Hace unos días cayó en mis manos una publicación que, creo que resume a la perfección, la diversidad del variopinto mundo de los materiales y características de los mismos en el ecosistema de las lentes intraoculares. Es un artículo publicado en la web de la AAO por el Dr. Derek W DelMonte, Dr. Gargi K. Vora y Jeremy Kudrna y que os traemos a continuación. Al final del post podreis encontrar la fuente original por si quereis indagar más en las referencias y bibliografia utilizadas. Esperamos que os guste. Un saludo y un fuerte abrazo en C-loop.
Introducción
Las lentes intraoculares (LIO) se implantan comúnmente después de la extracción quirúrgica de un cristalino con cataratas. Desde la introducción de la primera LIO moderna en 1949, los materiales y diseños de LIO han evolucionado para abarcar las necesidades médicas. Actualmente hay disponible una variedad de materiales para LIO, que incluyen colámero, acrílico hidrofóbico, acrílico hidrofílico, copolímero de PEG-PEA/HEMA/estireno, polimetilmetacrilato (PMMA) y silicona. Si bien el PMMA fue el primer material que se utilizó en la implantación de LIO, los avances tecnológicos han dado lugar a lentes de silicona y acrílico, que son plegables y, por lo tanto, más aplicables con el advenimiento de la cirugía de cataratas asistida por facoemulsificación con incisiones pequeñas. Estos materiales de LIOs contienen distintas propiedades físicas y ópticas, con ventajas y desventajas únicas.
Propiedades de las LIOs
Los materiales de las LIOs se pueden clasificar utilizando varias propiedades que poseen, incluido el número de Abbe, la biocompatibilidad, la hidrofobicidad, la higroscopia, la temperatura de transición vítrea y el índice de refracción. Estas propiedades contribuyen a la calidad visual.
Número de Abbe
El número de Abbe es una medida de la dispersión cromática de un material óptico; los valores más altos representan una dispersión cromática más baja y una mejor calidad óptica. A medida que aumenta el índice de refracción, el número de Abbe disminuye. El número de Abbe del cristalino natural es 47. El sistema visual humano presenta errores refractivos esféricos de 2,5D dentro del espectro visible; sin embargo, el ojo humano fáquico está bien adaptado a esta aberración cromática longitudinal (LCA) debido a mecanismos compensatorios, incluidas las capacidades de filtrado de luz azul del cristalino y la mácula. Además, la dispersión cromática no varía significativamente de un ojo a otro. En ojos pseudofáquicos, sin embargo, varios materiales de LIO determinan la LCA, con números de Abbe que van desde 37-55. La acomodación, la sensibilidad al contraste, la emetropización y la agudeza visual se ven afectadas por la aberración cromática.
Biocompatibilidad
La biocompatibilidad se define como la capacidad de un material de LIO implantado para permanecer ópticamente funcional in vivo sin causar respuestas adversas significativas como anafilaxia, inflamación, necrosis, rechazo, trombosis o tumorigénesis. Los materiales de las LIO también deben bloquear los rayos ultravioleta, ser ópticamente transparentes y tener un alto índice de refracción. La biocompatibilidad capsular está determinada por el contacto directo de la LIO con las células epiteliales del cristalino remanentes (LEC), lo que puede conducir a la adherencia y la opacificación de la cápsula anterior (ACO) y la opacificación de la cápsula posterior (PCO). La biocompatibilidad uveal se refiere a qué tan bien se tolera una LIO en el ojo sin causar respuestas inmunogénicas de la coroides anterior, el cuerpo ciliar y el iris.
Hidrofobicidad
La superficie de un material de LIO puede ser hidrófila o hidrófoba, medida fotografiando una gota de agua colocada sobre la superficie del material. El ángulo de contacto mide los grados entre la superficie del material y la superficie de la gota de agua. Los ángulos de contacto grandes definen los materiales hidrofóbicos, mientras que los ángulos más pequeños definen los materiales hidrofílicos.
Higroscopia
La higroscopia es la capacidad de un material para absorber y retener agua (también conocido como contenido de agua en equilibrio del material de una lente). El aumento de la higroscopía de un material reduce la apariencia postoperatoria común de glistening, que son pequeñas microvaculatas llenas de líquido que aparecen después de la implantación de LIO. Es probable que esto se deba a que una vez que el agua ingresa al material, interactúa con los grupos hidrofílicos y, por lo tanto, no se acumula en microvacuolas.
