WO2013038309A1 - Intraokularlinse - Google Patents

Abstract

Die Erfindung schlägt eine Intraokularlinse zur Implantation im Auge vor, die im Wesentlichen aus einer zentralen Linsenoptik (12) und einer an deren umfangsseitigen Rand anschließenden Linsenhaptik (14) besteht, mit der die Intraokularlinse (10) im Kapselsack, im Sulcus Ciliaris oder der Vorderkammer des Auges festlegbar ist. Erfindungsgemäß ist die Linsenhaptik in ihrer Form und/oder Lage relativ zur Linsenoptik und/oder ihrer Festigkeit veränderbar und in der veränderten Form, Lage und/oder Festigkeit fixierbar, was beispielsweise durch Licht oder elektromagnetische Strahlung nach Implantation der Linse und deren korrekter optischer Ausrichtung im Auge möglich ist.

Description

INTRAOKULARLINSE

Die Erfindung betrifft eine Intraokularlinse (IOL) zur Implantation im Auge, im Wesentlichen bestehend aus einer zentralen Linsenoptik und einer an deren umfangsseitigen Rand anschließenden Linsenhaptik, mit der die Intraokularlinse im Kapselsack, im Sulcus Ciliaris oder der Vorderkammer des Auges eines Patienten festlegbar ist

Operationen an der menschlichen Augenlinse gehören zu den weltweit am häufigsten durchgeführten Operationen. Solche Operationen werden notwendig durch pathologische Prozesse, die meist das Innere der Augenlinse betreffen, beispielsweise durch eine Trübung der Augenlinse (Kataraktbildung) und/oder eine Verhärtung des Linsenkernes bei der Alterssichtigkeit. Mit den modernen Operationsverfahren wird das Innere der Augenlinse (Kern, Rinde) entfernt, wozu der Linsenkapselsack möglichst nur von vorne eröffnet und im Übrigen stehengelassen wird. Der nach dem Entfernen des Inneren der natürlichen Augenlinse dann leere Kapselsack dient dann im Allgemeinen zur Aufnahme einer künstlichen Intraokularlinse (IOL), die die entfernten inneren Teile der Augenlinse ersetzt und die Sehfähigkeit des Patienten unter Berücksichtigung der gewünschten optischen Korrektur des Auges wieder herstellt.

Moderne Intraokularlinsen können individuell für den betroffenen Patienten hergestellt werden und hierzu die unterschiedlichsten optischen Eigenschaften im Hinblick auf Asphärizität, Multifokalität, torische Oberflächen u.dgl. aufweisen, um den verschiedenen Ursachen der (natürlichen) Fehlsichtigkeit (Myopie, Hyperopie, Astigmatismus, Presbyopie, Fehler höherer Ordnung wie beispielsweise sphärische Aberration und Koma) des betroffenen Patienten gerecht zu werden und diese zu korrigieren. Dazu können moderne Wellenfront-Messgeräte die optischen Fehler des individuellen Patientenauges messen und aus diesen Daten kann dann eine individuelle IOL berechnet werden, die diese Fehler im Patientenauge korrigiert. Damit diese der individuell hergestellten Linse eigenen Merkmale ihre Funktion möglichst korrekt erfüllen, wird eine möglichst optimale Zentrierung der Linse und ihre Zuordnung zu bestimmten Bezugssystemen im optischen System des Auges angestrebt. So soll im Allgemeinen die Intraokularlinse konzentrisch zur Pupillenmitte unter Berücksichtigung der Gesichtslinie und Mitte der Eintrittspupille platziert werden, wobei auch eine achsgenaue stabile Positionierung einer torischen Intraokularlinse wichtig ist. Es kommt aber nicht nur auf die korrekte Ausrichtung in X- und Y-Achse des optischen Systems des Auges an, sondern es ist auch eine möglichst dauerhafte und genaue Positionierung der Linse in Z-Richtung (entlang der optischen Achse) wünschenswert. Die korrekte Positionierung der Linse im Kapselsack des menschlichen Auges ist nicht zuletzt deswegen eine Herausforderung, weil die Tiefe des Kapselsacks nach Entfernung des inneren Teils der natürlichen Augenlinse zwischen dessen posteriorem und dem anteriorem Teil ca. 3,5 mm bis 4,5 mm beträgt, die darin einzusetzende Intraokularlinse aber nur eine Dicke von ca. 1 mm bis 1,5 mm hat. Ohne korrekte Abstützung der Intraokularlinse im Kapselsack wäre sie Schwankungen unterworfen, die das refraktive Ergebnis der Implantation erheblich beeinflussen können. Dabei wird das vorhergesagte Refraktionsziel vom tatsächlich Erreichten bei gegebener Abweichung der Position der Intraokularlinse in Z-Richtung um so mehr abweichen, je größer die Brechkraft der implantierten Linse ist.

