ES2224223T3 - Lente intraocular faquica con autocentrado. - Google Patents

Abstract

ESTA INVENCION SE REFIERE A UNA LENTE INTRAOCULAR (LIO) FAKICA, QUE ESTA DESTINADA A CORREGIR TRASTORNOS DE LA VISION, COMO POR EJEMPLO LA MIOPIA, LA HIPERMETROPIA, EL ASTIGMATISMO Y LA PRESBICIA. LA LENTE ESTA CONSTUIDA POR UN MATERIAL ELASTOMERO BIOCOMPATIBLE, COMO POR EJEMPLO SILICIO. ESTA LENTE INCLUYE UNA O VARIAS SUPERFICIES ANULARES QUE SALEN DE LA SUPERFICIE ANTERIOR DE LA LENTE O QUE RODEAN LA LENTE DE FORMA QUE, CUANDO SE COLOCA LA LENTE EN EL OJO, ESTE EN CONTACTO CON EL IRIS. CUANDO SE DILATA O SE CONTRAE EL IRIS, EL CONTACTO CON EL IRIS EJERCE UNA FUERZA DE CENTRADO SOBRE LA LENTE. LA LENTE NO TOCA EL CRISTALINO Y FLOTA EN LA CAMARA POSTERIOR SIN AGREDIR EL TEJIDO QUE LO RODEA Y SIN PROVOCAR SU ABRASION.

Description

Lente intraocular fáquica con autocentrado.

La presente invención se refiere a una lente intraocular para la corrección de trastornos visuales.

Fundamentos de la invención

De acuerdo con "Intraocular Lenses", del autor Dr. David J. Apple, publicado por Williams and Wilkins, 1.989, la prueba del concepto de lentes intraoculares, se remonta a, al menos, dos siglos. Un oculista del siglo XVIII llamado Tadini, propuso la idea de un implante de lente e incluso intentó el desarrollo de uno. El primer implante registrado fue por Casaamata alrededor de 1.795, que fracasó debido a la inadecuada fijación del implante a la superficie del ojo. La primera serie de implantes con éxito se atribuye al Dr. Harold Ridley de Londres. Ridley observó fragmentos de un material de plástico acrílico, usado en las cabinas cerradas, transparentes, de los aviones de caza de la 2ª Guerra Mundial, alojados en los ojos de los pilotos de caza que él trató. No encontrando reacción biológica, eligió usar este material rígido para sus primeros implantes de lentes intraoculares. Una versión de calidad clínica del material, poli(metacrilato de metilo) (PMMA, por sus siglas en inglés), más comúnmente conocido como Plexiglás, se fabricó por Rayners de Londres, en las primeras lentes intraoculares sintéticas (IOL, por sus siglas en inglés).

Comúnmente se observó inflamación como una principal complicación cuando se usaron estas primeras lentes. Ridley, sin embargo, consideró que la inflamación postoperatoria moderada, era beneficiosa debido a que creaba adhesiones para fijar el implante de la lente. Los factores que contribuían al desarrollo de la inflamación postoperatoria incluían restos sobre o en las lentes, de los compuestos de esterilización, desinfectantes, compuestos de limpieza o aditivos que se añadían para controlar la polimerización así como bordes, orificios o estrías, desiguales o afilados, en la propia lente intraocular. El deficiente diseño de las lentes reprimió el crecimiento de las IOL hasta que se mejoró el diseño y el mercado creció rápidamente en los años 80.

De acuerdo con "Intraocular Lens Implantation" por Dr. Emanuel S. Rosen, et al., publicado por The C.V. Mosby Company, 1.984, los procedimientos de implante de lente intraocular, se usaron en primer lugar para la corrección de las cataratas, una enfermedad que afecta a la transparencia de la lente biológica. Para que el cristalino del ojo permanezca funcional debe mantener su conformación y su transparencia. El cristalino embrionario está formado por capas de células epiteliales que se alargan, forman una estructura cristalina y llegan a ser ópticamente transparentes. Este procedimiento de formación se reduce pero continúa durante toda la vida. El procedimiento se puede ver afectado por una serie de agresiones medioambientales incluyendo: vejez, contaminación química o lesión física. Cualquiera de éstas puede accionar la formación de estructuras cristalinas que tienen lugar dentro del propio cristalino. Las estructuras cristalinas recién formadas dispersan la luz y destruyen la transparencia del cristalino. En el tratamiento de las cataratas, la IOL sustituye a la lente biológica.

