ES2351578T3 - Sistema de lente intraocular acomodativa. - Google Patents
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Abstract
Sistema de lente intraocular acomodativa, que comprende: a) una primera lente (100) que presenta una óptica (110) y un primer par de hápticas circundantes (120), presentando las hápticas unas lengüetas ensanchadas opuestas (180) formadas en una posición abovedada con unos bordes vueltos hacia abajo (104), estando sujetas las hápticas a la óptica por un par de articulaciones (101); b) una segunda lente (400) sujeta a un anillo exterior (300) por un segundo grupo de hápticas (420), caracterizado porque el anillo exterior (300) contiene un resalte circunferencial interno (301) y está dimensionado para recibir telescópicamente la primera lente (100); y porque un anillo de transferencia de fuerza (200) presenta un reborde circunferencial exterior (203) y es recibido telescópicamente dentro del anillo exterior (300) en posición anterior con respecto a la primera lente (100), limitando la rotación del anillo de transferencia de fuerza (200) de forma variable el movimiento de la primera lente en virtud de un mecanismo de leva, en el que el anillo de transferencia de fuerza se apoya sobre dichas lengüetas ensanchadas opuestas (180) para provocar la flexión de las articulaciones (101).
Description
Sistema de lente intraocular acomodativa.
La presente invención se refiere, en general, al
campo de las lentes intraoculares (IOL) y, más particularmente, a
IOL acomodativas.
El ojo humano en sus términos más simples
funciona para proporcionar visión transmitiendo luz a través de una
parte exterior transparente denominada córnea y enfocando la imagen
por medio de un cristalino sobre una retina. La calidad de la
imagen enfocada depende de muchos factores incluyendo el tamaño y la
forma del ojo y la transparencia de la córnea y el cristalino.
Cuando la edad o la enfermedad hacen que el
cristalino sea menos transparente, la visión se deteriora debido a
la luz disminuida que puede transmitirse a la retina. Esta
deficiencia en el cristalino del ojo se conoce médicamente como
catarata. Un tratamiento aceptado para esta condición es la retirada
quirúrgica del cristalino y la sustitución de la función del
cristalino por una lente intraocular artificial (IOL).
En Estados Unidos, la mayoría de los cristalinos
cataratosos se retiran por una técnica quirúrgica denominada
facoemulsificación. Durante esta intervención, se realiza una
abertura en la cápsula anterior y se inserta una delgada punta de
corte para facoemulsificación en el cristalino enfermo y se la hace
vibrar ultrasónicamente. La punta de corte vibrante licúa o
emulsifica el cristalino de modo que éste pueda ser aspirado fuera
del ojo. El cristalino enfermo, una vez retirado, es sustituido por
una lente artificial.
En el cristalino natural, la bifocalidad de la
visión a distancia y la visión de cerca es proporcionada por un
mecanismo conocido como acomodación. El cristalino natural, en la
juventud, es blando y está contenido dentro de la bolsa capsular.
La bolsa está suspendida del músculo ciliar por las zónulas. La
relajación del músculo ciliar atesa las zónulas y estira la bolsa
capsular. Como resultado, el cristalino natural tiende a aplanarse.
El atesamiento del músculo ciliar relaja la tensión en las zónulas,
permitiendo que la bolsa capsular y el cristalino natural asuman
una forma más redondeada. De esta manera, el cristalino natural
puede enfocar alternativamente objetos cercanos y lejanos. A medida
que envejece el cristalino, éste se hace más duro y es menos capaz
de cambiar de forma como reacción al atesamiento del músculo ciliar.
Esto hace que sea más difícil enfocar el cristalino sobre objetos
cercanos, una condición médica conocida como presbiopía. La
presbiopía afecta a casi todos los adultos de más de 45 ó 50 años
de
edad.
edad.
Antes de la presente invención, cuando una
catarata u otra enfermedad requerían la retirada del cristalino
natural y su sustitución por una IOL artificial, la IOL era una
lente monofocal, requiriendo que el paciente utilizara un par de
gafas o lentes de contacto para la visión de cerca. Advanced Medical
Optics ha estado comercializando una IOL bifocal, la lente Array,
durante varios años, pero, debido a cuestiones de calidad, esta
lente no ha obtenido una amplia aceptación.