Zwar gibt es Mess- und Projektionssysteme, die dem Operateur während der Operation die entsprechende Refraktion und die sich hieraus ergebenden Achsen bzw. über bestimmte Bezugspunkte die Achsen im Auge anzeigen können. Das sich dem Operateur stellende Problem liegt aber nicht primär darin, die Linse einmal in die gewünschte Position seitlich und entlang der optischen Achse einzurichten, sondern insbesondere darin, sie in einer solchen gewünschten Position dann auch dauerhaft im Kapselsack festzulegen. Dies liegt vor allem daran, dass der Kapselsack bei verschiedenen Patienten individuell verschieden groß ist und auch nicht perfekt rund geformt sein muss. Selbst wenn man Größe und Ausgestaltung des Kapselsackes vor dem Entfernen des inneren Teils der natürlichen Augenlinse möglicherweise annähernd abschätzen kann, macht der Kapselsack nach dem Entfernen des inneren Teils der natürlichen Augenlinse einen Umformungs- und Schrumpfungsprozess durch, der individuell sehr verschieden sein kann. Es ist somit nicht oder kaum möglich, den durch den Kapselsack vorgegebenen Gegebenheiten bei der Implantation der Intraokularlinse durch deren Formgestaltung von vorneherein Rechnung zu tragen. Nichts anderes gilt auch für die Implantation einer Intraokularlinse in den Sulcus Ciliaris und auch in der Vorderkammer des Auges sind die Verhältnisse, die bei der Positionierung der Linse zu berücksichtigen sind, nicht schon vor deren Herstellung eindeutig klar.

Um eine künstliche Intraokularlinse im Auge eines Patienten, insbesondere im Kapselsack, aber auch im Sulcus Ciliaris oder der Vorderkammer des Auges zuverlässig zu positionieren, so dass sie die Lage der Linsenoptik auch bei nachträglich im Anschluss an die Operation stattfindenden biologischen Veränderungen wie beispielsweise einer Kapselsackschrumpfung beibehält, sind möglichst stabile Linsenhaptiken am umfangsseitigen Rand der Linsenoptik erforderlich, die diese in ihrer gewünschten Lage im Auge abstützen. Allerdings sind Intraokularlinsen mit solchen stabilen, verhältnismäßig starren Linsenhaptiken oder Linsenstützen angesichts der mittlerweile üblichen, geringen Inzisionsgrößen von weniger als 2,5 mm schwierig zu implantieren. Hier soll nun die Erfindung Abhilfe schaffen, die es sich zur Aufgabe gemacht hat, eine Intraokularlinse der eingangs genannten Art zu schaffen, die auch bei geringen Inzisionsgrößen vom Operateur ohne besondere Schwierigkeiten in den Kapselsack, den Sulcus Ciliaris oder auch die Vorderkammer des Auges eingesetzt und nach korrekter Ausrichtung in die gewünschte Position in dieser Lage zuverlässig festgelegt werden kann.

Diese Aufgabe wird mit der Erfindung dadurch gelöst, dass die Linsenhaptik in ihrer Form und/oder Lage relativ zur Linsenoptik und/oder ihrer Festigkeit veränderbar und in der veränderten Form, Lage und/oder Festigkeit fixierbar ist. Hierzu besteht die Linsenhaptik oder Teile davon in besonders bevorzugter Ausgestaltung der Erfindung aus einem vorzugsweise durch Strahlung, insbesondere durch Licht oder elektromagnetische Strahlung in seinen mechanischen Eigenschaften veränderbaren Material.