Las lentes correctoras intraoculares para el tratamiento de errores de refracción es una evolución lógica de la tecnología de implantación de IOL para cataratas. Las lentes correctoras (gafas, lentes de contacto) han sido el pilar para la corrección de defectos de agudeza visual. La miopía (vista cercana), hipermetropía (vista lejana), astigmatismo y presbicia (pérdida de visión cercana debido a factores tales como la inflexibilidad de la lente biológica) se pueden tratar todas con gafas y lentes de contacto. Las lentes fáquicas son unas que se usan en asociación con, más bien que en lugar de, la lente biológica en el ojo. Sin embargo, el uso de las IOL fáquicas no ha tenido éxito en general, debido a problemas relacionados con el diseño que causan agresión a la lente biológica dando como resultado complicaciones tales como cataratas o abrasión de tejido circundante.

La cirugía refractiva es una alternativa para el tratamiento de ciertos tipos de defectos de agudeza visual. La queratotomía radial (RK, por sus siglas en inglés) y la queratectomía radial fotorrefractiva (PRK, por sus siglas en inglés) son útiles en el tratamiento de miopía de leve a moderada, de 6 dioptrías o menos y han mostrado éxito limitado en el tratamiento del astigmatismo. La eficacia de estos procedimientos es menos predecible en pacientes con mayores grados de miopía y no se pueden usar para tratar la hipermetropía o la presbicia. Ningún procedimiento está exento de procesos postoperatorios significativos. El desplazamiento hipermétrope y la inestabilidad de la córnea que siguen a la quetatotomía radial y la alta frecuencia de turbidez, halos y el efecto que se asemeja a un cuerpo de rayos que emanan de un punto central, de la córnea, postoperatorios, con PRK están bien documentados en la bibliografía. Adicionalmente, ambos procedimientos producen hipercorrección (hipermetropía) e hipocorrección (miopía residual) en una serie significativa de pacientes. La queratomileusis in situ intraestromal con láser (LASIK, por sus siglas en inglés) es un nuevo procedimiento de cirugía refractiva que, en unas manos de cirujano experimentado, puede tratar grados tanto bajos como altos de miopía, hipermetropía y astigmatismo. Los datos preliminares indican que la técnica LASIK produce pocos procesos visuales postoperatorios, estabiliza la visión postoperatoria rápidamente, comparado con RK y PRK y la técnica LASIK no parece que produzca debilitamiento residual en la estructura endotelial.

La IOL fáquica llena los vacíos en modalidades de tratamiento por cirugía refractiva para defectos de agudeza visual de todos los tipos, incluyendo astigmatismo y, potencialmente, presbicia, asumiendo que las deficiencias, discutidas anteriormente, se pueden hacer frente con eficacia. Tales lentes están indicadas para cualquier nivel de miopía o hipermetropía, incluyendo corrección más allá de 6 dioptrías.

El concepto básico de las IOL fáquicas se describió en la patente de EE.UU. 4.585.456, Blackmore, expedida el 29 de abril de 1.986. Blackmore describe una lente fáquica que se sitúa sobre la superficie de la lente biológica y se centra soportándola en el espacio del ángulo iridocorneal. Esta solución fracasó en proporcionar tratamiento seguro y eficaz debido a complicaciones tales como agresión a la lente biológica causando cataratas, abrasión del pigmento del iris causando glaucoma de cierre de ángulo y glaucoma con bloqueo pupilar causado por bloqueo del flujo del fluido acuoso del ojo por la pupila. La fijación de la lente usando la interacción de los hápticos y los extremos del espacio del ángulo iridocorneal, requiere la medición apropiada del ojo y la selección del tamaño apropiado de los hápticos (dimensión diagonal a través de la lente y el háptico). El tamaño inapropiado del háptico puede dar como resultado que la lente implantada se encuentre descentrada, que conduce a visión inapropiada. Véase también, Mazzocco, et al., Soft Implant Lenses in Cataract Surgery, Slack Inc., 1.986, pág. 93, Modelo E (una lente fáquica que se ajusta en el espacio del ángulo iridocorneal). Otros diversos implantes de lentes correctoras que tienen hápticos reforzados o rígidos, tales como los descritos en la patente de EE.UU. 5.258.025, Fedorov et al., expedida el 2 de noviembre de 1.993 y la patente de EE.UU. 5.078.742, Dahan, expedida el 7 de enero de 1.992, pueden dar como resultado complicaciones similares. Estas complicaciones están documentadas por Fechner et al., en el Journal of Cataract and Refractive Surgery, marzo, 1.996, vol. 22, págs. 178-81. Fechner también hace la observación de que se puede formar una catarata donde la lente intraocular esté en contacto con la lente biológica. El contacto prolongado entre la lente implantada y la lente biológica puede agredir a la lente biológica privándola de oxígeno o de sustancias nutritivas, proporcionados en el fluido acuoso del ojo, dando como resultado la formación de una catarata. Véase también, la patente de EE.UU. 4.769.035, Kelman, expedida el 6 de septiembre de 1.988, que describe una lente intraocular fáquica que se coloca directamente sobre la superficie anterior de la lente biológica.

