BR112013032751A2 - lentes intraoculares de polímero com memória de forma - Google Patents

Abstract

LENTES INTRAOCULARES DE POLÍMERO COM MEMÓRIA DE FORMA. A invenção refere-se a uma lente intraocular de polímero com memória de forma (SMP) que apresenta um índice de refração acima de 1,45, uma Tg entre l0ºC e 60°C, inclusive, formação de vacóolos ("glistening" mínima ou ausente, e substancialmente 100% de transmissividade de luz no espectro visível. A lente intraocular é então enrolada a uma temperatura acima da Tg do material de SMP. O dispositivo intraocular é comprimido radialmente dentro de um molde para um diâmetro menor ou igual a 1,8 mm, enquanto que mantendo a temperatura acima da Tg. O dispositivo de lente intraocular comprimido pode ser inserido através de uma incisão com tamanho menor que 2 mm na córnea ou esclera ou outra estrutura anatômica. A lente pode ser inserida no saco capsular, no sulco ciliar, ou outra cavidade através da incisão. O SMP pode substancialmente alcançar valores do índice de refração acima ou iguais a 1,45.

Description

LENTES INTRAOCULARES DE POLÌMERO COM MEMÓRIA DE FORMA w

REFERÊNCIA CRUZADA COM PEDIDOS RELACIONADOS Este pedido reivindica o benefício da prioridade de 5 acordo com o 35 U.S.C. § 119(e) do pedido provisório n° 61/449.865, depositado em 7 de março de 2011, intitulado "Shape memory polimer intraocular lenses" e o pedido provisório U.S. n° 61/474.696, depositado em 12 de abril de 2011 intitulado "Shape memory polimer intraocular lenses", os quais são aqui incorporados como referência em sua totalidade.

CAMPO TÉCNICO A tecnologia descrita aqui refere-se a lentes intraoculares artificiais lentes intraoculares artificiais.

ANTECEDENTES 0 olho humano funciona para prover visão pela transmissão de luz através de uma parte externa clara chamada de córnea, e focalização da imagem por meio de uma lente cristalina em uma retina. A qualidade da imagem focalizada depende de muitos fatores incluindo o tamanho e formato do olho, e da transparência da córnea e das lentes. Quando a idade ou doença faz com que a lente se torne menos transparente, a visão deteriora tendo em vista a diminuição de luz que pode ser transmitida para a retina. Esta deficiência na lente do olho é em medicina conhecida como uma catarata. Um tratamento aceitável para esta condição é a remoção cirúrgica da lente e substituição da função de lente por uma lente intraocular artificial (IOL). Lentes intraoculares são empregadas como substituintes para a lente cristalina após cirurgia ou extracapsular ou intracapsular para a remoção de uma catarata. Nos estados Unidos, a maioria dos cristalinos e com catarata é removida por uma técnica cirúrgica chamada de facoemulsificação.

Durante este procedimento é feita uma abertura na capsula anterior é inserida uma ponta fina de corte de facoemulsificação na lente doente e é realizada uma vibração ultrassãnica.

A ponta de corte em vibração liquefaz ou emulsifica a lente de tal forma que esta pode ser aspirada para fora do olho.

A lente doente, uma vez removida, é substituída por uma lente artificial.

Lentes intraoculares são geralmente de dois tipos, as que são colocadas na câmara anterior, isto é, entre a íris e a córnea, e as que são colocadas na câmara posterior, isto é, por trás da íris.

Ambos os tipos de lentes são convencionalmente empregadas com a escolha entre uma lente de câmara anterior e uma de câmara posterior sendo parcialmente ditada pelas preferências do médico que insere a lente.

Um terceiro tipo de lente, conhecido como lentes fixadas na íris, tendo em vista, que são fixadas na periferia da íris, pode ser considerado como sendo parte de um dos dois tipos acima, uma vez que sua parte ótica fica ou na câmara anterior ou posterior.

Lentes intra-ocultares normalmente consistem em uma parte ótica com pelo menos duas alças ("haptics") que se estendem radialmente a partir da parte ótica e contêm partes distais que normalmente se apóiam no esporão escleral para uma lente de câmara anterior e ou no sulco ciliar ou dentro da cápsula do cristalino para uma lente de câmara posterior.

A parte ótica normalmente compreende uma lente ótica transparente circular.

A alça na maioria das lentes é uma fibra ou filamento flexível apresentando uma extremidade próxima fixada na lente e apresentando uma extremidade distal que se estende radialmente em afastamento da periferia da lente de maneira a formar um pé de apoio.

Vários desenhos de alça estão atualmente em uso, por exemplo, um par de alças em formato de C nas quais ambas as extremidades de cada alça estão conectadas à lente, e, por exemplo, alças em formato de J nas quais apenas uma extremidade da alça está fixada na lente.

As alças são usualmente resilientes no sentido radial e se estendem para fora a partir da periferia da lente e gentilmente, mas elasticamente, acoplam estruturas oculares circunferenciais apropriadas adjacentes à íris ou dentro do saco capsular.

Esta resiliência é devida às propriedades elásticas convencionais dos materiais da alça.

O resultado é uma alça que quando comprimida e liberada irá retornar de forma incontrolável imediatamente.

Esta propriedade torna o processo de implantação e posicionamento final da lente difícil, uma vez que as alças devem ser comprimidas durante a implantação.

Também, uma vez colocadas, a flexibilidade do material da alça convencional torna a lente susceptível de descentralização pelo fato de ser empurrada pela pressão vítrea por trás da lente ou deslocamento devido à pressão do tecido ocular adjacente.

Também, as forças geradas pelo recolhimento elástico pela liberação da alça pode danificar o tecido local delicado.

A posição ideal para uma lente de câmara posterior é no saco capsular.

Esta é uma manobra extremamente difícil de realizar.

Quando é empregada a lente de câmara posterior, esta deve ser colocada através de pequenas aberturas na pupila, e a posição final da alça fica escondida por trás da íris e não visível para o cirurgião.

Desta forma, é altamente desejável se manter as dimensões globais da lente de câmara posterior tão pequenas quanto possível durante o implante, deixando que se expanda quando estiver finalmente situada onde pretende o cirurgião, usualmente no saco capsular.

Um dispositivo pequeno é mais fácil de manipular no olho, reduz a chance da alça entrar em contato com o tecido endotelial córneo, e permite uma inserção fácil para o cirurgião, na medida em que este deve inserir uma lente com uma dimensão de 14 mm no total através de uma pupila de 5 a 8 mm de diâmetro.

Uma lente pequena reduz também o contato lente/íris e pode melhor garantir que a lente intraocular e suas alças ficarão no 5 saco capsular.

Nos anos recentes, lentes intra-ocultares com e sem alças apresentando partes do corpo relativamente moles foram providas de tal forma que a parte do corpo pode ser dobrada genericamente por seu diâmetro para inserção em uma abertura pequena durante o implante da lente.

Foram desenhadas lentes formadas de líquido ou hidrogel comprimidas dentro de uma bainha que permitem que o corpo da lente seja dobrado antes da inserção e então preenchido quando em posição.

Infelizmente, os materiais moles utilizados para os corpos destas lentes não apresentam a força de restauração algumas vezes requerida para retornarem ao seu formato original.

Além disto, estes tipos de lente são tipicamente desdobradas utilizando-se ou um mecanismo de liberação elástico, onde energia mecânica armazenada pelo dobramento do material elástico é liberada quando a compressão mecânica é removida, ou por meio da absorção de água, também conhecida como hidratação, onde a lente gradualmente absorve água por meio de um processo de difusão osmótica.

Ambos os processos são difíceis de controlar.

No primeiro caso, a retração elástica pode danificar tecido local ou pode deslocar a lente do centro.

No último caso, o formato final da lente pode se tornar distorcido se a lente em expansão entrar em contato com o tecido em redor.

Além disto, sabe-se que materiais em hidratação possuem baixas propriedades de recuperação de formato.

Na lente natural, a bifocalidade de visão de longe e visão de perto é provida por um mecanismo conhecido como acomodação.

A lente natural, no início da vida, é mole e contida dentro do saco capsular. 0 saco é suspenso a partir do músculo ciliar pelas zõnulas.

O relaxamento do músculo ciliar contrai as zônulas, e estira o saco capsular.

Como resultado, a lente natural tende a achatar. 5 A contração do músculo ciliar relaxa a esforço nas zônulas, permitindo que o saco capsular e a lente natural assumam um formato mais arredondado.

Desta maneira, a lente natural pode ser focalizada alternativamente em objetos próximos e distantes.

Conforme a lente envelhece, também se torna 10 mais dura e menos capaz de alterar o formato em reação à contração do músculo ciliar.

Isto torna difícil para a lente focalizar objetos próximos — uma condição médica conhecida como presbiopia.

A presbiopia afeta quase que todos os adultos com idade acima de 45 ou 50. 15 Tipicamente, quando uma catarata ou outra doença requer a remoção da lente natural e substituição por uma IOL artificial, a IOL é uma lente monofocal, requerendo que o paciente utiliza um par de óculos ou lentes de contato para a visão de perto.

Algumas IOLs bifocais foram 20 criadas, mas não são amplamente aceitas.