Erfindungsgemäß ist also die Linsenhaptik der Intraokularlinse vor deren Implantation im menschlichen Auge vergleichsweise weich und verformbar, so dass sich die Intraokularlinse zur Implantation durch den kleinen Schnitt im Linsenkapselsack verformen, beispielsweise falten lässt. Nach dem Einsetzen der Linse kann sie mit der dann immer noch in Form und Lage veränderbaren Linsenhaptik an den hierfür geeigneten Stellen im Kapselsack, im Sulcus Ciliaris oder auch der Vorderkammer festgelegt werden und es ist weiterhin möglich, die korrekte Position der von der Linsenhaptik abgestützten Linsenoptik einzustellen, indem diese in Z-Achse anterior oder posterior verschoben, in X- oder Y-Achse seitlich versetzt oder auch relativ zur Linsenhaptik verdreht wird. Dabei wird die Form und/oder die Lage der Linsenhaptik relativ zur Linsenoptik verändert, bis mit Hilfe bekannter Mess- und Projektionssysteme die korrekte Position der Linsenoptik erreicht ist. In dieser dann erreichten Lage wird die Lage und Form der Linsenhaptik fixiert, was bevorzugt durch Bestrahlung über einen Lichtleiter, ein Kontaktglas oder auch durch freistrahlendes Licht von einer geeigneten Lichtquelle erfolgt, unter deren Einfluss das für die Linsenhaptik verwendete Material seine mechanischen Eigenschaften verändert, d.h. aushärtet bzw. fixiert wird.

Bevorzugt besteht die Linsenhaptik oder Teile davon aus einem Haptikmaterial aus einem biokompatiblen, polymerisierbarem Kunststoff, insbesondere einem photo- oder thermopolymerisierbarem Kunststoff, also einem Kunststoff, der unter Einfluss von Licht, beispielsweise UV-Licht oder einem anderen Licht bestimmter Wellenlänge oder unter Einfluss von Wärme aushärtet bzw. polymerisiert und hierdurch formstabil wird. Das Haptikmaterial kann hierzu eine zweite, durch Diffusion verteilbare Monomergruppe aufweisen. Insbesondere kommen als Haptikmaterialien Polyacrylate wie z.B. Polyalcylacrylate oder Polymethylmethacrylate (PMMA) und/oder Polysiloxane in Betracht, die jeweils mit durch Strahlung stabilitätsveränderbaren Polymergruppen wie insbesondere Epoxy-, Isocyano- und/oder Carboxy-Monomer-Endgruppen versehen sind.

Mit der Erfindung ist es in vorteilhafter Weise möglich, dass die Linsenhaptik nach der Veränderung und Fixierung eine größere Steifigkeit hat als die von der Linsenhaptik gehalterte Linsenoptik. Hierdurch kann die Erfindung auch bei akkommodierenden Intraokularlinsen genutzt werden, denn die nach dem Aushärten steifere Linsenhaptik kann die dann weichere Linsenoptik der Intraokularlinse in ihrer Form verändern, indem sie vom Kapselsack oder dem Sulcus Ciliaris ausgeübte Kräfte in die Linsenoptik weitergibt und diese hierdurch verformt und deren optische Wirkung verändert. Dies kann über eine Änderung der Krümmungsradien der Linsenoptik, den Berechnungsindex der Optik oder über eine Verschiebung der Linsenoptik entlang der optischen Achse geschehen. Derartige akkommodierende Intraokularlinsen, die auch als Vorsatzlinsen verwendet werden können, lassen sich besonders gut in den Sulcus Ciliaris implantieren, weil dieser nicht den Veränderungen beispielsweise durch Schrumpfung unterliegt, die der Kapselsack nach einer Operation durchmacht. Es ist aber auch möglich, eine akkommodierende Intraokularlinse in den Kapselsack zu implantieren und eine Kraftübertragung allein aus dem Sulcus ciliaris zu erreichen. Dabei kann sich die Linsenhaptik durch eine vordere oder auch eine hintere Öffnung des Kapselsackes direkt im Sulcus Ciliaris abstützen, während die eigentliche Linsenoptik dann im Kapselsack positioniert ist.