Se están estudiando varios diseños de IOL
acomodativas. Por ejemplo, varios diseños fabricados por C&C
Vision se están sometiendo actualmente a ensayos clínicos. Véanse
las patentes US nº 6.197.059, nº 5.674.282, nº 5.496.366 y nº
5.476.514 (Cumming). La lente descrita en estas patentes es una
única lente óptica que tiene hápticas flexibles que permite que la
óptica se mueva hacia delante y hacia atrás en reacción al
movimiento del músculo ciliar. Se describen diseños similares en
las patentes US nº 6.302.911 B1 (Hanna), nº 6.261.321 B1 y nº
6.241.777 B1 (ambas de Kellan). No obstante, la cantidad de
movimiento de la óptica en estos sistemas de lente única puede ser
insuficiente para permitir un rango útil de acomodación. Además, tal
como se describe en las patentes US nº 6.197.059, nº 5.674.282, nº
5.496.366 y nº 5.476.514, el ojo debe paralizarse durante una a dos
semanas con el fin de que la fibrosis capsular atrape a la lente
para proporcionar de este modo una asociación rígida entre la lente
y la bolsa capsular. Además, los modelos comerciales de estas lentes
se hacen de un material de hidrogel o de silicona. Dichos
materiales no son inherentemente resistivos a la formación de
opacificación de la cápsula posterior ("PCO"). El único
tratamiento para PCO es una capsulotomía utilizando un láser Nd:YAG
que vaporice una parte de la cápsula posterior. Dicha destrucción de
la cápsula posterior puede destruir el mecanismo de acomodación de
estas lentes.
Han existido algunos intentos de realizar un
sistema de lente acomodativa de dos ópticas. Por ejemplo, la
patente US nº 5.275.623 (Sarfarazi), las publicaciones WIPO
nº 00/66037 (Glick et al.) y WO 01134067 A1 (Bandhauer
et al.), y el documento US 2004/0148023 (Shu) describen todos
ellos un sistema de lente de dos ópticas con una óptica que tiene
una potencia positiva y la otra óptica que tiene una potencia
negativa. Las ópticas están conectadas por un mecanismo de
articulación que reacciona al movimiento del músculo ciliar para
mover las ópticas aproximándolas más una a otra o separándolas más
una de otra, con lo que se proporciona la acomodación. Con el fin
de proporcionar este efecto de "lente zoom", el movimiento del
músculo ciliar debe transmitirse adecuadamente al sistema de lente
a través de la bolsa capsular, y ninguna de estas referencias
describe un mecanismo para asegurar que haya una estrecha conexión
entre la bolsa capsular y el sistema de lente. Además, ninguno de
estos diseños de lentes ha abordado el problema de la PCO mencionada
anteriormente. Por el documento
US-A-2004/0148023 se conoce una IOL
según el preámbulo de la reivindicación 1.
Los sistemas de dos lentes acomodativas de la
técnica anterior que utilizan una lente "zoom" móvil tienen un
movimiento inherentemente limitado. La máxima sensibilidad o
amplificación del movimiento \alpha (una relación sin unidades)
se define como el movimiento axial de la lente por unidad de
movimiento de las zónulas y se deriva por medio de la siguiente
ecuación:
\alpha =
-B/A
siendo B la distancia proyectada de
la longitud de las zónulas, que es del orden de 1,0 a 2,0 mm;
y
A es la distancia axial entre el plano medio
entre la doble lente y la superficie anterior de la lente anterior
en donde terminan las zónulas.
En términos prácticos debido al requisito de
espesor de la lente y de separación de la lente doble, A no puede
ser menor que \sim1 mm. Por tanto, \alpha no puede ser mayor que
2, lo que define el límite de los enfoques acomodativos de la lente
doble conocida. Este límite es demasiado bajo para que el diseño de
doble óptica alcance el objetivo de crear las más de 2,25 dioptrías
de amplitud acomodativa que el paciente necesita para la
acomodación normal, lo cual, idealmente, da como resultado que
\alpha sea mayor o igual que 4.
En segundo lugar, los implantes acomodativos de
doble óptica existentes no gestionan ningún cambio necesario en la
potencia de base de los sistemas de lente óptica doble. Dichos
cambios pueden resultar de la imprecisión de la biometría, las
variaciones quirúrgicas, las variaciones de los implantes y las
variaciones de la cápsula interpacientes. En consecuencia, los
pacientes pueden tener error refractivo después de la implantación y
necesitan correcciones de gafas adicionales que no se desean.