Alguns desenhos de IOL são lentes óticas únicas apresentando alças flexíveis que permitem a parte ótica se movimentar para frente e para trás em reação ao movimento do músculo ciliar.

Entretanto, a quantidade de movimento da parte 25 ótica nestes sistemas de lente única pode ser insuficiente para permitir uma faixa útil de acomodação.

Em adição, o olho deve ser medicado por de uma a duas semanas para reduzir o movimento ocular de maneira a que a fibrose capsular aprisione a lente, o que, desta forma, provê uma 30 associação rígida entre a lente e o saco capsular.

Além disto, os modelos comerciais destas lentes são feitos de um material de hidrogel of de silicone.

Tais materiais não são resistentes à formação posterior de opacificação da capsular ("PC0"). 0 tratamento para a PCO é uma capsulotomia utilizando um Nd: YAG-laser que vaporiza uma parte da cápsula posterior.

Tal destruição da cápsula posterior pode destruir o mecanismo de acomodação destas lentes. 5 As lentes acomodativas conhecidas também não apresentam profundidade de foco estendida em adição a apresentarem baixa performance de acomodação.

Tais lentes conhecidas requerem adicionalmente dimensionamento preciso para funcionar apropriadamente por urna faixa de tamanhos de 10 saco capsular e não apresentam fixação capsular e estabilidade de longo prazo.

Além disto, na medida em que as cirurgias atuais de substituição de lente se movem na direção de tamanho menor de incisão, as IOLs em geral requerem ter a capacidade de serem implantadas através de 15 tais incisões pequenas.

Lentes dual-optics nivelam a capacidade do complexo corpo ciliar-zónula em alterar o formato do saco capsular.

Isto permite que a distância inter-lentes seja alterada, desta forma, permitindo uma alteração no erro de refração. 20 Estas lentes dual-optics podem ser secundárias para o equipamento ótico necessário para criar este sistema ótico e requer incisões corneanas grandes para inserir no olho.

As lentes intracorneanas são desenhadas para tratar erros de refração ou presbiopia. 25 Lentes intracorneanas incluem implantes e lentes corneanos, que são inseridos através de uma pequena incisão na córnea criada por uma lâmina ou um laser.

A bolsa formada pela incisão na córnea é utilizada para posicionar o implante para alterar o formato da córnea.

No caso de um 30 implante de lente, a bolsa é utilizada para posicionar a lente refrativa no local oticamente efetivo.

Algumas lentes criam um efeito do tipo furo feito por alfinete para tratar presbiopia.

Como as lentes intracorneanas se desenvolvem na direção de tamanho de incisão menor, os dispositivos em geral requerem a capacidade de serem implantados através de tais incisões pequenas. A tecnologia a laser tal como o laser de femtosegundo aumentou a capacidade de criação destas incisões corneanas menores e bolsas para implante. As lentes intraoculares fáquicas são implantadas ou na câmara anterior suportada pelas estruturas em ângulo ou no sulco posterior imediatamente por trás da íris a na frente da lente nativa. A lente é implantada através de um ferimento minimamente invasivo no limbo e inserida na ou através da câmara anterior. As lentes são utilizadas para tratar erros de refração e apresentam o risco de causar traumas à lente e/ou às estruturas em ângulo. Incisões pequenas requerem dobramento da lente e então o desdobramento no olho, o que aumenta o risco de dano às estruturas intraoculares. A informação incluída nesta seção de Antecedentes do relatório descritivo, incluindo quaisquer referências citadas aqui e qualquer descrição ou discussão destas, é incluída para propósitos apenas de referência técnica e não deve ser considerada como matéria pelo qual o escopo da invenção tal como definido nas reivindicações esteja limitado.

25 SUMÁRIO Polímeros com memória de forma (SMP) são uma classe de materiais inteligentes que pode ser adaptada para apresentar alterações significativas de propriedade mecânica em resposta a um dado estímulo. A capacidade de se recuperar de grandes deformações e se adaptar a diferentes condições ambientais facilita enormemente o uso de dispositivos SMP com cirurgia minimamente invasiva. As formulações atuais de polímero com memória de forma podem ser criadas para apresentar módulo e temperaturas de transição de vidro (Tg) independentemente programados.

A capacidade de controlar com precisão as propriedades mecânicas do SMP juntamente com a natureza transparente do material, um índice de refração em faixas muito similares à faixa de uma lente humana (1,386 - 1,406 e acima), e biocompatibilidade comprovada permite a criação de soluções únicas para o tratamento de várias doenças oftalmológicas.

Desta forma, existem muitos aspectos de uma lente intraocular hidrofóbica, a base de acrilato, de SMP que são lo atraentes em vista de outras opções de lente.

Uma vantagem clara dos sistemas SMP descritos aqui é a capacidade dramática de variação das propriedades mecânicas pela alteração das propriedades do material tais como percentagem em peso de reticulação, frações de cada componente co-monômero, e outras propriedades dos ingredientes.

Isto provê a capacidade de projeto das propriedades mecânicas requeridas para a aplicação desejada no material.

Por exemplo, a variação da Tg para formulações de SMP particulares afeta o módulo de borracha resultante.

Alterações de propriedade adicionais podem ser incorporadas, por exemplo, pela variação da percentagem em peso dos co-monõmeros que formam o SMP.

A qualidade do material de SMP pode ser também nivelada para alterar o raio de curvatura das superfícies anterior e posterior dos desenhos particulares da IOL com calor, luz UV, ou outros processos para alterar a potência central e/ou paracentral da lente particular.

Uma variedade de lentes intra-ocultares pode ser formada de um polímero com memória de forma com altos graus de "certeza de formato" ou "fixidez de forma" (isto é, a precisão do formato recuperado depois da transição do formato deformado de volta para o formato permanente). as lentes são deformadas e comprimidas para um formato compacto pré-operatório que permite o implante através de uma incisão pequena, gentilmente desenrolar e expandir em formatos pós-operatórios garantidos (formatos permanentes), e prover uma alça integrada para uma aposição estável e não traumática no sulco ciliar, saco capsular, ou estruturas em 5 ângulo da câmara anterior.

As lentes de SMP podem ser deformadas e comprimidas para tamanhos menores que os conhecidos atualmente e disponíveis para implante através de um tamanho de incisão abaixo de 2 mm, que é atualmente o limite mais baixo. 10 Em uma implementação típica, um método de manufatura de um dispositivo intraocular inclui o provimento de um material de polímero com memória de forma (SMP) com uma Tg, formando o método de SMP em uma forma de dispositivo intraocular permanente, a compressão mecânica do 15 dispositivo intraocular a uma temperatura acima da Tg para deformar o dispositivo intraocular para um volume menor; e resfriamento do dispositivo intraocular deformado enquanto que ainda comprimido para uma temperatura abaixo da Tg para desta forma criar um dispositivo intraocular estável 20 deformado com um perfil de aplicação que permite a inserção através de uma incisão de 2 mm ou menor.

Em uma realização, o dispositivo intraocular pode ser enrolado a uma temperatura acima da Tg do material de SMP. 0 dispositivo intraocular enrolado pode então ser resfriado 25 enquanto que ainda na forma enrolada para uma temperatura abaixo da Tg para, desta forma, criar um dispositivo intraocular enrolado estável. 0 dispositivo intraocular pode ser então mecanicamente comprimido para um diâmetro menor que 1,8 mm.

Em outra realização, o dispositivo 30 intraocular pode ser enrolado a uma temperatura acima da Tg do material de SMP. 0 dispositivo intraocular pode ser então comprimido radialmente em um molde para um diâmetro menor que 1,8 mm, enquanto que mantendo a temperatura acima da Tg.

Em outra implementação típica, uma lente intraocular de polímero com memória de forma (SMP) pode apresentar um índice de refração acima de 1,45, uma Tg entre 15°C e 40°C, inclusive, com um mínimo ou ausência de formação de 5 vacúolos ("glistening"), e substancialmente 100% de transmissividade de luz no espectro visível. Em uma realização, a lente intraocular de SMP pode ser formada de uma combinação de 50% em peso de tBA, 28% em peso de acrilato de isobutila, e 22% em peso de PEGDMA 1000. Em uma outra realização, a lente intraocular de SMP pode ser de uma combinação de 22% em peso de tBA e 78% em peso de PEGDMA 1000. Em uma realização adicional, a lente intraocular de SMP pode ser formada de uma combinação de 65% em peso de tBA, 13% em peso de acrilato de butila, e 15 22% em peso de PEGDMA 1000.