Die Linsenhaptik weist in einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung mehrere, vorzugsweise schleifenförmig ausgebildete Stützbügel auf, die gleichmäßig über den Umfang der Linsenoptik verteilt an dieser angeschlossen sind. Bei dieser Ausführungsform sind die Stützbügel vorzugsweise unabhängig voneinander in ihrer Form, Lage und/oder Festigkeit veränderbar und fixierbar.

Die Erfindung lässt sich in besonders vorteilhafter Weise auch bei so genannten phaken Intraokularlinsen (phake IOL) anwenden. Bei einer phaken IOL handelt es sich um eine Kunstlinse, die zusätzlich zur körpereigenen Augenlinse implantiert wird, um Fehlsichtigkeit zu korrigieren. Dabei ist die Sicherung der Position der phaken IOL im Auge nicht nur wichtig, um eine gleichbleibende Optische Wirkung zu erzielen, sondern insbesondere auch, um einen Kontakt der IOL nur mit solchen Augengeweben zu erlauben, die dafür auch geeignet sind. Wenn nämlich eine (phake) IOL mit bestimmten, empfindlichen Augengeweben wie z.B. der Hornhaut Endothel und/oder der körpereigenen Augenlinse kommt, kann dies zu irreversiblen Schäden führen. Meist erfolgt zur Sicherung der Position einer phaken IOL eine Abstützung im Kammerwinkel der vorderen Augenkammer, eine Befestigung an der iris oder ein Abstützen im Sulcus Ciliaris. Die biometrischen Dimensionen dieser Teilbereiche des Auges (beispielsweise Duchmesser des Sulcus Ciliaris, Maß des Kammerwinkels, Abstand der Irisrückfläche zur Linse) können jedoch von Patient zu Patient erheblich schwanken. Übliche Durchmesserabmessungen des Sulcus Ciliarias liegen im Bereich zwischen 10 und 14 mm. Es ist also erforderlich, die phake IOL in Größe und Form auf das individuelle Auge abzustimmen. Da die erwähnten biometrischen Daten einer direkten präoperativen Messung nur schwer zugänglich sind, werden sie anhand einfach zu messender Daten (zb sogenannter Weiß- zu-Weiß Durchmesser der Hornhaut) oder bildgebender Verfahren (hochauflösender Ultraschall) vor der Operation abgeschätzt. In Ermangelung direkter Messdaten wird aus diesen einfach zu messenden Daten die Dimension der entsprechenden IOL bestimmt. Aller Sorgfalt zum Trotz stimmen aber die so erhaltenen Messdaten mit den tatsächlichen Anatomischen Dimensionen des jeweiligen Auges nicht immer überein. Während der Operation erst kann sich dann herausstellen, dass die prognostizierten Dimensionen des Auges nicht mit der tatsächlichen Anatomie übereinstimmen. Dann muss ggf. die phake IOL ausgetauscht werden.

Bei Verwendung einer erfindungsgemäß ausgestalteten phaken IOL mit adjustierbarer Haptik kann diesen im weichen Zustand der Linsenhaptik, in der diese in Lage und Form veränderbar ist, in das Auge implantiert werden. Sowohl in der Vorderkammer, so wie im Sulcus kann sich die IOL dann an die entsprechende anatomische Größen im individuellen Auge anpassen bzw. durch den Operateur angepasst werden. Danach wird die Haptik der IOL ausgehärtet und sitzt dauerhaft stabil.