Temperatura de transición vítrea
La fluidez de los polímeros cambia con la temperatura. Un polímero parece sólido a temperaturas más bajas porque sus cadenas se mueven lentamente, mientras que pasa a ser un material viscoso a temperaturas más altas debido al aumento de la energía y la movilidad molecular. La temperatura de transición vítrea de un polímero es la temperatura a la que el polímero cambia de un fluido vítreo rígido y sólido a un fluido más blando similar al caucho. Las LIO se fabrican con una temperatura de transición vítrea objetivo por debajo de la temperatura corporal fisiológica de 37 °C y temperatura ambiente normal porque los materiales con una temperatura de transición vítrea superior a 37 °C o temperatura ambiente normal no se desdoblarían a temperaturas corporales fisiológicas o a temperatura ambiente.
Índice de refracción
El índice de refracción es una medida de la curvatura de un rayo de luz, calculado por la relación entre la velocidad de la luz dentro del vacío y la velocidad de la luz dentro del material. El índice de refracción del cristalino natural es 1,4. El índice de refracción aumenta con la adición de halógenos, grupos aromáticos o azufre. Existe una relación inversa entre el índice de refracción y el grosor de la LIO.
Materiales para LIOs
Colámero
Un colámero es un polímero de colágeno. Las LIO de Collamer son LIO plegables ampliamente utilizadas, diseñadas para colocarse en la cámara posterior como una LIO fáquica (por ejemplo, lente de colámer implantable Visian o ICL). Debido a su ubicación en la cámara posterior, el éxito de la LIO de colámero depende de la bóveda central, que se define como la distancia entre la superficie posterior de la LIO y la superficie anterior del cristalino. El valor deseado de la bóveda central se encuentra entre 0,25 y 0,75 mm. Los valores de Vault fuera de este rango pueden provocar efectos posoperatorios perjudiciales. Por ejemplo, un valor de bóveda bajo puede inducir la formación de cataratas subcapsulares anteriores debido al contacto mecánico entre la LIO y el cristalino, además de interrumpir la circulación fisiológica del humor acuoso; por el contrario, un valor de bóveda alto aumenta el riesgo de glaucoma de ángulo cerrado secundario a la dispersión crónica del pigmento por el contacto de la LIO de colámero en la superficie posterior del iris. La edad del paciente, la profundidad de la cámara anterior, la distancia de surco a surco, la distancia de blanco a blanco y el tamaño de la LIO son factores adicionales relacionados con la bóveda. Los beneficios de la ICL en comparación con la cirugía refractiva corneal con láser incluyen la capacidad de corregir grados más altos de miopía (-3 - -15D), grados más altos de astigmatismo (≤2.5D), reducción de la miopía muy alta (-15- -20D) y puede implantarse en ojos con córneas más delgadas en la paquimetría. Requisitos de la FDA para la implantación de una ICL: profundidad mínima de la cámara anterior de ≥2,8 mm para miopía y ≥3,0 mm para hipermetropía, ángulo irido-corneal ≥30°, recuento de células endoteliales corneales >2500 células/mm 2 si la edad del paciente es > 21 años o >2000 si la edad del paciente > 40 años y, por último, el tamaño de la pupila mesópica <5,0-6,0. Existen diferentes sistemas de puntuación de evaluación del riesgo de ectasia para estratificar el riesgo de ectasias poscirugía refractiva corneal, dados factores clínicos específicos (p. ej., patrón de topografía corneal, grosor del lecho estromal residual, edad del paciente en el momento de la cirugía, grosor corneal, refracción manifiesta equivalente esférica preoperatoria). Los efectos adversos de la LIO fáquica implantada en la cámara posterior incluyen una mayor incidencia de formación de cataratas, astigmatismo residual, uveítis crónica, pérdida de células del endotelio corneal, endoftalmitis y ovalización de la pupila.
Acrílico hidrofóbico
Introducidas en 1993, las LIO acrílicas hidrofóbicas como AcrySof son el material de LIO más utilizado en la actualidad. Están compuestos por copolímeros reticulados de ésteres acrílicos y otros comonómeros de ésteres acrílicos, con un esqueleto de carbono y grupos laterales de ésteres. Las lentes de una o tres piezas se pueden plegar e implantar a través de pequeñas incisiones manteniendo su forma original. Los estudios a largo plazo han demostrado que los pacientes a los que se les implantaron lentes acrílicas hidrofóbicas tienen índices más bajos y menos densos de PCO, y tenían menos probabilidades de necesitar una capsulotomía Nd-YAG que los pacientes a los que se les implantaron LIO acrílicas hidrofílicas. Esto puede deberse a la tendencia de las LIO acrílicas hidrófilas a adherirse a la cápsula posterior del cristalino a través de las uniones de fibronectina, lo que reduce el espacio para que se produzca la migración de LEC entre la LIO y la cápsula posterior. Lamentablemente, los glistenings suelen afectar a las LIO acrílicas hidrofóbicas.