La patente PCT/SU88/00180, cedida a Mikrokhirurgiya Glaza, publicada el 21 de abril de 1.993 y que corresponde a la patente francesa A 2 620 323, describe una lente en la cámara anterior que se ha demostrado también que da como resultado complicaciones significativas cuando se usa. Esta lente tiene un medio para centrar el iris que requiere que la lente sobresalga en la cámara anterior; una superficie en forma de bobina sobre la lente restringe el movimiento del iris. Este concepto también limita el diámetro óptico de la lente. El diseño sitúa todo o parte de la superficie de la lente en la cámara anterior del ojo y los bordes de la bobina dispersan luz creando halos en la visión de los pacientes incluso durante periodos de luz ambiental clara. También, restringir el movimiento del iris da como resultado abrasiones del pigmento y traumatismo potencial al iris. El diámetro máximo o dimensión diagonal medida a través de la óptica y los hápticos, es pequeño (menor que 10,5 mm) debido a que no es necesario que los hápticos se centren por el espacio del ángulo iridocorneal o las zónulas ciliares puesto que los bordes en forma de bobina del cuerpo óptico se centran en la pupila del ojo por el iris.

Se describe una lente correctora que se coloca sobre el cristalino biológico y se usa la curvatura de la lente biológica para centrar el cuerpo óptico, en la patente de EE.UU. 5.480.428, Fedorov et al., expedida el 2 de enero de 1.996. Esta lente se fabrica de materiales inflexibles y requiere inserción quirúrgica sin deformación sustancial del háptico o de los cuerpos ópticos, requiriendo de ese modo una incisión y suturar para cerrarla. La solución requiere una acometida u orificio en el cuerpo óptico para permitir que fluya el fluido acuoso del ojo. Los cirujanos han superado las complicaciones relacionadas con el bloqueo de la pupila creando un orificio en el iris (una iridotomía) para permitir el flujo natural del fluido acuoso del ojo desde la cámara posterior a la cámara anterior del ojo.

La patente WO-A-95/28897 describe una lente blanda, fabricada, insertable en el ojo entre el iris y la lente biológica, que comprende que la lente sea elástica y que tenga superficies opuestas y que la lente se esté configurando para que se flexione bajo la presión ejercida por el iris, por lo cual, al menos una de dichas superficies opuestas se deforme de manera flexible y elásticamente. La lente se proporciona con hápticos de conformación tabular formando parte de la lente, para que se extienda debajo de las secciones del iris, deseándose que los hápticos mantengan la lente en posición centrada. Las porciones de los hápticos pueden comprender orificios con salida en que puede crecer tejido ocular para hacer que se coloquen permanentemente los hápticos y la lente fabricada.

Sería altamente deseable desarrollar una lente intraocular fáquica que no tuviera los problemas asociados con las lentes de la técnica anterior. La presente invención supera estos problemas por:

(1)

permitir que la lente flote libremente en la solución acuosa de la cámara posterior del ojo;

(2)

proporcionar hápticos que se pueden mover y flexionar con la anatomía del ojo;

(3)

usar un medio de autocentrado que no abrasiona ni restringe el movimiento del iris;

(4)

proporcionar cuerpos hápticos en asociación con el cuerpo óptico que captan el flujo natural del fluido acuoso del ojo para crear una capa de fluido entre la lente implantada y la lente biológica; y

(5)

favorecer la circulación del fluido acuoso del ojo entre la lente biológica y el implante por la utilización del movimiento del iris.

Sumario de la invención

La presente invención es una lente correctora intraocular, fáquica, para la corrección de trastornos visuales tales como: miopía, hipermetropía, astigmatismo y presbicia, de acuerdo con las características según la reivindicación 1.