Em uma implementação típica adicional, um método de implante de um dispositivo de lente intraocular inclui fazer uma incisão em uma córnea ou esclera com menos de 2 mm de largura. Em uma realização, uma lente intraocular está no saco capsular através da incisão. Em uma outra realização, uma lente intraocular é inserida no sulco ciliar através da incisão. Em uma outra realização, um método de implante de um dispositivo de lente intraocular inclui fazer uma incisão em uma córnea com menos de 2 mm de largura para se acessar a câmara anterior. Uma lente intraocular é então inserida na câmara anterior através da incisão. Em uma realização adicional, um método de implante de um dispositivo de implante intracorneano inclui fazer uma incisão em uma córnea com menos de 2 mm de largura para criar um túnel na córnea. Um dispositivo de implante intracorneano é então inserido na câmara anterior através da incisão. Este Sumário é provido para introduzir uma seleção de conceitos de forma simplificada, os quais são adicionalmente descritos abaixo na Descrição Detalhada. Este Sumário não se destina a identificar as características chave ou características essenciais da matéria reivindicada, nem se destina a ser utilizado para 5 limitar o escopo da matéria reivindicada. Uma apresentação mais extensa de características, detalhes, utilidades, e vantagens da presente invenção tal como definida nas reivindicações, é provida na descrição escrita a seguir das várias realizações da invenção e ilustradas nos desenhos anexos.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS A FIG. 1 é um gráfico mostrando o módulo de armazenamento vs. atributos de temperatura para várias fórmulas de SMP típicas. A FIG. 2 é um gráfico mostrando as propriedades de bloqueio de UV e clareza ótica das formulações de SMP típicas da FIG. 9 como percentagem de transmissão por uma faixa de comprimentos de onda no espectro UV e visível. 20 A FIG. 3 é um gráfico mostrando o módulo de armazenamento vs. atributos de temperatura para várias formulações de SMP típicas. A FIG. 4 é um gráfico mostrando as propriedades de bloqueio de UV e clareza ótica das formulações de SMP típicas da FIG. 11 como percentagem de transmissão por uma faixa de comprimentos de onda no espectro de UV e visível. A FIG. 5 é um gráfico mostrando as propriedades de compressão das formulações de SMP típicas da FIG. 11. A FIG. 6 é um gráfico mostrando as propriedades de tensão de uma formulação de SMP típica em duas taxas de tensão diferentes. A FIG. 7 é uma imagem da profilometria ótica de uma amostra de superfície de lente IOL de SMP mostrando a rugosidade superficial média.

•1

• A FIG. 8A é uma vista isométrica de uma lente intraocular (IOL) de polímero com memória de forma (SMP) típica com alças colocadas em configuração permanente ou desdobrada. 5 A Fig. 8B é uma vista plana superior da IOL de SMP da FIG. lA.

A FIG. 8C é uma vista em elevação frontal da IOL de SMP da FIG. lA.

A FIG. 8D é uma vista em elevação lateral da IOL de 10 SMP da FIG. lA.

A FIG. 9A é uma vista plana superior de uma IOL de SMP típica colocada em um molde de enrolamento com i=um canal para enrolar a IOL de SMP.

A FIG. 9B é uma vista em elevação frontal do molde de 15 enrolamento da FIG. 2A com a IOL de SMP dobrada no canal sob compressão por um fio que corre axialmente para baixo no canal.

A FIG. 10A é uma vista em elevação frontal esquemática do molde de enrolamento da FIG. 2A com as 20 bordas da IOL de SMP dobradas e o molde de enrolamento resfriado para abaixo da Tg.

A FIG. lOB é uma vista em elevação esquemática da IOL de SMP removida do molde de enrolamento e mantendo uma configuração deformada enrolada. 25 A FIG. 11 é um diagrama esquemático da IOL de SMP enrolada colocada em uma meia de pano.

A FIG. 12A é uma vista plana superior, em seção transversal da IOL de SMP dentro da meia de pano sendo puxada através de um tubo de diâmetro decrescente formado 30 em um molde de compressão aquecido acima da Tg.

A FIG. 12B é uma vista plana superior, em seção transversal da IOL de SMP dentro de uma meia de pano comprimida dentro da seção de menor diâmetro do tubo enquanto o molde de compressão á resfriado para abaixo da Tg. A FIG. 13 é uma vista em elevação esquemática da IOL de SMP removida do molde de compressão e da meia mantendo 5 uma configuração deformada, enrolada, estendida e radialmente comprimida. A FIG. l4A é uma vista plana superior esquemática de uma ferramenta de dobramento e compressão utilizada para dobrar uma IOL de SMP em conjunto com um sistema de 10 compressão de temperatura regulada. A FIG. 14B é uma vista em elevação lateral esquemática em seção transversal da ferramenta da FIG. 7A utilizada em conjunto com uma ferramenta de compressão com temperatura regulada. 15 A FIG. 14C é uma vista em elevação lateral esquemática em seção transversal da ferramenta de dobramento e compressão em uma posição comprimida com a ferramenta de compressão com temperatura regulada.

20 DESCRIÇAIO DETALHADA Materiais de lente acrílica conhecidos são incapazes de compressão significativa de maneira a se obter a funcionalidade desejada. Embora várias tecnologias sejam conhecidas para o dobramento ou enrolamento de IOLs 25 acrílicas, estas focalizam meramente na necessidade de reduzir o fator de forma de um formato desdobrado com o propósito de minimizar o tamanho requerido da incisão para implantação. O volume real deslocado por estas lentes permanece constante de tal forma que há um limita no 30 tamanho mínimo que tais IOLs podem alcançar. Além disto, a capacidade de dobrar ou enrolar estas IOLs é limitada pela capacidade do material resistir à tensão causada pelo esforço de dobramento e retornar para um formato desejado e prover as qualidades óticas necessárias após o implante.

Além disto, há pouco controle sobre a velocidade e força com as quais o desdobramento de uma lente ocorre uma vez implantada, o que frequentemente causa trauma aos tecidos que ligam as alças da IOL. 5 Em contraste, as IOLs de SMP descritas aqui são na verdade mais deformáveis (em alguns casos acima de 65% de compressão e acima de 250% de tensão elástica) e, desta forma, o volume deslocado por tais dispositivos pode na verdade ser reduzido para implante.

Isto permite o 10 implante através de tamanhos reduzidos de incisão (menores que 2 mm e mesmo menores que 1,8 mm) e, desta forma, com trauma reduzido para o olho humano.

Vários outros benefícios são também obtidos pela utilização das IOLs de SMP.

Cabe ressaltar que o índice de refração de muitas das 15 formulações (no = 1,464) é relativamente alto (maior que o índice de refração do tecido de lente humano) e assim permite a possibilidade de redução da espessura da lente e, desta forma, do tamanho do perfil de implantação. 0 índice de refração das IOLs de SMP podem ser adicionalmente 20 modificados pela formulação do material de SMP.

As formulações dos materiais de SMP podem ser também ajustadas para ralentar ou retardar o tempo do processo de recuperação de formato de maneira a reduzir o trauma no tecido no local do implante e para permitir ao cirurgião um 25 tempo adequado para a manipulação e colocação da IOL no local apropriado.

Com algumas formulações de SMP, é possível a modificação pós-implante, por exemplo, para alterar a curvatura da parte ótica ou o índice de refração.

Isto pode ser realizado por meio da aplicação de 30 aquecimento não intrusive da IOL de SMP, ou partes desta, pós-implante via laser ou ultrassom.

Tal aquecimento pode ser aplicado a seções particulares da IOL de SMP que apresentam diferentes percentagens em peso de reticulação do material (e, desta forma, diferente Tg nestas áreas) de maneira a permitir a ativação de uma alteração de formato secundário ou terciário, que pode ser utilizado para efetuar alterações no índice de refração, na curvatura da parte ótica, ou na expansão das alças.

Por exemplo, a configuração da união alça-parte ótica pode ser alterada para modificar a abóbada da parte ótica por aquecimento da união.

Tais alterações de formato secundário ou terciário podem ser utilizadas para promover interação com a cápsula da lente vítreo, zônulas e tecidos circundantes para lo auxiliar na acomodação.

Em adição, o posicionamento da linha de base das duas partes óticas em um sistema acomodativo dual-optic de lente intraocular pode ser alterado mesmo depois do implante.

Além disto, algumas formulações de IOL de SMP podem ser impregnadas com vários fármacos que podem ser eluídos da IOL de SMP uma vez implantada in vivo para auxiliar no processo de cura do tecido ótico traumatizado durante o implante ou para administrar medicação terapêutica para tratar outras doenças oculares.

A medicação ou ingrediente ativo (por exemplo, um agente biológico) pode ser integrado na IOL de SMP como parte do processo de polimerização, em um agente de intumescência (por exemplo, como uma estrutura polimérica em hidrogel químico ou físico), ou como uma parte polimérica biodegradável de eluição de fármaco do dispositivo de IOL de SMP final.

Fármacos típicos que podem ser impregnados na IOL de SMP podem incluir antibióticos, anti-inflamatórios, anti-histamínicos, anti- alérgicos,agentes biológicos (por exemplo, agentes antí- VEGF siRNAs, etc), e medicações para glaucoma (isto é, medicações para reduzir a pressão ocular, que incluem, mas não se limitam a, prostaglandinas, medicações de base parassimpática/simpática, alfa agonistas, beta bloqueadores, inibidores da anhidrase carbônica, inibidores da Rho Quinase, agonistas de adenosina, agonistas e

• antagonistas de endotelina, etc). Outros agentes que podem ser ligados a uma IOL de SMP incluem vetores virais e produtos terapêuticos de base celular.