Además, la potencial reacción de la cápsula posimplantación y
otros cambios oculares a lo largo del tiempo pueden dar como
resultado el desarrollo gradual de errores refractivos a lo largo
del tiempo.
Por tanto, continúa existiendo una necesidad de
una lente intraocular acomodativa segura y estable que proporcione
acomodación en un rango amplio y útil y una potencia de base
ajustable.
La presente invención mejora la técnica anterior
proporcionando un sistema de dos lentes acomodativas ópticas de
acuerdo con las reivindicaciones que siguen. La presente invención
contempla también la utilización de un mecanismo de leva para
ajustar la potencia de distancia a través del ajuste de la
separación de doble lente cuando el ojo está en éxtasis de visión a
distancia. El mecanismo de leva permite un ajuste de potencia de
distancia/base según sea necesario.
En consecuencia, un objetivo de la presente
invención es proporcionar un sistema de lente intraocular seguro y
biocompatible.
Otro objetivo de la presente invención es
proporcionar un sistema de lente intraocular seguro y biocompatible
que se implante fácilmente en la cámara posterior.
Todavía otro objetivo de la presente invención
es proporcionar un sistema de lente intraocular seguro y
biocompatible que sea estable en la cámara posterior. Todavía otro
objetivo de la presente invención es proporcionar un sistema de
lente acomodativa seguro y biocompatible. Todavía otro objetivo de
la presente invención es proporcionar un sistema de lente
acomodativa seguro y biocompatible que tenga una potencia de base
ajustable. Estas y otras ventajas y objetivos de la presente
invención se pondrán de manifiesto a partir de la descripción
detallada y las siguientes reivindicaciones.
La figura 1A es una vista en planta superior
ampliada de la primera lente del sistema de lente de la presente
invención.
La figura 1B es una vista en alzado ampliada de
la primera lente del sistema de lente de la presente invención.
La figura 2A es una vista en planta superior
ampliada del anillo de transferencia de fuerza del sistema de lente
de la presente invención.
La figura 2B es una vista en sección transversal
parcial ampliada del anillo de transferencia de fuerza del sistema
de lente de la presente invención.
La figura 3A es una vista en planta superior
ampliada del anillo de cápsula y la segunda lente del sistema de
lente de la presente invención.
La figura 3B es una vista en sección transversal
parcial ampliada del anillo de cápsula y la segunda lente del
sistema de lente de la presente invención.
La figura 4A es una vista en planta ampliada del
sistema de lente de la presente invención mostrado en su estado de
potencia baja o de visión a distancia.
La figura 4B es una vista en sección transversal
parcial ampliada del sistema de lente de la presente invención
mostrado en su estado de potencia baja o de visión a distancia.
La figura 5 es una vista en sección transversal
parcial ampliada del sistema de lente de la presente invención en
su posición de potencia media o de visión intermedia.
La figura 6 es una vista en sección transversal
parcial ampliada del sistema de lente de la presente invención en
su estado de potencia alta o de visión de cerca.
Tal como se observa mejor en las figuras
1A-1B, la lente primera o anterior 100 de la
presente invención incluye generalmente una primera óptica 110 y
hápticas anexas 120. Las hápticas 120 están sujetas a la óptica 110
por articulaciones 101. Las hápticas 120 rodean generalmente la
óptica 110 y contienen unas lengüetas ensanchadas 180 que presentan
unos bordes vueltos hacia abajo 104. Las lengüetas 180 están
formadas en una posición abovedada, como se ve mejor en la figura
1B, de modo que el borde 104 esté situado en un plano separado del
plano en el que se encuentra la óptica 110. Tal como se observa
mejor en las figuras 2A-2B, un anillo de
transferencia de fuerza 200 es generalmente circular, teniendo un
ánima central 140 en la que encaja la lente anterior 100. El anillo
200 contiene una superficie de leva 201 que se apoya sobre las
lengüetas 180 de las hápticas 120 de la manera descrita a
continuación. El anillo 200 contiene además un reborde
circunferencial exterior 203.