La lente de acuerdo con la invención se fabrica de un material elastomérico, biocompatible, tal como silicona, con una superficie muy lisa que no producirá abrasión o agresión al ojo o proporcionará áreas donde se puedan recoger leucocitos y otros depósitos. La lente también se puede fabricar de: poli(metacrilato de metilo), poli(metacrilato de hidroxietilo), colágeno/mezclas acrílicas y otros materiales que pueden ser: hidrófobos, hidrófilos o permeables a los gases. La lente implantada flota en la cámara posterior del ojo sin tocar la lente biológica, permitiendo que se mueva la lente implantada cuando se le aplican fuerzas muy pequeñas.

El (los) cuerpo(s) háptico(s) es (son) no planar(es), con espesor sustancialmente uniforme y una conformación que se aproxima a la curvatura de la lente biológica o es (son) sustancialmente esférico(s). El (los) cuerpo(s) háptico(s) asegura(n) que la lente no se pueda descentrar mucho en la pupila del ojo haciendo contacto con la periferia de la cámara posterior en el área del espacio del ángulo iridocorneal si tiene lugar tal descentrado. El (los) háptico(s) es (son) preferiblemente flexible(s) en la dirección del eje óptico de la lente a fin de que se siga el radio variable de la lente biológica ya que el ojo acomoda para enfocar objetos cercanos o lejanos.

La lente de la presente invención incluye, además, una o más superficies anulares que sobresalen desde la superficie anterior de la lente de manera que la superficie anular esté en el camino del iris ya que se dilata y se contrae para ajustar la abertura o pupila del ojo por variaciones en la luz ambiental. El contacto por el iris que se mueve sitúa una fuerza de centrado sobre la(s) superficie(s) anular(es) sobresaliente(s) para mover y mantener la lente centrada en la pupila del ojo. Cuando la lente está centrada y ya que el iris continúa contrayéndose, la(s) superficie(s) anular(es) sobresaliente(s) se conforma(n) de manera que no evite el movimiento del iris sino más bien para permitirle que se deslice sobre la superficie sobresaliente. La(s) superficie(s) sobresaliente(s) está(n) contorneada(s), redondeada(s) o biselada(s) para asegurar que no produce(n) abrasión al iris cuando tiene lugar este deslizamiento. La(s) superficie(s) sobresaliente(s) bien puede(n) ser parte del cuerpo óptico o puede(n) ser una porción separada de la lente. La(s) superficie(s) puede(n) ser paralela(s) al eje óptico del ojo o estar formando rampa para asegurar que el iris pueda subir deslizándose (en la dirección anterior) y sobre el cuerpo óptico de la lente.

La(s) superficie(s) sobresaliente(s), anular(es), descrita(s) anteriormente, debe(n) ser de tal tamaño, conformación y posición que su superficie total esté dentro de la pupila del ojo cuando se dilata a su máxima abertura. La abertura máxima se consigue en la oscuridad, cada noche cuando el paciente duerme o cuando la dilatación se consigue por medicación. Si la lente llega a estar descentrada más allá de la abertura máxima de la pupila, la superficie anular, sobresaliente, hará que la lente se descentre más bien que hacer que se centre. Por lo tanto, para asegurar que la superficie anular sobresaliente está apropiadamente centrada, el(los) cuerpo(s) háptico(s) alcanza(n) la periferia de la cámara posterior del ojo para evitar que esté muy descentrada. Una acción similar tiene lugar con lentes positivas donde sobresale la superficie anterior, convexa, de la propia lente, para recibir la fuerza de centrado aplicada por el iris cuando se contrae.

La acción de contracción y de dilatación del iris hace que las superficies anulares, sobresalientes, muevan los cuerpos óptico y háptico de la lente para crear o favorecer el flujo y la circulación del fluido acuoso circundante del ojo, tales como oxígeno y sustancias nutritivas en el mencionado fluido que alcanza la lente biológica.