5 Materiais de Polímero Com Memória de Forma Materiais de SMP apresentam uma significativa capacidade de alterar formato ou de alguma forma ser ativados com uma força mecânica em resposta a um estímulo externo. O estímulo pode ser luz, calor, químico, ou outros tipos de energia ou estímulos. A resposta termo- mecânica dos materiais de SMP pode ser controlada por meio da formulação para prever e otimizar as propriedades de memória de formato. Dispositivos de polímero com memória de forma podem ser desenvolvidos e otimizados para um alto grau de adaptabilidade que sejam capazes de adaptar e responder a aplicações biomédicas particulares e à fisiologia do paciente. Um polímero pode ser considerado um SMP se o formato original do polímero puder ser deformado e permanecer estável no estado deformado até ser submetido a um estímulo externo, e então o formato original pode ser recuperado por exposição do material ao estímulo apropriado. Em uma implementação, o estímulo pode ser calor. O formato original pode ser estabelecido por moldagem, extrusão, carimbo, ou outro processamento típico de polímeros. Em adição, um disco, bastão, ou outra configuração do material pode ser obtida pelos processos acima e então formados em um formato final por "cryolathing", que é um processo envolvendo congelamento do material seguido de corte por laser e/ou mecânico do material para um formato final. O formato temporário pode ser estabelecido por deformação termo-mecânica. O aquecimento do material de SMP deformado acima para uma temperatura de recuperação de formato resulta na recuperação do formato original, mesmo se o formato moldado original do polímero seja alterado mecanicamente a uma temperatura mais baixa que a temperatura de recuperação.

Os materiais de SMP descritos para uso nas presentes aplicações têm a capacidade de se 5 recuperarem de grande deformação pelo aquecimento e em formulações apropriadas com precisão acima de 99% do formato original.

Em uma realização utilizando estímulo térmico, uma temperatura de transição de polímero pode ser adaptada para 10 prover uma temperatura de recuperação de deformação, à temperatura corporal de cerca de 37°C, isto é, a temperatura de transição de vidro, Tg, do polímero é projetada para ser de cerca de 37°C.

A clara vantagem desta abordagem é a utilização da energia térmica do corpo 15 humano para ativar de forma natural o material de SMP.

Para algumas aplicações, as propriedades mecânicas (por exemplo, rigidez) do material são fortemente dependentes da Tg.

Desta forma, pode ser difícil se desenvolver um dispositivo extremamente rígido quando a Tg é próxima à 20 temperatura corporal devido à natureza compatível do polímero.

Uma outra consideração em aplicações médicas é que a temperatura de armazenamento requerida de um polímero com memória de forma com Tg de cerca de 37°C será tipicamente abaixo da temperatura ambiente requerendo um 25 armazenamento "frio" antes do desdobramento.

Em ambientes de transporte ou armazenamento com temperatura mais alta, o formato dobrado pode ser retido por meio da utilização de um dispositivo de restrição que não permite que o dispositivo se desdobre para seu formato moldado inicial. 30 Em uma realização alternativa, a temperatura de recuperação é mais alta que a temperatura corporal, isto é, Tg > 37°C.

A vantagem desta realização é que a temperatura de armazenamento pode ser igual à temperatura ambiente facilitando o armazenamento do dispositivo e evitando desdobramentos indesejados antes do uso. 0 formato dobrado pode ser mantido por meio da utilização de um dispositivo de restrição que não permite que o dispositivo se desdobre para o formato moldado inicial.

Entretanto, o aquecimento 5 local do material para desdobramento pode ser necessário para induzir a recuperação do material de SMP.

Pode ocorrer dano local a alguns tecidos no corpo humano a temperaturas de aproximadamente 5 0 acima da temperatura corporal por meio de uma variedade de mecanismos incluindo apoptose e desnaturação de proteína.

Golpes térmicos locais podem ser utilizados para minimizar a exposição a temperaturas elevadas e evitar dano tissular em redor. 0 uso de um método em detrimento de outro é uma decisão de projeto que depende do sistema corporal alvo e outras restrições de projeto do dispositivo tais como propriedades mecânicas requeridas in vivo.

Um material ou rede de SMP pode incluir a solubilização de materiais que podem incluir parte da rede ou podem ser incluídos na formulação da rede antes da polimerização da rede (por exemplo, como um agregado, misturado na formulação). A solubilização dos materiais pode incluir os materiais que se dispersam com o tempo, mesmo se o material ou parte do material não se solubilize realmente ou entre em uma solução com um solvente.

Em 25 outras palavras, um material dissolvido como utilizado aqui pode ser qualquer material que possa ser quebrado por um ambiente externo antecipado do polímero.

Em uma realização, um material dissolvido é um fármaco que é eluído de uma rede de SMP.

Um material dissolvido pode ser fixado por ligações químicas ou físicas à rede polimérica e pode se tornar dissociado com a rede polimérica com o tempo.

Os materiais dissolvidos, por meio de sua solubilização com o tempo, podem ser utilizados para muitos propósitos.

Por exemplo, a solubilização de um material pode efetuar uma solubilização ou quebra de um dispositivo biomédico com o tempo.

Alternativamente, a solubilização de um material pode eluir um fármaco, atingindo um 5 propósito farmacológico.

Medicações ou fármacos podem ser infundidos em dispositivos de SMP para auxiliar na cura (por exemplo, anti-inflamatório), evitar complicações (por exemplo, anti-trombótico), ou combater uma infecção potencial (por exemplo, antibiótico). As medicações podem 10 ser adicionadas por injeção no polímero líquido antes da cura.

As medicações podem ser adicionadas também aos dispositivos de SMP após a polimerização utilizando-se várias modificações de superfície ou técnicas de revestimento, por exemplo, deposição por plasma. 15 Em certas realizações, os segmentos poliméricos de SMP podem ser naturais ou sintéticos, embora polímeros sintéticos sejam preferidos.

Os segmentos poliméricos podem ser não biodegradáveis.

Os polímeros não biodegradáveis utilizados para aplicações médicas 20 preferivelmente não incluem grupos aromáticos, outros que aqueles presentes em aminoácidos de ocorrência natural. 0 SMP utilizado nas IOLs descritas aqui podem ser não biodegradáveis.

Em algumas implementações, pode ser desejável se utilizar polímeros biodegradáveis nas IOLs de 25 SMP, por exemplo, quando é desejada uma esterilização temporária ou é necessária uma funcionalidade adicional.

Os polímeros são selecionados com base na(s) temperatura(s) de transição de vidro desejada(s) (se pelo menos um segmento for amorfo) ou no(s) ponto(s) de fusão 30 (se pelo menos um segmento for cristalino), que por sua vez se baseia(m) na aplicação desejada, levando em consideração o meio ambiente de utilização.

Blocos poliméricos ou polímeros naturais representativos incluem proteínas tais como zeína, zeína modificada, caseína, gelatina, glúten,

albumina de soro, e colágeno, e polissacarídeos tais como alginato, celuloses, dextranas, pululana, e ácido polihialurônico, bem como quitina, poli(3- hidroxialcanoato), especialmente poli(3-hidroxibutirato), 5 poli(3-hidroxioctanoato), e poli (ácidos 3-hidroxigraxos).

Blocos poliméricos ou polímeros biodegradáveis naturais representativos incluem políssacarídeos tais como alginato, dextrana, celulose, colágeno, e seus derivados químicos (substituições, adições de grupos químicos, por exemplo, 10 alquil, alquileno, hidroxilações, oxidações, e outras modificações rotineiramente feitas pelos especialistas na técnica), e proteínas tais como albumina, zeína, e copolímeros e suas misturas, separadamente ou em combinação com polímeros sintéticos. 15 Blocos poliméricos ou polímeros sintéticos representativos incluem polifosfazenos, alcoóis polivinílicos, poliamidas, poliéster amidas, poli(aminoácidos), poli(aminoácidos) sintéticos, polianidridos, policarbonatos, poliacrilatos, 20 polialquilenos, poliacrilamidas, polialquileno glicóis, óxidos de polialquileno, tereftalatos de polialquileno, poliorto ésteres, éteres polivinïlicos, ésteres polivinílicos, haletos polivinílicos, polivinil pirrolidona, poliésteres, polilactídeos, poliglícolïdeos, 25 polissiloxanas, poliuretanas e copolímeros destes. Exemplos de poliacrilatos adequados incluem poli(metil metacrilato), poli(etil metacrilato), poli(butil metacrilato), poli(isobutil metacrilato), poli(etileno glicol dimetacrilato) (PEGDMA), dietileno glicol 30 dimetacrilato (DEGDMA), poli(etileno glicol) diacrilato (PEGDA), poli(hexil metacrilato), poli(isodecil metacrilato), poli(lauril metacrilato), poli(fenil metacrilato), poli(etil acrilato), poli(metil acrilato), poli(isopropil acrilato), acrilato de butila, poli(acrilato de butila), poli (acrilato de tert-butila), poli(acrilato de isobutila), poli(isobornil acrilato) e poli(octadecil acrilato). Polímeros naturais modificados sinteticamente incluem derivados de celulose tais como alquil celuloses, hidroxialquil celuloses, éteres de celulose, ésteres de celulose, nitroceluloses, e quitosana.

Exemplos de derivados de celulose adequados incluem metil celulose, etil celulose, hidroxipropil celulose, hidroxipropil metil celulose, hidroxibutil metil celulose, acetato de celulose, propionato de celulose, acetato butirato de celulose, acetato ftalato de celulose, carboximetil celulose, triacetato de celulose, e sal sódico de sulfato de celulose.