In einer anderen Ausführungsform, deren Merkmalen bei einer gattungsgemäßen Intraokularlinse eine eigenständige, erfinderische Bedeutung zukommen kann, kann die Linsenhaptik in Form eines die Linsenoptik über deren gesamten Umfang umgebenden Stützrings oder insbesondere in Form eines die Linsenoptik umgebenden Stützschlauches ausgestaltet sein. Mit einem derartigen Stützschlauch, der sich im implantierten Zustand der IOL mit Kammerwasser des Auges füllen und hierdurch ein größeres Volumen bzw. eine größere Dicke in Z-Richtung (Richtung der optischen Achse) des Auges als bügelförmige Haptiken erhalten kann, kann auf die Fixierung der nach der Implantation eingestellten Form und Lage der Linsenhaptik relativ zur Linsenoptik u.U. verzichtet werden, insbesondere wenn das Volumen des Stützschlauches, nachdem sich dieser mit Flüssigkeit gefüllt hat, so bemessen ist, dass der Kapselsack in seinem Randbereich von der schlauchförmigen Haptik zumindest ähnlich vollständig ausgefüllt wird wie zuvor durch die natürliche Augenlinse des Menschen, die vor dem Implantation der IOL aus dem Kapselsack entfernt wurde. Bei dieser Ausgestaltung der Erfindung ist es in vorteilhafter Weise möglich, dass der die Linsenhaptik bildende Stützring oder der Stützschlauch mit über seine Fläche verteilt angeordneten Mikroperforationen versehen oder versehbar ist, die zum Beispiel von den Stützring von dessen Vorder- zu dessen Rückseite durchdringenden oder im Stützschlauch in dessen Vorder- und/oder Rückseite angeordneten, vorzugsweise mittels eines ultrakurz gepulsten Lasers auch noch nach der Implantation der Intraokularlinse erzeugten Löchern gebildet werden, deren Öffnungsweite vorzugsweise im Bereich zwischen 2 µm und 150 µm, insbesondere zwischen 5 µm und 10 µm liegt. Durch diese Ausgestaltung erreicht man, dass die Linsenhaptik der Intraokularlinse mechanische Einflüsse von außen, beispielsweise durch eine Änderung der äußeren Druckverhältnisse in Abhängigkeit von der Geschwindigkeit, Frequenz, Stärke und/oder Amplitude der erfolgenden Änderung diese verschiedenartig an die Linsenoptik weitergibt. Durch die Mikroperforationen bzw. Löcher in der Linsenhaptik kann nämlich im im Auge implantierten Zustand Kammerwasser des Auges aus- und einströmen, d.h. es kann Flüssigkeit aus dem Bereich vor in den Bereich hinter der Linse bzw. in das Innere des Stützschlauches (und zurück) strömen. Dabei sind die Anzahl und die Größe der Mikroperforationen so gewählt, dass die Löcher bei einer schnellen und gerichteten Änderung der Druckverhältnisse, wie sie durch den Kapselsack bei Akkommodation der Linse auftreten, der Flüssigkeit einer hohen Fließwiderstand entgegensetzen, so dass diese nicht plötzlich aus den Öffnungen herausgepresst werden kann. Die von außen vom Kapselsack auf die Linse ausgeübte Kraft wird dadurch von der Linsenhaptik im Moment ihrer Erzeugung an die Linsenoptik weitergegeben, so dass sich diese in der gewünschten Weise verformen kann. Ändert sich hingegen die an der Haptik anliegende Kraft nur langsam beispielsweise infolge von Kapselsackveränderungen, die postoperativ auftreten, kann Flüssigkeit durch die kleinen Perforationen in der Haptik aus- bzw. einströmen, ohne dass hierdurch die Form und/oder Lage der Linsenoptik in der Mitte der Intraokularlinse beeinflusst wird. Die Mikroperforationen wirken in diesem Fall als Druckausgleichsventil und stellen sicher, dass es trotz postoperativ auftretenden Umformungs- und Schrumpfungsprozessen nicht zu einer Lageveränderung der implantierten Linse kommt.