Hay gran utilidad y valor comercial para las lentes correctoras que son implantables en la cámara posterior del ojo para corregir defectos de agudeza visual, pero las complicaciones que acompañan al uso de tales dispositivos han evitado que tuvieran éxito intentos en el pasado. La presente lente supera estas complicaciones permitiendo que flote libremente en la solución acuosa del ojo más bien que estar soportada en el sitio por los hápticos u otros métodos de fijación tales como por contacto entre la parte posterior de la lente y la curvatura de la lente biológica o fijación en el espacio del ángulo iridocorneal. Una lente implantada, que flota libre, mantendrá una capa de fluido acuoso entre ella y la lente biológica, captando el flujo natural del fluido acuoso del ojo para sesgar la lente implantada lejos de la lente biológica (es decir, a diferencia de muchas lentes de la técnica anterior, la lente de la presente invención no descansa directamente sobre la lente biológica). La baja fuerza de rozamiento creada permitiendo que la lente flote libremente, permite fuerzas de centrado de la lente que se tienen que aplicar a la lente por el iris vía las superficies anulares, sobresalientes, descritas. La presente invención permite que la lente se autocentre más bien que requerir que esté soportada en el sitio por combado de: hápticos cargados, hápticos flexibles, hápticos consistentes, hápticos rígidos, por adherencia a la lente biológica u otras estructuras del ojo o por otros métodos de fijación. El resultado neto es una lente intraocular fáquica, que proporciona corrección óptica sin dañar las delicadas estructuras del ojo.

Otros objetos y ventajas de la invención llegarán a ser más evidentes a partir de la siguiente memoria descriptiva tomada junto con las figuras en la misma. Se desea que estas figuras sean ejemplares y no limitantes de la presente invención.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es una vista transversal del ojo, que muestra una realización de la lente de la presente invención (11), colocada en la cámara posterior del ojo (5). También se muestra el espacio (2) del ángulo iridocorneal y las fibras (3) zonulares. El cuerpo (12) óptico y los cuerpos (13) hápticos no están en contacto continuo con la lente (1) biológica. El contacto con las zónulas (3) o el espacio (2) del ángulo iridocorneal, puede tener lugar dependiendo del tamaño o de la anatomía del ojo en relación con la lente implantada. La lente se soporta en contacto con el iris (4) por el flujo de la solución acuosa del ojo que fluye de manera natural por las fibras (3) zonulares en la cámara posterior del ojo (5). La continuidad del flujo en la cámara anterior del ojo (6) se mantiene por una iridotomía (abertura quirúrgica en el iris) (4).

La Fig. 1b es una vista transversal de una realización de la presente invención. La Fig. 3b es la vista desde arriba de la lente, que corresponde a la sección transversal en la Fig. 1b. La Fig. 1b muestra una vista transversal de una lente (17) correctora, negativa, con un cuerpo (12) óptico y dos cuerpos (13) hápticos, donde el cuerpo óptico comprende: una superficie (120) anterior, cóncava y una superficie (121) posterior, cóncava, que es una continuación de la superficie (122) posterior de los cuerpos (13) hápticos. La lente negativa en la Fig. 1b tiene una superficie (43) sobresaliente, anular, donde el iris puede situar una fuerza de centrado sobre la lente. La lente tiene un eje (128) óptico.

La Fig. 2a muestra una vista transversal de otra realización de la presente invención (20), donde el cuerpo (12) óptico tiene una superficie (23) anterior que tiene dos escalones (21) anulares para reducir el espesor de la lente. Los escalones (21) comprenden superficies (24) anteriores, anulares, cada una de las cuales es una continuación de la superficie (23) anterior y superficies (43) sobresalientes, anulares, para recibir fuerzas de centrado desde el iris. La Fig. 3f es la vista desde arriba de la lente, que corresponde a la sección transversal en la Fig. 2a.

La Figura 2b es una vista transversal de otra realización de la invención (20b) donde hay sólo un escalón (21) en el cuerpo (12) óptico, que crea una superficie (24) anular que es una continuación de la superficie (23) anterior del cuerpo (12) óptico.

Las Figs. 3a a 3g muestran diversas realizaciones del cuerpo háptico que se pueden usar en la presente lente. La Fig. 3a muestra una lente (31) implantable, con un cuerpo (12) óptico y dos cuerpos (13) hápticos, donde el cuerpo óptico tiene un punto tangente o área (34) tangente con el borde de la lente y/o con la superficie (43 en la Fig. 1b) sobresaliente, anular. La Fig. 3b muestra una lente (35) implantable, con un cuerpo (12) óptico y un cuerpo (13) háptico, donde el cuerpo óptico y la(s) superficie(s) (43) sobresaliente(s), anular(es), están dentro de los bordes del cuerpo (37) háptico. La Fig. 3c muestra una realización similar con cortes (38) cóncavos en los lados cortos del háptico (39). Las Figs. 3d y 3e muestran otras colocaciones y diseños del háptico (13). La Fig. 3f muestra una vista desde arriba de la configuración de lente escalonada de la Fig. 2a. La Fig. 3g muestra las superficies sobresalientes anulares como segmentos (311) parciales; esto representa una realización donde se reduce el ancho de la lente por truncado de una porción del cuerpo óptico para facilitar la inserción por una pequeña incisión en el ojo. Como se puede ver, los cuerpos hápticos están unidos al cuerpo óptico y se extienden hacia fuera de allí en, al menos, dos direcciones opuestas en general (es decir, bilateralmente). Se desea que estas realizaciones sean ejemplos representativos de los muchos diseños de hápticos que se pueden usar en la lente intraocular de la presente invención.