Estes são coletivamente chamados aqui de "celuloses". Segmentos de polímero degradável sintético representativos incluem polihidroxiácidos, tais como polilactídeos, poliglicolídeos e copolímeros destes, poli (etileno tereftalato); polianidridos, poli(ácido hidroxibutírico); poli(ácido hidroxivalérico); poli [lactídeo-co-(s-caprolactona)]; poli[glicolídeo-co-(c- caprolactona)]; policarbonatos, poli(pseudo aminoácidos); poli(aminoácidos); poli(hidroxialcanoatos); polianidridos; poliorto ésteres; e misturas e copolímeros destes.

Polímeros contendo ligações instáveis, tais como polianidridos e poliésteres, são bem conhecidos por sua reatividade hidrolítica.

As taxas de degradação hidrolítica destes segmentos poliméricos podem ser em geral alteradas por simples trocas no esqueleto polimérico e em sua estrutura de seqüência.

Exemplos de segmentos poliméricos não biodegradáveis sintéticos incluem acetato de etileno vinil, ácido poli(met)acrílico, poliamidas, polietileno, polipropileno, poliestireno, cloreto de polivinila, polivinilfenol, e copolímeros e misturas destes.

Os polímeros podem ser obtidos a partir de fontes comerciais tais como a Sigma Chemical Co., St.

Louis, Mo.; Polisciences, Warrenton, Pa.; Aldrich Chemical Co., Milwaukee, Wis.; Fluka, Ronkonkoma, 5 N.Y.; e BioRad, Richmond, Calif.

Alternativamente, os polímeros podem ser sintetizados a partir de monômeros obtidos de fontes comerciais, utilizando-se técnicas padrão.

Em algumas realizações, compostos poliméricos de ao tiol-vinil e tiol-ine como descritos no pedido internacional n° PCT/US2009/041359 intitulado "Thiol-vinil and thiol-yne systems for shape memoty polymers", depositado em 22 de abril de 2009, que é aqui incorporado como referência em sua totalidade, podem ser utilizados para formar IOLs.

Em outras realizações, as formulações poliméricas podem ser submetidas a cura em dois estágios no qual uma segunda polimerização foto-induzida de grupos funcionais ainda não reagidos é realizada depois de um estágio inicial de cura.

Tal sistema duplo de cura para a manufatura de materiais de SMP é descrito no pedido de patente provisório US n° 61/410.192, intitulado "Dual-cure polimer systems", depositado em 10 de novembro de 2010, o qual é aqui incorporado como referência em sua totalidade.

A obtenção de formulações de SMP específicas permite que sejam criadas IOLs para anteder a exigências de desenho específicas e para serem manufaturadas utilizando-se técnicas de manufatura por injeção de líquido em escala.

Foram desenvolvidas formulações de SMP para otimizar as seguintes propriedades: 30 • Fixidez de formato de > 98,5%; • Taxas de recuperação de entre 0,25 segundos a 600 segundos, incluindo taxas clinicamente desejáveis de entre 3 e 25 segundos, inclusive;

• Deformações mínimas do dispositivo de pelo menos 40% em qualquer dimensão durante o processo de manufatura, e preferivelmente de 100 - 200%; • Módulo de borracha de 250 kPa a 20,000 kPa; 5 Adaptação da Tg para dobramento, compressão e injeção; • Livre de formação de vacúolos ("glistening") (um termo industrial que descreve imperfeições óticas possíveis em formulações poliméricas para lentes intraoculares); 10 • Capacidade de bloqueio de UV; • Coloração em azul, amarelo, vermelho, verde e combinações destas; • Tempos de ciclo para manufatura por injeção de líquido de 30 segundos a 20 minutos; 15 • Capacidade de tolerar manufatura de um molde a alta temperatura, por exemplo, temperaturas tão altas quanto 400 graus; • Capacidade de tolerar manufatura em molde a alta pressão, especificamente pressões tão altas quanto 50 Mpa; 20 • Capacidade de fluir através de canais extremamente estreitos (< 100 micra de diâmetro) durante o processo de manufatura em molde (isto é, baixa viscosidade nas temperaturas de manufatura); e • Contração de volume para o formato permanente de 25 3%-15% ou menos após cura térmica no processo de manufatura em molde.

Algumas formulações de SMP típicas e suas propriedades determinadas são apresentadas na Tabela A abaixo.

Em uma formulação, acrilato de tert-butila (tBA) é 30 combinado com poli(etilene glicol) dimetacrilato (PEGDMA) 1000 como reticulante.

As percentagens em peso de cada podendo variar para se desenvolver um SMP com propriedades do material particular desejado.

Tabela A Formulação Tg Módulo fR Tensão Tensão de Propriedades (°C) Borracha Elástica Compress. de (Mpa) Máx. (%) "Glistening"

tBa (78%), Livre de PEGDMA 1000 40 2,5 1,465 >250 >65 "Glistening" (22%) tBa (65%); nBA13% ; Livre de ( } 25 25 1,475 >125 >65 PEGDMA 1000 "Glistening" (22%)

tBa (50%); acrilato de Livre de isobutila (28% ); 17 2,5 1,468 > 100 ~fi5 "Glistening" PEGDMA 1000 (22%)

Como exemplo da otimização, o tempo de recuperação é controlado pela relação entre a temperatura de transição de vidro (Tg) do material de SMP utilizado e a temperatura ambiental (Te) na qual um dispositivo de SMP é desdobrado.

Uma Tg < Te desdobra mais lentamente que uma Tg = Te, e uma Tg > Te desdobra a uma taxa mais rápida.

A Tg do material pode ser controlada de -35°C até 114°C permitindo uma ampla io faixa de controle pela taxa de desdobramento no corpo.

Faixas desejáveis para a Tg em dispositivos de IOL podem ser entre 10°C e 60°C, e ainda mais desejável entre 15°C e 45°C.

Foram criados dispositivos que se desdobram em menos de um segundo até vários minutos para se desdobrarem completamente.

De maneira a aplicar as IOLs através da incisão menor possível, as propriedades mecânicas dos dispositivos de SMP podem ser desenvolvidas para se obter altos níveis de esforço recuperável.

Sob tensão, até 180% de esforço podem ser alcançados para sistemas com 10% de reticulação e até

60% de esforço pode ser alcançado em sistemas com 40% de reticulação.

Em compressão, 80% ou mais de esforço podem ser alcançados com a percentagem de reticulação acima.

Os níveis desejáveis de esforço em tensão e compressão são 5 determinados pelo nível de deformação requerido para ajustar a IOL de SMP no sistema de aplicação.

Formulações com quantidades menores de reticulação podem ser submetidas a níveis mais altos de deformação sem falha.

As IOLs atuais utilizam 5% - 40% de reticulação para se alcançar as lo propriedades do material para o nível desejado de esforço recuperável.

A manufatura de IOLs de SMP pode ser realizada por meio de iniciação térmica ou foto-iniciação ou uma combinação dos dois processos.

Para a iniciação térmica, tanto iniciadores de peróxido quanto azo têm sido utilizados.

Pode ser utilizada 2,2-dimetoxi-2- fenilacetofenona (DMPA) para a foto-iniciação.

As formulações variam em quantidade de 0,01% em peso a 1% em peso do iniciador.

Esta variação tem por objetivo a otimização do tempo de ciclo durante o processo de manufatura e ainda manter as propriedades termo-mecânicas desejadas.

Podem ser também adicionados corantes às formulações.

Foram criados materiais de SMP com cores líquidas SPECTRAFLO (marca registrada da Ferro). Foram citadas formulações com de 0,1% a 2% em peso, as quais permitem que várias cores sejam adicionadas e ainda mantendo as propriedades termo-mecânicas desejadas.

A capacidade de alterar o índice de refração também foi investigada por meio das alterações na formulação de SMP.

A Tabela B abaixo provê dados sobre o índice de refração dos diferentes componentes utilizados em várias formulações típicas.

Tabela B Nome Químico Indice de Refração @ 36°C Funcionalidade Acrilato de tert-butil (tBA) 1,4031 Monômero Poli(etileno glicol) dimetacrilato (PEGDMA) 1,4609 Reticulador 550 Poli(etileno glicol) dimetacrilato (PEGDMA) 1,460 Reticulador 1000 Policarbonato (PC) 1,4635 Reticulador Diacrilato 610 KIFDA 542 (King Industries, 1,475 Reticulador Inc., Norwalk, CT) Bisfenol A propoxilato diacrilato (BPA-P) 1,515 Reticulador Diacrilato Poli(etileno glicol) diacrilato 1,467 Reticulador (PEGDA) 575 Poli(etileno glicol) diacrilato 1,47 Reticulador (PEGDA) 700

Embora certos pesos moleculares dos reticuladores sejam apresentados com os índices de refração determinados 5 na Tabela B, outros pesos moleculares podem ser utilizados em formulações variáveis.

Por exemplo, poli(etileno glicol) diacrilato (PEGDA), poli(etileno glicol) diacrilato (PEGDA) podem ser utilizados com bom resultado em vários pesos moleculares entre 500 e 2000. 10 As amostras de SMP listadas na Tabela C abaixo foram criadas e foram determinados os índices de refração.

Uma reticulação de 20% para o polímero reticulador apontado foi utilizada.