Durch den die Optik umgebenden Stützschlauch wird der Kapselsack nahezu vollständig ausgefüllt, da der Stützschlauch in weichem Zustand implantiert wird und sich nach der Implantation aufweiten kann, bevor er ggf. ausgehärtet wird. Die Implantation in weichem, kollabiertem Zustand ermöglicht dabei die anschließende, vollständige oder nahezu vollständige Ausfüllung des Kapselssackes ähnlich des Zustandes vor Herausnahme des Linseninneren. Bereits damit wird die Bildung eines Nachstares gehemmt.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnungen von zwei bevorzugten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Die Zeichnung zeigt:

Fig. 1 eine erste Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Intraokularlinse in einer schematischen Vorderansicht im unverformten Zustand;

Fig. 2 den Gegenstand der Fig. 1 in einem verformten Zustand;

Fig. 3 die Intraokularlinse nach Fig. 2 im Verfahrensstadium der Fixierung der Linsenhaptik;

Fig. 4 die im Kapselsack des Auges eines Patienten eingesetzte Intraokularlinse nach den Fig. 1 bis 3 im unverformten Zustand der Linsenhaptik im Querschnitt;

Fig. 5 den Gegenstand der Fig. 4 in einer durch anteriore Verschiebung bewirkten Verformung der Linsenhaptik vor deren Fixierung;

Fig. 6 die Fixierung der Intraokularlinse in der gemäß Fig. 5 eingestellten Position;

Fig. 7 eine zweite Ausführungsform der erfindungsgemäßen Intraokularlinse in einer Draufsicht.

Die in den Figuren 1 bis 6 gezeigte Intraokularlinse 10 zur Implantation im Auge 11 besteht im Wesentlichen aus einer zentralen Linsenoptik 12, an deren umfangsseitigem Rand 13 eine die Linsenoptik in ihre Position im Auge abstützende Linsenhaptik 14 angeschlossen ist. Bei der in den Figuren 1 bis 3 gezeigten Ausführungsform besteht die Linsenhaptik aus drei schleifenförmig ausgebildeten Stützbügeln 15, die gleichmäßig über den Umfang der Linsenoptik 12 verteilt an dieser angeschlossen sind.

Die Linsenhaptik 14 beziehungsweise die diese in der ersten Ausführungsform bildenden Stützbügel 15 bestehen aus einem photopolymerisierbarem Kunststoff und somit aus einem Material, das sich durch Licht in seinen mechanischen Eigenschaften verändern, nämlich aushärten lässt. Vor der Implantation der Intraokularlinse im Auge befindet sich die Linsenhaptik noch im unausgehärteten Zustand, so dass sie sich in ihrer Form und/oder Lage relativ zur Linsenoptik verändern lässt. Figur 1 zeigt die Form der Intraokularlinse vor ihrer Implantation im Auge, in der die drei Stützbügel symmetrisch zur Mittelachse der Linsenoptik ausgebildet sind. Nach dem Einsetzen der Linse beispielsweise im Kapselsack 16 des Auges legen sich die Stützbügel 15 mit ihren radial außen liegenden Kontaktschlaufen am Kapselsack an. Der Operateur kann dann die Lage der Linsenoptik 12 der Intraokularlinse durch Verformung der Stützbügel in radialer Richtung (Fig. 2) und/oder in axialer Richtung (Fig. 5) verändern und somit optimal anpassen. Diese Einstellbarkeit ermöglicht es, den von Patient zu Patient unterschiedlichen anatomischen Gegebenheiten im Auge Rechnung zu tragen. Wenn die gewünschte Position der Linsenoptik im Auge mit Hilfe geeigneter Mess- und Projektionssysteme erreicht wurde, wird die sich daraus ergebende Form und Lage der Linsenhaptik durch Bestrahlung mit Licht (Figuren 3 und 6) fixiert, so dass die zuvor weichen, in ihrer Form und Lage relativ zur Linsenoptik veränderbaren Stützbügel aushärten und ihre Position und Lage nach dem Fixiervorgang beibehalten.

Als Haptikmaterial können hierbei Polyacrylate wie z.B. Polyakylacrylate oder Polymethylmethacrylate mit durch Strahlung stabilitätsveränderbaren Polymergruppen zum Einsatz kommen. Solche Polymergruppen können z.B. Epoxy-, Isocyano- und/oder Carboxy-Monomer-Endgruppen sein, die aufgrund der zum Einsatz kommenden Strahlung polymerisieren und damit eine Aushärtung der Linsenhaptik bewirken.