La Fig. 4a muestra una vista transversal de la lente (41) en relación con el iris del ojo (4) cuando toca la superficie (43) anular, sobresaliente y, más en particular, la esquina (44) redondeada entre la superficie (43) anular, sobresaliente y la superficie (45) anterior del cuerpo (12) óptico.

La Fig. 4b muestra una vista transversal de la lente (41) en relación con el iris del ojo (4) después de que se ha contraído a su diámetro (47) contraído, deslizándose por las superficies (43) anulares, sobresalientes, permitiendo que el iris (4) flote sobre el cuerpo (12) óptico al tiempo que se mantiene contacto con las superficies (43) anulares, sobresalientes y, más en particular, las esquinas (44) redondeadas de la
lente.

La Fig. 4c muestra una vista transversal de la lente (41) en relación con el iris del ojo (4) y el área del espacio (2) del ángulo iridocorneal. Cuando el iris (4) está completamente dilatado, se permite que se mueva la lente (41). El intervalo de movimiento de la lente (41) se determina por la relación entre el diámetro del háptico o dimensión (L) diagonal, el diámetro del ojo en el espacio (C) del ángulo iridocorneal, el diámetro completamente dilatado de la pupila (P) del paciente y el diámetro de la(s) superficie(s) (B) sobresaliente(s), anular(es).

La Fig. 5 muestra una vista isométrica de una realización de la lente (51) donde la superficie (52) anterior de la lente (51) tiene forma toroidal para corregir el astigmatismo. El radio (R1) es mayor que el radio (R2) y se genera una superficie continuamente lisa entre los radios (R1 y R2).

La Fig. 6 muestra una vista transversal de otra realización de la lente (61) con un cuerpo (12) óptico donde la superficie (63) anterior es asférica para aumentar la agudeza visual proporcionada al paciente, al tiempo que se mantiene el mismo poder óptico de la lente (61) cuando se compara con una superficie (64) esférica representada por una línea discontinua.

Descripción de las realizaciones preferidas

Para una mejor comprensión de la invención, se debería tomar la siguiente descripción de la realización preferida junto con los dibujos descritos anteriormente.

Las realizaciones particularmente preferidas de la presente invención se muestran en las Figuras 1b y 3b y se pueden fabricar de uno o más materiales ópticamente transparentes, biocompatibles, por ejemplo silicona o el grupo de compuestos conocido como polímeros acrílicos tales como: poli(metacrilato de metilo) (PMMA), poli(metacrilato de hidroximetilo) o copolímeros de silicona y metacrilato de metilo, colágeno/mezclas acrílicas u otros materiales conocidos. El cuerpo (12) óptico tiene una superficie (120) anterior en una conformación esférica, para proporcionar la corrección óptica señalada.

Volviendo a la Figura 4c, la superficie (43) sobresaliente, anular, sobresale en la pupila del ojo de manera que el iris del ojo (4) interfiera ligeramente y proporcione una fuerza de centrado a la lente. Una vez que la lente se centra en la pupila del ojo, el iris flota en la superficie (43) sobresaliente, anular, que puede estar ligeramente formando rampa o curvada en el borde (44) para asegurar que no se produce traumatismo al iris (4) y se deslice sobre el cuerpo óptico, como se muestra en secuencia en las Figuras 4a y 4b.

Para lentes con poder de corrección muy alto (véanse las Figuras 2a, b) se requiere un radio de curvatura menor y se puede escalonar (21) el cuerpo (12) óptico para reducir el espesor de la lente de manera que se ajuste dentro de la cámara posterior del ojo y no sobresalga sustancialmente en la cámara anterior.