Os resultados mostram apenas pequenas variações nos valores de índice de refração com base nas formulações 15 criadas. 0 aumento do teor de reticulante nas formulações pode ser utilizado para alterar os valores de índice de refração ainda mais. Em adição, outras formulações podem ser preparadas com poli(carbonato) diacrilato, KIFDA-542 diacrilato (disponibilizado pela King Industries, Inc., Norwalk, CT), e bisfenol-A propoxilato diacrilato que 5 apresentam um efeito maior sobre a alteração do índice de refração.

Tabela C Formulação Tg (°C) IR Avaliação de Brilho tBA (80%):PEGDMA 550 (20%) 52 1,465 brilha tBA (64%):nBA (24%):PEGDMA 550 (12%) 32 brilha tBA (78%):PEGDMA 1000 (22%) 40 1,465 não rilha tBA (60%):nBA (20%):PEGDMA 550 (20%) 30 brilha tBA (56%):nBA (14%):PEGDMA 550 (30%) 32 brilha tBA (80%):BC-DA (20%) 59 1,463 brilha tBA (78%):SR601 (22%) 71 1,48 não brilha tBA (78%):SR602 (22%) 52 1,478 não brilha tBA (78%):CD9038 (22%) 41 1,468 não brilha tBA (65%):nBA (13%):PEGDMA 1000 25 1,475 não brilha (22%) tBA (78%):PEGDMA 1000 (22%):BTA (.5%) 40 1,465 não brilha tBA (78%):PEGDMA 1000 (22%);BTA (1%) 40 1,465 não brilha isobutilA (78%):PEGDMA 1000 (22%) -13,5 nBA (78%):PEGDMA 1000 (22%) -27,5 tBA (50%):isobutilA (28%):PEGDMA 1000 17,5 1,468 não brilha (22%) HPPA (78%):PEGDMA 1000 (22%) 23 1,542 não brilha HPMAEP (78%):PEGDMA 1000 (22%) 34 1,536 não brilha tBA (60%):PEGDMA 1000 (40%) 18 não brilha tBA (76%):isobutilA (14%):PEGDMA 1000 43 (10%) tBA (85%):PEGDMA 1000 (15%) 48 10 A capacidade de alterar as propriedades de transmissão de luz através dos materiais de SMP foi investigada.

Foi adicionado 2-[3-(2H-Benzotriazol-2-il)-4- hidroxifenil]etil metacrilato (BTA) à formulação de IOL de SMP como um bloqueador de comprimento de onda ultravioleta (UV) como indicado na tabela acima.

Duas formulações com 5 0,5% de bloqueador de UV e 1% de bloqueador de UV foram criadas e então analisadas para a transmissão de UV até o comprimento de onda visível e para análise mecânica dinâmica.

A FIG. 1 é um gráfico mostrando o módulo de armazenamento e o tan-delta (a razão do módulo de lo armazenamento para o módulo de perda) das seguintes três formulações de material por uma faixa de temperaturas de 0 a 100°C: SMP106: 78% de tBA e 22% de PEGDMA 1000 sem bloqueador de UV; 15 SMP122: SMP106 com 0,5% em peso de BTA funcionalizado como bloqueador de UV adicionado; e SMP123: SMP106 com 1,0% em peso de BTA funcionalizado como bloqueador de UV adicionado.

A curva superior é o módulo de armazenamento e a cura inferior é o tan-delta.

Como fica claro, a adição de pequenas quantidades de BTA como bloqueador de UV tem pouco se algum efeito sobre o módulo dos materiais de SMP e a Tg (o pico da curva tan-delta) é constante para todas as três formulações. 25 A FIG. 2 mostra o efeito da adição do BTA bloqueador de UV sobre os materiais de SMP da FIG. 1. Como fica claro, a adição do bloqueador de UV apresenta um efeito desprezível sobre a transmissão de luz nos comprimentos de onda visíveis, mas fortemente atenua os cumprimentos de onda menores que cerca 380 nm, que é a extremidade superior do espectro UV.

A FIG. 3 é um gráfico mostrando o módulo de armazenamento e o tan-delta de duas formulações de SMP adicionais por uma faixa de temperaturas de -20 a 1000C em comparação com o SMP106: SMP119: 65% em peso de tBA, 13% em peso de acrilato de butila, 22% em peso de PEGDMA 1000; e 5 SMP126: 50% em peso de tBA, 28% em peso de isoacrilato de butila, 22% em peso de PEGDMA 1000. A curva superior é o módulo de armazenamento e a curva inferior é o tan-delta.

A diferença nas fórmulas provê diferente Tg para uso em diferentes ambientes e para Io diferentes aplicações nas quais pode ser útil se ter uma temperatura de transição mais baixa. 0 SMP119 apresenta uma Tg de cerca de 25°C e o SMP126 apresenta uma Tg de cerca de 17°C.

Entretanto, mesmo com as diferenças em Tg, os módulos de armazenamento das formulações de SMP119 e de SMP126 se comparam favoravelmente ao material SMP106. A FIG. 4 indica também que as propriedades de transmissão de luz do SMP119 e do SMP126 são comparáveis favoravelmente à fórmula de SMP106. A FIG. 5 é um gráfico mostrando curvas de dados de esforço-tensão para SMP106, SMP119, e SMP126 para os materiais sob compressão.

Como fica claro, as fórmulas de SMP119 e SMP126 exibem significativamente menos esforço sob uma força de compressão de 65% em comparação com a fórmula de SMP106. Isto permite que estes materiais sejam mais facilmente deformados a temperaturas mais baixas, tais como à temperatura ambiente.

A FIG. 6 é uma outra curva esforço-tensão para SMP106 para duas taxas separadas de alongamento sob tensão, isto é, para taxas de 10 mm/minutos e 20 mm/minuto.

Como mostrado no gráfico, o SMP106 funciona bem sob tensão e suporta até e acima de 250% de tensão em ambas as taxas.

O formato pós desdobramento deve ser altamente controlado de maneira a maximizar as características óticas do dispositivo.

Quanto maior a fixidez, definida como o percentual de alteração no formato recuperado em comparação com o formato moldado original, maior a reprodutibilidade e segurança de que a IOL desdobrada irá funcionar como pretendido.

Os materiais de SMP descritos aqui provêem 5 fixidez de formato extremamente alta (>95 - 990). Isto é em grande parte porque os materiais de SMP são desdobrados utilizando-se um processo de recuperação não elástico não fundido (isto é, não é uma mudança de fase utilizando propriedades fluidas). Além disto, os materiais de SMP não l0 são hidrogel ou outro tipo de material que se hidrata.

Os materiais de SMP se transformam de um formato de armazenamento altamente reprodutível, não alterável, não deformável, para um outro formato (permanente) secundário altamente reprodutível, não alterável, não deformável. 15 Os materiais de SMP apresentam um formato pré- programado; após o desdobramento os dispositivos SMP liberam energia interna para mover o formato programado, o qual pode ser ou não adaptado ao tecido local. 0 tecido local não representa uma parte na moldagem da forma dos 20 dispositivos SMP.

Os dispositivos SMP retornam ao seu formato "permanente" tal como originalmente formatados quando moldados, antes de serem deformados para liberação em perfil menor.

A velocidade de desdobramento completo a partir do estado deformado para o estado vítreo 25 (permanente) pode variar por uma ampla faixa de menos de um segundo a acima de 600 segundos dependendo da formulação do SMP.

Adicionalmente, tendo em vista a alta Tg (isto é, na ou acima da temperatura corporal) das formulações de SMP, 30 os processos de embalagem, transporte, armazenamento e finalmente implante, de dispositivos SMP não requerem armazenamento refrigerado ou em gelo ou um ambiente de alguma outra forma operando a baixa temperatura.

Desta forma, uma vantagem significativa dos materiais de SMP descritos aqui é que podem ser armazenados no formato de armazenagem por longos períodos de tempo, podem ser embalados em formas comprimidas dentro de um sistema de entrega customizado, e podem ser desdobrados sem a 5 necessidade de refrigeração prévia ou outras alterações de temperatura. Por exemplo, durante o transporte de um dispositivo, o efeito ambiental do ciclo de temperaturas e o desdobramento inadvertido de um dispositivo podem ser eliminados colocando o dispositivo em um sistema de liberação ou de embalagem. Uma variedade de tipos de lentes intraoculares pode ser feita de materiais de SMP de acordo com as formulações descritas acima com propriedades de material selecionadas para atender as necessidades do tipo de lente ou desenho particular. Várias destas opções de lente são descritas abaixo.

Lentes Intraoculares Lentes intraoculares de SMP são desenhadas para serem inseridas através de incisões significativamente menores que outras tecnologias de lentes dobráveis atualmente comercialmente disponíveis. Uma lente intraocular de SMP (100) típica é mostrada nas FIGS. 1 e 2 e será discutida com mais detalhes abaixo. Em adição, o formato da lente é altamente conservado (isto é, há alta fixidez de formato > 98%) após o desdobramento no olho. Uma lente de saco intracapsular pode apresentar um formato que cria contato com o folheto capsular anterior, bem como com a cápsula imediatamente posterior ao equador, para uma redução da formação de opacidade na cápsula posterior. Uma lente de sulco ciliar pode apresentar uma abóbada que permite que evite trauma à íris. Uma lente de câmara anterior pode apresentar uma abóbada apropriada para reduzir o risco de bloqueio pupilar e redução do risco de trauma às estruturas de suporte do ângulo da câmara anterior.