Die Bestrahlung der Linsenhaptik zu deren Aushärtung kann mittels eines sich von außen an das Auge anlegenden Kontaktglases erfolgen, über das das Licht mit der zur Aushärtung geeigneten Wellenlänge zur Linsenhaptik geleitet wird. Es ist aber auch möglich, mit einem feinen Lichtleiter (Glasfaserleiter) zu arbeiten, mit dem das Licht durch die zum Einsatz der Linse im Auge gemachte Inzision noch näher an die Linsenhaptik herangebracht werden kann. Ebenfalls denkbar ist eine Aushärtung über freistrahlend eingebrachtes Licht, also eine Lichtquelle, die im Abstand vom Auge sich befindet.

Es versteht sich, dass die erfindungsgemäße Intraokularlinse sich nicht nur zur Implantation im Kapselsack eignet, sondern mit ihrer besonderen Linsenhaptik auch im Sulcus Ciliaris 17 oder der Vorderkammer 18 des Auges abgestützt werden kann.

Figur 7 zeigt eine zweite Ausführungsform der erfindungsgemäßen Intraokularlinse, bei der die Linsenhaptik 14 in Form eines die Linsenoptik 12 über deren gesamten Umfang umgebender, schlauchartiger Stützring 19 ausgestaltet ist, der mit über die Fläche seiner Vorder- und Rückseite verteilt angeordneten Mikroperforationen 20 versehen ist. Diese Mikroperforationen, die dafür sorgen, dass Kammerwasser des Auges in den schlauchartigen Stützring ein- und aus diesem auch wieder austreten kann, haben eine kleine Öffnungsweite 21, die zwischen 5 µm und 10 µm beträgt. Sie können bereits vor der Implantation der Linse im Stützring vorgesehen sein. Es ist aber auch möglich, sie mit Hilfe eines ultrakurz gepulsten Lasers nach der Implantation der Intraokularlinse zu erzeugen bzw. einen Teil der Löcher 20 bei entsprechendem Bedarf nachträglich auf diese Weise zu ergänzen.

Der Stützring 19 oder -schlauch kann ähnlich wie die Stützbügel bei der ersten Ausführungsform nach der Implantation der Linse und ihrer korrekten Ausrichtung durch Strahlung ausgehärtet werden, so dass er nach dem Aushärtvorgang eine höhere Festigkeit als die in seinem Inneren liegende Linsenoptik aufweist. Insbesondere jedoch, wenn die Dicke des Stützschlauches gemessen in Z-Richtung so groß bemessen ist, dass er den Kapselsack in seinem Randbereich in der Tiefe zumindest ähnlich vollständig ausfüllt wie die zuvor vom Operateur entfernte natürliche Augenlinse des Patienten, kann auf eine nachträgliche Aushärtung/Fixierung ggf. auch verzichtet werden. Durch die Löcher 20 im Stützring 19 bzw. dessen vorderer und hinterer Seitenwandung kann im implantierten Zustand der Linse Kammerwasser des Auges aus- und einströmen. Sie erlauben also ein Durchströmen von Kammerwasser von hinten nach vorne bzw. in umgekehrter Richtung bzw. ein Ein- oder Ausströmen in das oder aus dem Schlauchinneren, wozu es kommen kann, wenn sich der Kapselsack 16 nach Implantation der Linse postoperativ verändert, insbesondere zusammenzieht. Das im Kapselsack befindliche Kammerwasser kann bei diesem Vorgang, der sich über mehrere Wochen oder Monate langsam vollzieht, die Mikroperforationen durchströmen, so dass die Druckverhältnisse vor und hinter der Linsenhaptik gleich bleiben und die Lage der Haptik und damit die von dieser abgestützten Linsenoptik nicht verändert wird. Bei einer schnellen Kontraktion hingegen des Kapselsacks, wie sie auftritt, wenn eine Fokusverlagerung der Optik zur Erkennbarkeit eines Objekts in der Nähe angestrebt wird, sind die Mikroperforationen zu klein, um einen schnellen Druckausgleich zu ermöglichen. Aufgrund dessen bewirken dann die unterschiedlichen Druckverhältnisse des Kammerwassers vor und hinter der Linse und im Inneren der Linsenhaptik eine Verformung und/oder Verschiebung der Linsenoptik und damit eine Akkommodation, also eine Anpassung der Sehfähigkeit hin zu nahe gelegenen Objekten, so dass jedenfalls für einen vorübergehenden Zeitraum nahe gelegene Objekte scharf gesehen werden. Damit ist diese Kunstlinse auch zur Korrektur einer Presbyopie (Alterssichtigkeit) geeignet, z.B im Rahmen eines refraktiven Linsenaustausches (Lens chrystalina gegen Kunstlinse).