Ahora volviendo a la Figura 4c, los cuerpos (13) hápticos tienen un diámetro o medición (L) diagonal de borde a borde (48) de manera que sean más pequeños que el diámetro de la periferia de la cámara (C) posterior del ojo en el área del espacio (2) del ángulo iridocorneal. Cuando la medición (L) diagonal es menor que el ancho de la cámara (C) posterior, se permite que la lente flote libremente en la cámara posterior. Sin embargo, aún se soporta la lente (41) relajadamente en el ojo de manera que la lente no se descentre mucho. La(s) superficie(s) (43) sobresaliente(s), anular(es), se debe(n) soportar de manera que esté(n) completamente dentro de la pupila del ojo cuando se dilata a su máxima abertura (P). Si la lente (41) se descentra de manera que la superficie (43) anular, sobresaliente, esté más allá de la abertura máxima de la pupila (P), las superficies (43) anulares, sobresalientes, harían que se descentrara la lente más bien que harían que se centrara. Los hápticos (13) restringen este movimiento y mantienen la superficie (43) sobresaliente, anular, en el interior de la pupila dilatada. Volviendo a la Figura 4c, se da el diámetro de los bordes más exteriores del (de los) háptico(s) (L) por satisfacción simultáneamente de las siguientes desigualdades:

L \geq C - P + B

L \geq C/2 + P/2

L < C

donde L es el diámetro mayor de un círculo dentro del que se ajustarán los bordes más exteriores del (de los) cuerpo(s) háptico(s);

C es el diámetro del ojo en el espacio del ángulo iridocorneal;

P es el diámetro completamente dilatado de la pupila del paciente; y

B es el diámetro de la(s) superficie(s) sobresaliente(s), anular(es).

Si existe más de un diámetro (B) de la superficie sobresaliente, anular, dentro de una sola realización (tal como se muestra en las Figuras 2a o 2b), cada superficie se calcula individualmente usando su diámetro (B) particular y una cualquiera o cualquier combinación de estas superficies debe satisfacer las desigualdades anteriores.

La lente correctora intraocular de la presente solicitud, debe incluir una superficie sobresaliente que permita que el iris se deslice sobre ella sin restringir el movimiento del iris. Es esta interacción entre la superficie sobresaliente y el iris que mantiene la lente centrada en el ojo. La superficie sobresaliente puede ser una parte del propio cuerpo óptico o puede ser adyacente pero no una parte del cuerpo óptico, como en la Figura 1b. También es posible, aunque no preferido, que la superficie sobresaliente esté totalmente separada del cuerpo óptico. Las superficies sobresalientes pueden ser anulares en conformación y en general son inclinadas, curvadas o formando rampa en sus bordes para permitir que el iris se mueva cómodamente sobre ellas. Las superficies sobresalientes también se pueden escalonar, como se muestra en la Figura 2a o 2b. La altura de la superficie sobresaliente es, en general, de aproximadamente 0,25 a aproximadamente 1,0 mm desde la superficie posterior de la lente. El cuerpo óptico de la lente correctora intraocular, cuando se sitúa en el ojo, está situado sustancialmente en la cámara posterior del ojo detrás del iris.

La estructura del cuerpo óptico, que actúa como la lente en la presente invención, sigue los requerimientos de la teoría óptica clásica. La lente puede tener una superficie cóncava o convexa (poder óptico positivo o negativo). Puede ser toroidal, esférica o asférica en conformación). La curvatura de la lente dependerá de la corrección óptica requerida para un paciente particular, manteniendo en mente que la lente se usará junto con la lente biológica del ojo. La estructura precisa del cuerpo óptico puede, en parte, determinar la estructura de las superficies sobresalientes requeridas para centrar la lente. La lente se fabrica, en general, de un material transparente biocompatible, flexible. Se prefieren materiales hidrófilos y materiales permeables a los gases. Los ejemplos de tales materiales incluyen, pero no se limitan a, siliconas, copolímeros de silicona y metacrilato, poli(metacrilato de metilo), poli(metacrilato de hidroxietilo) y colágeno/mezclas acrílicas. También se pueden usar mezclas o copolímeros de estos materiales. La curvatura del cuerpo óptico y en particular la superficie posterior del cuerpo óptico, relacionada con la curvatura de los cuerpos hápticos de la lente, como se describió anteriormente, se elige para maximizar la capacidad de la lente para flotar libremente en el ojo sin interferir con la lente biológica del ojo y consecuente con las características ópticas requeridas de la lente (cuerpo óptico). La lente de la presente invención, por lo tanto, no descansa directamente sobre la lente biológica del ojo.