Existem muitas vantagens da tecnologia SMP quando aplicada a lentes intraoculares.

Primeiramente, a lente 5 intraocular é compressível e deformável.

Esta habilidade em comprimir o material e o configurar e uma pequena plataforma permite tamanhos menores de incisão para a aplicação.

Tais lentes de SMP, que se ajustam através de incisões menores, oferecem benefício significativo.

Por exemplo, em cirurgia de catarata ocorre menos astigmatismo, recuperação mais rápida, e menos trauma ao olho com incisões menores.

Também, com a tecnologia a laser e tecnologia de ultrassom aperfeiçoada, a cirurgia de catarata pode ser realizada com incisões menores; o fator limitante das presentes opções é o tamanho maior da incisão necessário para a lente de substituição.

Uma segunda vantagem da tecnologia de polímero com memória de forma em lente intraocular é que o desdobramento da lente utiliza recuperação termo-mecânica em vez de um processo de recuperação elástica.

A formulação pode ser modificada para alterar o tempo ou velocidade de desdobramento da lente.

Isto pode variar dependendo da localização do desdobramento requerido.

Por exemplo, desdobramento próximo a estruturas delicadas, tais como o saco capsular ou próximo ao endotélio corneano, pode requerer um desdobramento mais lento orientado pelo cirurgião para evitar danos a estas estruturas.

Esta modificação da velocidade de desdobramento não é possível com outras tecnologias de lente disponíveis atualmente.

Também o módulo do material de SMP pode ser modificado para otimizar a suavidade do material da lente de maneira a minimizar traumas às estruturas do olho.

Para cada um dos tipos de lente descritos acima, as propriedades do material de SMP permitem um desdobramento lento e adaptado que resulta em menos trauma às áreas com as quais a parte ótica da lente ou alças entram em contato.

Uma terceira vantagem é a capacidade de modificar facilmente o índice de refração da lente. 0 índice de refração pode ser alterado por meio de modificações da Formulação de SMP.

Em adição, a curvatura da superfície da lente, que é importante no desenho da potência ótica, pode ser modificada por meio do processo de moldagem por injeção de líquido ou pós-moldagem com corte tal como com um laser.

Além disto, a curvatura da lente, bem como o índice de refração da lente pode ser modificado após o implante com calor, UV, ou modificação por laser.

Uma quarta vantagem é que as características de superfície e implante de lentes de SMP podem reduzir a inflamação e opacificação celular.

Como um exemplo, a FIG. 7 é uma imagem profilométrica ótica de uma amostra de superfície de lente de SMP mostrando a rugosidade média da superfície de 16 nanômetros.

Esta medida baixa de rugosidade minimiza as características óticas tais filtragem espectral e maximiza a clareza ótica da lente.

Na FIG. 7 as áreas mais escuras circundadas pelos círculos são áreas na direção da extremidade superior da rugosidade medida na escala direita (isto é, na direção de 203 rim) enquanto que as outras áreas escuras na imagem são na direção da extremidade inferior da rugosidade medida (isto é, na direção de -186 nm). Por exemplo, uma IOL de SMP intracapsular terá contato com o saco capsular para reduzir o deslocamento da lente, no entanto a suavidade da superfície retarda a migração das células epiteliais e subsequente formação de opacificação capsular posterior.

Uma vez que a lente de SMP é materialmente robusta, as lentes podem ser também modificadas com polimento de superfície, bem como outros mecanismos conhecidos para reduzir a proliferação de células na superfície das lentes intraoculares. Em adição, o desdobramento lento de uma lente de SMP pode minimizar a opacificação celular. Ocorre uma tensão entre o tamanho da IOL e a coleção de células epiteliais na lente devido ao ajuste apertado dentro do 5 saco capsular. Por exemplo, uma lente intracapsular irá entrar em contato com o saco capsular de uma maneira que reduz a migração da lente, no entanto o contato com células epiteliais pode levar à formação subsequente de opacificação capsular posterior, especialmente se o ajuste for apertado e o material for incapaz de passar em torno da lente. Este problema ocorre se durante o desdobramento, o saco capsular for golpeado e danificado, o que gera uma produção celular aumentada em resposta ao trauma. As configurações de lentes intraoculares padrão para reduzir esta complicação comum da cirurgia de catarata e da colocação da lente são bem conhecidas. Entretanto, com lentes de SMP, o tamanho e aposição da lente de SMP implantada no saco capsular podem ser aumentados nas lentes atuais, tendo em vista a compressibilidade e deformabilidade do material da lente de SMP e do desdobramento lento que permite um ajuste apertado enquanto que minimizando o trauma. A capacidade de polimento da superfície adicionalmente reduz este problema.

25 Lentes Dual-Optic Lentes maiores tais como lentes dual-optic e outras lentes intraoculares acomodativas podem ser utilizadas para tratar erros de refração e presbiopia simultaneamente. Lentes dual-optic são em geral construídas com uma lente intraocular primária apresentando uma parte ótica com potência ótica primária e índice de refração, e uma lente intraocular secundária apresentando uma parte ótica com uma potência ótica secundária e possivelmente um índice de refração diferente. A parte ótica secundária é tipicamente fixada e espaçada da parte ótica primária por escoras de material ou estruturas similares em torno da periferia das lentes.

As duas lentes atuam de forma sinérgica para permitir tanto visão de perto quanto visão de longe 5 dependendo da relação (por exemplo, distância de separação) entre as duas partes óticas, bem como da associação geométrica entre as duas partes óticas, as quais podem ser também (ou não) ajustáveis em cada paciente individual após o implante. 10 Estas lentes dual-optic frequentemente requerem incisões maiores que as convencionais para entrarem no olho.

Estas lentes de plataforma maior podem ser feitas com materiais de SMP, que são altamente compressíveis e deformáveis permitindo tamanhos de incisões menores, e 15 assim podem aumentar os resultados cirúrgicos positivos pelas razões apontadas acima.

Em adição, se formadas utilizando-se materiais de SMP, estas lentes maiores podem ser desdobradas mais lentamente permitindo que o cirurgião posicione a lente de maneira tal a evitar trauma 20 inadvertido a importantes estruturas oculares e cuidadosamente posicionar as estruturas no local alvo.

Isto reduz o risco de trauma que estas lentes de plataforma maior podem causar no olho.

Em adição, estas lentes são bem complexas e requerem capacidades óticas de alta 25 precisão, que são conservadas tendo em vista a alta fixidez de formato dos materiais de SMP.

Outras lentes acomodativas se esforçam para replicar as funções da lente humana normal.

Acredita-se que os mecanismos de acomodação sejam secundários à contração do 30 corpo ciliar e deformação zonular da capsula da lente e a uma alteração no formato da lente bem como um deslocamento anterior-posterior do complexo da lente.

Com materiais de SMP, pode ser criada uma lente que apresenta aposição próxima à cápsula da lente em áreas múltiplas de tal forma que há uma habilidade em replicar as ações da lente nativa. De fato, uma lente de SMP pode ser feita para se expandir no espaço intracapsular, preencher todo o espaço ou uma grande área do espaço, e responder às ações do corpo 5 ciliar-zânula, uma lente de SMP pode ser inserida através de uma abertura capsular anterior menor, o que pode auxiliar na preservação da capacidade de resposta da lente ao processo acomodativo nativo. As dimensões locais, espessura em particular, da lente de SMP podem ser modificadas depois do implante (o que pode afetar a rigidez local) se uma alteração de formato for necessária para replicar o processo de acomodação pela adição de material de SMP na IOL que é de densidade de reticulação diferente e, desta forma, de diferente temperatura de ativação (Tg) e/ou módulo diferente.

Lentes Intraoculares Fáquicas Uma lente intraocular fáquica é uma lente que é colocada na câmara anterior através de uma incisão corneana. Tal como com as outras lentes intraoculares discutidas acima, uma lente de SMP fáquica pode ser comprimida para implante através de uma incisão muito menor que para as lentes atualmente disponíveis. Uma lente de SMP fáquica pode ser também desenhada para se desdobrar lentamente de tal forma a haver de pouco a nenhum trauma endotelial corneano ou à lente nativa. 0 desdobramento controlado e adaptado pelo cirurgião permite o posicionamento das alças contra as estruturas da câmara anterior sem danificar a malha trabecular ou íris. A força colocada sobre as estruturas em ângulo pelas alças é consistente e mais reprodutível que com uma lente convencional, que se desdobra por recuperação elástica. Uma lente de SMP fáquica pode ser também desenhada para se desdobrar na câmara anterior para colocação por trás do plano da íris durante o desdobramento. Com a tecnologia atual de IOL fáquica, se colocada por trás da íris, ocorre uma maior incidência conhecida de formação de catarata. Esta incidência pode ser reduzida ou eliminada com o desdobramento lento e posicionamento conduzidos de uma lente de SMP.

