessem observar ao longo do tempo de uso das lentes, se devessem a um aumento natural das aberrações presentes no olho, e não devido a uma 65