Tal como se observa mejor en las figuras
3A-3B, un anillo exterior 300 es generalmente
circular, teniendo un ánima central 340 en la que encaja el anillo
200. El anillo 300 contiene además un resalte circunferencial
interno 301, sobre el cual se apoya el reborde 204 cuando el anillo
200 se encaja dentro del anillo 300. Una lente segunda o posterior
400 está sujeta al anillo 300 por hápticas 420. Las lentes 100 y 400
pueden estar realizadas a partir de cualquier material adecuado,
tal como un termoplástico, una silicona, un hidrogel o un acrílico
blando, y contienen cualesquiera aditivos deseados, tales como
cromóforos de bloqueo de luz ultravioleta o azul. Las lentes 100 y
400 pueden tener además cualquier diseño adecuado, tal como
asférico, tórico, pseudoacomodativo o multifocal. Los expertos en
la materia reconocerán que las lentes 100 y 400 no necesitan
implantarse al mismo tiempo. Por ejemplo, la lente 400 y el anillo
300 pueden implantarse en un ojo y se puede permitir que el ojo se
recupere del trauma quirúrgico. Después de esperar tal periodo de
cicatrización, pueden hacerse mediciones bióptricas y otras
mediciones fisiológicas en cuantía suficiente para calcular una
prescripción precisa para la lente 100, en cuyo momento pueden
implantarse la lente 100 y el anillo 200.
Tal como se observa mejor en las figuras
4-6, un conjunto de lente 500 se ensambla dentro de
un ojo implantando primero el anillo exterior 300 que contiene la
lente posterior 400 dentro de la bolsa capsular. La lente anterior
100 es colocada después dentro del anillo 300 delante de la lente
posterior 400, de modo que las lengüetas ensanchadas 180 sean
capturadas debajo del reborde inferior 302 del resalte
circunferencial 301 del anillo 300. El anillo 200 se coloca dentro
del anillo 300, de modo que la superficie de leva 210 se apoye en
las lengüetas 180 de las hápticas 120 y el reborde circunferencial
203 se apoye en el resalte circunferencial 301. Como se muestra en
las figuras 4A-4B, el conjunto de lente 500 está en
su estado de potencia baja - visión a distancia. Este estado se
consigue por medio de la siguiente secuencia. Cuando existe la
necesidad de desacomodar - ver objetos a distancia, el músculo
ciliar se relaja para provocar un agrandamiento del diámetro del
anillo ciliar. La ampliación del anillo ciliar tira de las zónulas
hacia fuera en direcciones radiales. Dicho movimiento de las
zónulas hacia fuera hace que las partes de cápsula anterior y
posterior se muevan una hacia otra. Dicho de otro modo, la bolsa
capsular se aplana. El aplanamiento de la bolsa capsular hace que el
anillo 200 y el borde 104 de la háptica 120 de la lente 100 se
muevan uno hacia otro debido a que la parte de cápsula anterior (no
representada) entra en contacto con el anillo 200 en el borde
anterior 202 y debido a que la parte de cápsula posterior (no
representada) entra en contacto con la lente 100 en el borde 104 de
la háptica 120. El movimiento se detiene cuando el reborde
circunferencial 203 se apoya sobre el resalte circunferencial 301 y
cuando el extremo distal 103 de la lengüeta 108 coincide con el
reborde inferior 302. En esta posición, el reborde de leva 201
presiona contra las lengüetas 180 en el área 102. En consecuencia,
la articulación 101 está en una posición flexionada, tensionada o
elásticamente solicitada. En esta posición desacomodativa, la
separación entre la lente anterior 100 y la lente posterior 400,
junto con las potencias respectivas de las dos lentes, determina la
potencia real del conjunto de lente 500.
Las figuras 5-6 muestran el
conjunto de lente 500 en posiciones acomodativas. Cuando se necesita
acomodar - ver objetos de cerca, el músculo ciliar se contrae
provocando la reducción del diámetro del anillo ciliar. Esta
reducción relaja la fuerza de sujeción de las zónulas, no aplanando
ya la bolsa de la cápsula. Con la bolsa capsular dispuesta de
manera que ya no mantenga planas las hápticas 120 y la óptica 110,
la tensión en las articulaciones 101 hace que los bordes 104 se
muevan hacia fuera de la óptica 110, devolviendo así la lente 110 a
su estado abovedado natural. Dicho abovedamiento mueve la lente 100
hacia fuera de la lente 400, provocando así un incremento en las
separaciones de las lentes, lo que da como resultado una potencia
total más alta del conjunto de doble lente 500. La relación de
apalancamiento viene determinada por la relación entre la longitud
de la háptica 120 desde la articulación 101 hasta el área 102 y la
longitud desde el área 102 hasta el extremo distal 103. Mediante un
ajuste del diseño puede conseguirse una relación más alta, de tal
manera que el movimiento axial de la óptica 110 sea mucho mayor que
el del anillo 200. Por tanto, la cantidad de movimiento axial de la
óptica 110 no está limitada a la cantidad de movimiento axial de la
cápsula anterior, de modo que puede conseguirse \alpha >
2,25.