Acrílico hidrofílico
La nueva generación de LIO plegables se compone de la columna vertebral de metacrilato de PMMA con grupos hidroxilo adicionales introducidos en las cadenas laterales. La adición de hidroxietilmetacrilato (HEMA), un material utilizado en la fabricación de lentes de contacto, poli(2-HEMA) o poli-HEMA confiere flexibilidad a la LIO. Con el desarrollo de la cirugía de cataratas asistida por facoemulsificación de incisión pequeña, las LIO plegables son el principal tipo de lente utilizado. Dado que estos lentes son muy flexibles, requieren una incisión de aproximadamente 1,8 mm, lo que los hace muy beneficiosos en la cirugía de cataratas con microincisión.
Las lentes de hidrogel, como las que tienen cadenas poli-HEMA , tienen propiedades ópticas variables según su contenido de agua. Una vez que la lente fabricada, que es seca y opaca, se coloca en agua, se vuelve suave y ópticamente transparente. Las LIO hidrofílicas tienen un alto contenido de agua de 18 a 34 %, lo que conduce a una biocompatibilidad superior con tasas más bajas de deslumbramiento, un índice de refracción más bajo de 1,40 a 1,43 y un mayor grosor de la LIO (Tabla 1). En un estudio prospectivo de 86 ojos con síndrome de pseudoexfoliación (PEX) que comparó LIO acrílicas hidrofílicas, acrílicas hidrofóbicas y de silicona, las LIO acrílicas hidrofílicas tuvieron una biocompatibilidad capsular superior ya que el crecimiento de células epiteliales del cristalino fue más bajo en este grupo. Sin embargo, la LIO acrílica hidrófila tenía una biocompatibilidad uveal deficiente, ya que este grupo tenía la mayor deposición de residuos en la superficie de la LIO después de 12 a 18 meses, y la tasa más alta de PCO. Esto puede deberse a que la hinchazón que se produce dentro de la lente después de la fabricación provoca dificultad para mantener un borde posterior afilado. Aunque las generaciones anteriores de LIO acrílicas hidrofílicas se asociaron con calcificaciones internas o superficiales primarias debido a la deposición de calcio y ácido fosfórico, esto no parece ser un problema en las generaciones más nuevas.
Copolímero PEG-PHS/HEMA/Estireno (PHS)
El atractivo de los materiales de LIO hidrofílicos que incorporan HEMA se deriva de su biocompatibilidad, flexibilidad para las microincisiones y tasas más bajas de deslumbramiento, pero se ve contrarrestado por la mayor incidencia de PCO y calcificación. Por el contrario, las tasas más bajas de aparición de PCO y las complicaciones quirúrgicas son más ventajosas con el material de LIO acrílico hidrofóbico, aunque es más probable que formen glistening a largo plazo. Dado que las lentes con baja higroscopia, entre el 0,1 % y el 0,5 % tienen más probabilidades de desarrollar glistening. Las empresas han buscado maximizar el equilibrio al incorporar materiales hidrofílicos e hidrofóbicos para avanzar aún más en la configuración del material de la LIO. Por ejemplo, el LIO MX60 de enVista está compuesto por una mezcla de copolímeros de 40 % de poli(etilenglicol)-fenil éter acrilato hidrofóbico (PEG-PEA), 30 % de HEMA hidrofílico, 26 % de estireno para agregar volumen y aumentar el índice de refracción, y 4% de dimetacrilato de etilenglicol (EG-DMA) para la integridad estructural. La composición principal de la LIO enVista MX60L, PEG-PEA, HEMA y estireno (copolímero de PHS), es un material de LIO hidrofóbico con un contenido hidrofílico significativo que tiene una dureza de 1,8 MPa y una higroscopia del 4 %. Esto se atribuye en parte a la subunidad repetitiva PEG-PEA del etilenglicol que permite una cadena de carbono de flexibilidad e hidrofobicidad y al grupo hidroxilo hidrofílico terminal de HEMA que aumenta la higroscopia del material. Los estudios han demostrado que el uso de enVista MX60L en la cirugía de cataratas demuestra un buen perfil de seguridad, resultados refractivos estables, bajas incidencias de PCO e incidencias de capsulotomías Nd:YAG, y ninguna incidencia de glistening.