Claims (12)

1. Intraokularlinse (IOL) zur Implantation im Auge, im Wesentlichen bestehend aus einer zentralen Linsenoptik und einer an deren umfangsseitigen Rand anschließenden Linsenhaptik, mit der die Intraokularlinse im Kapselsack, im Sulcus Ciliaris oder der Vorderkammer des Auges festlegbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Linsenhaptik (14) in ihrer Form, Lage und/oder Festigkeit relativ zur Linsenoptik (12) veränderbar und in der veränderten Form, Lage und/oder Festigkeit fixierbar ist.

2. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Linsenhaptik (14) oder Teile (15) davon aus einem vorzugsweise durch Strahlung, insbesondere Licht oder elektromagnetischer Strahlung, in seinen mechanischen Eigenschaften veränderbaren Material besteht.

3. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Linsenhaptik (14) oder Teile davon aus einem Haptikmaterial aus biokompatiblem, polymerisierbarem Kunststoff, insbesondere photo- oder thermopolymerisierbarem Kunststoff besteht.

4. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Haptikmaterial eine zweite, durch Diffusion verteilbare Monomergruppe aufweist.

5. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass als Haptikmaterial Polyacrylate wie z.B. Polyalkylacrylate oder Polymethylmethacrylate (PMMA) und/oder Polysiloxane jeweils mit durch Strahlung stabilitäts-veränderbaren Polymergruppen wie insbesondere Epoxy-, Isocyano- und/oder Caboxy-Monomer-Endgruppen eingesetzt sind.

6. Intraokularlinse (IOL) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Linsenhaptik (14) nach der Veränderung und Fixierung eine größere Steifigkeit hat als die von der Linsenhaptik (14) gehalterte Linsenoptik (12).

7. Intraokularlinse (IOL) nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Linsenhaptik (14) mehrere vorzugsweise schleifenförmig ausgebildete Stützbügel (15) aufweist, die gleichmäßig über den Umfang der Linsenoptik (12) verteilt an dieser angeschlossen sind.

8. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Stützbügel (15) unabhängig voneinander in ihrer Form, Lage und/oder Festigkeit veränderbar und fixierbar sind.

9. Intraokularlinse (IOL) nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und/oder einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Linsenhaptik (14) in Form eines die Linsenoptik (12) über deren gesamten Umfang umgebenden Stützrings (19) oder Stützschlauchs ausgestaltet ist.

10. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der die Linsenhaptik (14) bildende Stützring (19) oder Stützschlauch mit über seine Fläche verteilt angeordneten Mikroperforationen (20) versehen oder versehbar ist.

11. Intraokularlinse (IOL) nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Mikroperforationen (20) von den Stützring von dessen Vorder- zu dessen Rückseite durchdringenden oder im Stützschlauch in dessen Vorder- und/oder Rückseite angeordneten, vorzugsweise mittels eines ultrakurz gepulsten Lasers nach der Implantation der IOL erzeugten Löchern gebildet werden, deren Öffnungsweise (21) vorzugsweise im Bereich zwischen 2 µm und 150 µm, insbesondere zwischen 5 µm und 10 µm liegt.

12. Intraokularlinse (IOL) nach einem der Ansprüche 1-11, dadurch gekennzeichnet, dass die IOL Optik individuell gefertigt wird um Fehlsichtigkeiten (Myopie, Hyperopie, Astigmatismus, Presbyopie, Fehler höherer Ordnung wie beispielsweise sphärische Aberration und Koma) zu korrigieren und dazu durch die Positionierung der Haptiken optimal zentriert wird.