Con el fin de proporcionar ajustabilidad de
potencia al conjunto de lente 500, como se ve mejor en la figura
2B, la superficie de leva 201 del anillo 200 no es recta, sino que
tiene un perfil ondulante, de modo que varíe la distancia entre la
superficie de lente 201 y el borde anterior 202. La rotación del
anillo 200 provoca un movimiento axial variable de la óptica 110
debido a que el reborde de leva 201 presiona contra las lengüetas
180 en el área 102, provocando tal presión la flexión de las
articulaciones 101.
La presente descripción se proporciona a título
ilustrativo y explicativo. Resultará evidente para los expertos en
la técnica relevante que pueden realizarse cambios y modificaciones
en la invención descrita anteriormente sin apartarse, por ello, de
su alcance.
Claims (5)
1. Sistema de lente intraocular acomodativa, que
comprende:
- a)
- una primera lente (100) que presenta una óptica (110) y un primer par de hápticas circundantes (120), presentando las hápticas unas lengüetas ensanchadas opuestas (180) formadas en una posición abovedada con unos bordes vueltos hacia abajo (104), estando sujetas las hápticas a la óptica por un par de articulaciones (101);
- b)
- una segunda lente (400) sujeta a un anillo exterior (300) por un segundo grupo de hápticas (420),
caracterizado porque
el anillo exterior (300) contiene un resalte
circunferencial interno (301) y está dimensionado para recibir
telescópicamente la primera lente (100); y
porque un anillo de transferencia de fuerza
(200) presenta un reborde circunferencial exterior (203) y es
recibido telescópicamente dentro del anillo exterior (300) en
posición anterior con respecto a la primera lente (100), limitando
la rotación del anillo de transferencia de fuerza (200) de forma
variable el movimiento de la primera lente en virtud de un
mecanismo de leva, en el que el anillo de transferencia de fuerza se
apoya sobre dichas lengüetas ensanchadas opuestas (180) para
provocar la flexión de las articulaciones (101).
2. Sistema de lente según la reivindicación 1,
en el que el anillo de transferencia de fuerza (200) comprende
además una superficie de leva (201).
3. Sistema de lente según la reivindicación 2,
en el que la superficie de leva (201) presenta un perfil
ondulante.
4. Sistema de lente según la reivindicación 3,
en el que las articulaciones (101) permiten que la primera lente
(100) se mueva en dirección anterior y en dirección posterior,
cuando es implantada en un ojo, y la rotación del anillo de
transferencia de fuerza (200) provoca un movimiento axial variable
de la óptica (110) con el fin de proporcionar ajustabilidad de la
potencia al sistema de lente intraocular acomodativa.
5. Sistema de lente según la reivindicación 3 ó
4, en el que el anillo exterior (300) está dimensionado para
recibir telescópicamente la primera lente (100), de tal modo que el
resalte circunferencial (301) retenga la primera lente dentro del
anillo exterior en posición anterior con respecto a la segunda lente
(400).
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US214318 | 2005-08-29 | ||
| US11/214,318 US7316713B2 (en) | 2005-08-29 | 2005-08-29 | Accommodative intraocular lens system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2351578T3 true ES2351578T3 (es) | 2011-02-08 |
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ID=37433794
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES06802540T Active ES2351578T3 (es) | 2005-08-29 | 2006-08-29 | Sistema de lente intraocular acomodativa. |
Country Status (12)
| Country | Link |
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| EP (1) | EP1933768B1 (es) |
| JP (1) | JP2009505796A (es) |
| AT (1) | ATE483426T1 (es) |
| CA (1) | CA2620284A1 (es) |
| DE (1) | DE602006017410D1 (es) |
| DK (1) | DK1933768T3 (es) |
| ES (1) | ES2351578T3 (es) |
| PL (1) | PL1933768T3 (es) |
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