Se incluye(n) uno o más cuerpos hápticos en la lente intraocular de la presente invención. Se muestran ejemplos de estructuras de hápticos que se pueden usar en la Figura 3. Los hápticos se fabrican de los mismos tipos de materiales de que se fabrica el cuerpo óptico de la lente. Los hápticos son, en general, sustancialmente de espesor uniforme y tienen preferiblemente un espesor no mayor que aproximadamente 0,15 mm. Los hápticos en general no son planares y, como se discutió anteriormente, el radio de curvatura de los hápticos tomado junto con el radio de curvatura del cuerpo óptico, ayuda a determinar la capacidad de la lente para flotar libremente en el ojo. Se prefiere que la dimensión del háptico, diagonal, máxima, de la lente (L) sea de aproximadamente 10,5 a aproximadamente 11,5 mm. Los cuerpos hápticos deberían ser flexibles en la dirección del eje óptico de la lente. La flexión del háptico creada por la acción dinámica natural del ojo hace circular o favorece la circulación del fluido acuoso del ojo.

Claims (12)

1. Una lente correctora, intraocular, fáquica, que comprende un cuerpo (12) óptico; una pluralidad de cuerpos (13) hápticos unidos a y extendiéndose bilateralmente desde dicho cuerpo óptico y una superficie (43) sobresaliente, anular, situada sobre el lado anterior de dicha lente y extendiéndose por fuera desde la superficie de dichos cuerpos hápticos; en la que dicha lente se fabrica de un material transparente, biocompatible, flexible y se adapta para que se implante en la cámara posterior del ojo; en la que dicha superficie sobresaliente es de tal tamaño, conformación y posición que, cuando se sitúa en el ojo, se pondrá en contacto con el iris (4) ya que el iris se contrae para situar una fuerza de centrado sobre la lente y la superficie sobresaliente es de tal conformación y dimensión que permite que el iris se deslice sobre ella sin restringir el movimiento del iris y en la que dichos cuerpos hápticos son de tal tamaño que no se pueden poner en contacto con el contorno más exterior del espacio (2) del ángulo iridocorneal al mismo tiempo, caracterizada porque el radio de curvatura de la superficie posterior del cuerpo óptico es igual al radio de curvatura de la superficie posterior de los cuerpos hápticos.

2. La lente intraocular de acuerdo con la reivindicación 1, en la que dicha superficie sobresaliente está inclinada, curvada o formando rampa, en la porción de dicha superficie que está en contacto con el iris.

3. La lente intraocular de acuerdo con la reivindicación 1 ó 2, en la que se escalona la superficie anterior del cuerpo (120) óptico formando hasta tres zonas de anillos concéntricos, en la que las zonas exteriores, adyacentes, se desplazan a lo largo del eje del cuerpo óptico relacionado con las zonas internas, adyacentes, para reducir el espesor del cuerpo óptico.

4. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, que se fabrica de un material permeable a los gases, hidrófilo.

5. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en la que la lente se fabrica de un material seleccionado del grupo que consta de: siliconas, copolímeros de silicona y metacrilato, poli(metacrilato de metilo), poli(metacrilato de hidroxietilo), mezclas de colágeno/acrilato y mezclas y copolímeros de los mismos.

6. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en la que dichos cuerpos hápticos son no planares, de espesor sustancialmente uniforme por toda su longitud y flexibles en la dirección del eje óptico de la lente.

7. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, en la que el diámetro más exterior de los cuerpos hápticos satisface simultáneamente las siguientes fórmulas:

L \geq C - P + B

L \geq C/2 + P/2

L < C

en las que L es el diámetro mayor de un círculo dentro del que se ajustarán los bordes más exteriores de los cuerpos hápticos; C es el diámetro del ojo en el espacio del ángulo iridocorneal; P es el diámetro completamente dilatado de la pupila del paciente; y B es el diámetro de la superficie sobresaliente.

8. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en la que los cuerpos hápticos tienen un espesor no mayor que 0,15 mm.

9. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en la que la dimensión del cuerpo háptico, diagonal, máxima, es de 10,5 mm a 11,5 mm.

10. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, que tiene una estructura de manera que la dilatación y la contracción del iris crean un ligero movimiento de los cuerpos hápticos o del cuerpo óptico, que causa que aumente el flujo de la solución acuosa del ojo.

11. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, que está exenta de cualquier abertura que pase continuamente por el cuerpo óptico.

12. La lente intraocular de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en la que el cuerpo óptico es una lente que tiene una curvatura negativa.