PMMA
El PMMA, un material hidrofóbico, rígido y no plegable, está disponible en versiones de una pieza y de tres piezas que se cortan con torno a partir de botones o varillas de PMMA. El PMMA, el primer material de LIO implantado en un humano por Harold Ridley en 1949, es conocido por su excelente tolerancia tisular, estabilidad a largo plazo y costo reducido. Tiene un ángulo de contacto de 65° a 71°, porcentaje de higroscopía de 0,4% a 0,8%, temperatura de transición vítrea de 105°C a 113°C y alto índice de refracción de 1,49 (Tabla 1). Además, las LIO de PMMA tienen una claridad óptica superior, lo que permite transmitir un amplio espectro de luz.
A pesar de estas propiedades, la LIO de PMMA ha sido reemplazada por modernas lentes plegables. La estructura rígida del PMMA evita que se doble para entrar en la pequeña incisión de 2 mm realizada para la facoemulsificación; se requiere una incisión más ancha de aproximadamente 5,5 mm a 6 mm para la implantación, lo que provoca un retraso en la cicatrización, presiones intraoculares deficientes y astigmatismo posoperatorio. Una complicación a largo plazo bien conocida de las LIO de PMMA es la degeneración en copos de nieve , que es una indicación de la explantación de la LIO de PMMA. La hidrofobicidad del PMMA puede dañar el endotelio corneal como consecuencia de la adherencia a estas células durante la implantación.Las LIO de hidrogel y PMMA están asociadas con tasas más altas de PCO en comparación con las LIO de acrílico y silicona. Si bien esto puede deberse en parte a que la rugosidad de la superficie de la LIO proporciona un andamiaje para la formación de tejido PCO, estudios recientes sugieren que los bordes de la LIO pueden desempeñar un papel más importante; Las tasas de capsulotomía de PCO a largo plazo y granate de itrio y aluminio dopado con neodimio (Nd:YAG) entre las LIO de PMMA de borde cuadrado y de PMMA de borde redondo encontraron que un borde óptico posterior cuadrado redujo la proliferación de células epiteliales del cristalino en la cápsula posterior del cristalino, reduciendo así Tasas de PCO. Las LIO de PMMA se utilizan actualmente como LIO suturadas en la esclerótica, por ejemplo, cuando la implantación capsular no es factible.
Silicona
Un polímero sintético compuesto por una columna vertebral de grupos repetidos de silicio-oxígeno, la silicona se utiliza para fabricar LIOs plegables. Las lentes de silicona están hechas con hápticas de plato o hápticas en C-loop modificadas. Aunque los hápticos de plato tienen tasas más bajas de PCO y edema de la mácula cistoide, se requiere una cápsula anterior intacta para evitar el descentramiento.
La silicona tiene las propiedades deseables de flexibilidad, biocompatibilidad, esterilizabilidad en autoclave, inercia relativa y estabilidad química. La silicona es hidrofóbica, con un ángulo de contacto de 97° a 120°, un porcentaje de higroscopía de 0,38% y una temperatura de transición vítrea de -120°C a -90°C (Tabla 1). Dado que las lentes de silicona tienen un índice de refracción de 1,43, que es inferior al de las lentes acrílicas, son más gruesas para el mismo poder de refracción; este grosor puede requerir una incisión de hasta 3,2 mm para su implantación. Un artículo de revisión de Kwon et al. demostraron que las LIO de silicona tenían tasas de capsulotomía de PCO y Nd:YAG más bajas que las LIO acrílicas hidrófobas con un uso a largo plazo (>6 años) después de la implantación. Esto puede deberse a que es menos probable que las LEC se adhieran a la superficie de la LIO de silicona y a que las LIO de silicona tienen los bordes más cuadrados.
Sin embargo, la silicona no se usa mucho como biomaterial para LIO debido a su susceptibilidad a la adherencia de bacterias, células y aceites de silicona. Esto puede conducir a endoftalmitis, opacificación capsular, descentración del LIO y contracción capsular, lo que afecta la agudeza visual posoperatoria de los pacientes. Las LIO de silicona provocan una apertura prematura e incontrolada de la LIO dentro de la cámara anterior, lo que puede hacer que la implantación de la LIO sea más compleja; además, las LIO de silicona pueden empañarse con la condensación durante las vitrectomías posteriores y, por lo tanto, deben usarse con precaución en ojos diabéticos. Se ha descrito el depósito de oxalato de calcio en la LIO de silicona en ojos con hialosis asteroide, después de una capsultomía con YAG.