Implantes lntracorneanos Dispositivos de implante intracorneano não alcançaram grande sucesso nos mercados nacionais e internacional devido a várias limitações que incluem: (a) dificuldade com o implante; (b) necessidade de grandes incisões na córnea para acomodar os dispositivos atuais; (c) incapacidade de correção de "surpresas de refração" sem retorno para o procedimento ou sala de operação; e (d) limitação quanto as configurações geométricas dos dispositivos atuais devido às propriedades inerentes do material. Em contraste, os implantes intracorneanos de SMP podem ser desenhados para tirar partido dos benefícios da compressibilidade e da deformabilidade dos materiais de SMP. Um laser ou lâmina é utilizado para fazer uma incisão, túnel, e bolsa intracorneana para aplicar o implante intracorneano. Um dos atuais desafios é o trauma severo frequentemente observado nos tecidos corneanos durante a inserção destes dispositivos. Um "colocação justa" é necessária, bem como uma passagem intracorneana adequada para passar o implante intracorneano. Os implantes intracorneanos são desenhados para serem pequenos o suficiente para serem passados sem trauma através da incisão corneana e para dentro do saco desejado. Então, o desdobramento termo-mecânico e a descompressão do implante ocorrem permitindo um posicionamento seguro do implante. A saída e deslocamento dos implantes intracorneanos podem ser reduzidos com a tecnologia de SMP, bem como a redução das taxas de infecção, tendo em vista a minimização do trauma corneano bem como a presença de uma incisão, túnel, e saco menores.

As vantagens de se utilizar materiais de SMP para implantes intracorneano em comparação com os dispositivos tradicionais podem incluir a capacidade de implantar dispositivos por meio de abordagens minimamente invasivas (por exemplo, por meio de incisões criadas por lasers de femtosegundos) com subsequente alteração de formato lo obtendo-se diâmetros maiores do dispositivo para correção de refração.

Uma outra vantagem é que a capacidade de alterar o formato e tamanho dos dispositivos de implante intracorneano de SMP após o implante na córnea, por exemplo, se uma "surpresa de refração" ocorrer ou se alterações adicionais na correção da refração forem necessárias.

Isto pode ser obtido pela construção de implantes intracorneanos com diferentes fórmulas de material em diferentes áreas de maneira a prover diferentes Tg e valores de índice de refração para cada uma das áreas tal como descrito acima em relação às IOLs de SMP.

Uma vantagem adicional é a capacidade de implantar os dispositivos em um estado mais "emborrachado", causando assim menos trauma ao tecido estromal da córnea.

Compressão e Embalagem de Polímero com Memória de Forma Intraocular.

As FIGS. 8A-13 mostram etapas típicas em um processo para deformar uma IOL de SMP para um formato comprimido para embalagem e implante, ponto em que a IOL de SMP irá se desdobrar e expandir para retornar a seu formato permanente com um grau extremamente alto de fixidez de forma.

As FIGS. 8A e 8D mostram um lente intraocular de SMP genérica típica (100). A IOL de SMP (100) apresenta uma parte ótica central (102) e alças (104) se estendendo simetricamente a partir de lados opostos da parte ótica (102). Cada uma das alças (104) pode ser formada em seções incluindo um ressalto (106) conectado com a parte ótica (102), um braço (108), e uma extremidade terminal (110). Pelo desdobramento, as alças (104) se desenrolam a partir de suas condições enroladas e comprimidas para pressionar as extremidades terminais (110) contra o tecido formando a cavidade do implante de maneira a fixar a parte ótica em uma posição apropriada.

A IOL de SMP é formada por moldagem por injeção de uma das formulações descritas acima.

Na implementação típica, é utilizada uma combinação 80-20 (tBA - PEGDMA 550) para criar uma parte ótica (102) de 6 mm de diâmetro com alças que se estendem (104) . A mistura tBA - PEGDMA 550 apresenta viscosidade extremamente baixa quando aquecida no molde e é desta forma capaz de fluir facilmente e preencher o molde para formar as alças (109) de diâmetro muito pequeno.

Em uma outra implementação típica, uma combinação de tEA (78%) e PEGDMA 1000 (22%), com ou sem uma bloqueador de UV BTA (0,5-1,0%) (por exemplo, SMP106, SMP122, e SMP123, respectivamente) pode ser utilizada para criar a parte ótica (100). Estas fórmulas similarmente apresentam viscosidades extremamente baixas.

Em um processo de moldagem, o molde pode ser super-dimensionado em 0,1-20% para suportar um encolhimento de volume de 5-20% que tipicamente ocorre na química destes polímeros durante o processo de polimerização.

Em um processo de moldagem por injeção de líquido, pressões ultra-altas (por exemplo, > 500 - 40000 psi) podem ser utilizadas para minimizar o encolhimento de volume tanto quanto possível durante a polimerização.

Em adição, a combinação de moldagem por injeção com técnicas de pré-polimerização pode ser implementada para minimizar ainda mais o encolhimento de volume durante o processo de polimerização.

Em uma realização, a temperatura de cura e a temperatura de retirada do molde podem ser as mesmas de maneira a evitar ciclagem térmica.

Alternativamente, o molde pode ser resfriado para uma temperatura de retirada 5 de molde ótima na qual o material exibe a maior robustez, tipicamente algo ligeiramente (por exemplo, 8°C) abaixo da Tg.

Uma vez liberada do molde, a IOL de SMP (100) está em seu formato permanente.

Entretanto, para o implante, é desejável reduzir o tamanho e o fator de forma da IOL de 10 SMP (100) de tal maneira que possa ser implantada através de uma incisão menor.

As FIGS. 9A e 9B mostram esquematicamente uma primeira etapa no processo de deformação para a IOL de SMP (202) para embalar a IOL de SMP (202) em um formato 15 deformado para armazenagem e finalmente implante.

Um molde de enrolamento (204) definindo um canal longitudinal (206) pode ser utilizado para enrolar inicialmente a IOL de SMP (202). A IOL de SMP (202) é colocada sobre o canal orientada com as alças se estendendo através do canal.

Um 20 fio de tensão (208) é colocado em paralelo e diretamente acima do canal (206) sobre a IOL de SMP (202) enquanto as extremidades do fio de tensão (208) são posicionadas co- axialmente com o centro longitudinal do canal (206). 0 molde de enrolamento (204) e a IOL de SMP (202) são então 25 aquecidos para aproximadamente a Tg.

A tensão no fio (208) é aumentada, colocando todo o comprimento do fio de tensão (208) no canal (206), o fio de tensão fica coaxial com o centro longitudinal do canal. 0 fio de tensão (208) desta forma empurra a IOL de SMP (202) para dentro do canal 30 (206) , dobrando a IOL de SMP (202) ao meio em torno do fio de tensão (208) e deformando a IOL de SMP (202) em um formato em U (202') como mostrado na FIG. 9B.

Um primeiro lado da IOL de SMP em forma de U (202') (rotulada como "b" na FIG. 2B) é dobrado sobre o fio (208) no canal (206).

Então um segundo lado da IOL de SMP em forma de U (202') (rotulada como "c" na FIG. 9B) é dobrado sobre o primeiro lado em torno do fio (208). 0 fio de tensão (208) pode então ser removido.

Em uma realização típica, o canal pode apresentar 1,8 mm de largura por 2,0 mm de profundidade resultando em uma IOL de SMP (202') que apresenta dimensões diametrais máximas de 1,8 mm por 2,0 mm.

Como mostrado na FIG. 10A, a IOL de SMP (302) enrolada é a seguir resfriada para abaixo da Tg enquanto lo que mantida dentro do canal (306) no molde de enrolamento (304). 0 resfriamento da IOL de SMP (302) enquanto no canal do molde fixa a IOL de SMP (302) na configuração enrolada.

A IOL de SMP (302) pode então ser removida do canal (306) no molde de enrolamento (304) e irá manter seu formato enrolado como mostrado na FIG.

IOB.

A IOL de SMP (402) enrolada é a seguir colocada dentro de um revestimento ou meia de pano (404) como mostrado na FIG. 11 para passagem da IOL de SMP (402) enrolada através de um molde de compressão.

A meia de pano (404) pode ser fechada em uma extremidade e aberta na extremidade oposta e dimensionada para and se ajustar confortavelmente em torno da IOL de SMP (402) enrolada.

A meia de pano (404) pode ser significativamente mais longa que o comprimento da IOL de SMP (402) enrolada de maneira a auxiliar em puxar a IOL de SMP (402) através de um molde de compressão.

Em uma realização típica, a meia de pano (404) pode ser feira de um tecido de seda.

As FIGS. 12A e 12B mostram a IOL de SMP (402) na meia de pano (404) sendo puxada através de um molde de compressão (502). O molde de compressão (502) define um orifício (508) se estendendo lateralmente a partir de um lado de entrada (504) para um lado de saída (506). O orifício (508) no molde de compressão (502) pode ser dividido em várias seções de diâmetro variável.

Uma seção de entrada (510) aberta para o lado de entrada (504) pode ser de diâmetro constante ou ligeiramente maior que o diâmetro da IOL de SMP (402) enrolada de tal forma que a IOL de SMP (402) possa ser facilmente inserida no orifício (508) do molde de compressão (502). Uma seção mediana (512) do orifício (508) é afunilado em diâmetro a partir do diâmetro da seção de entrada (510) para um diâmetro menor que passa para e é congruente com um diâmetro de uma seção de saída (514) que abre o lado de saída (506). Continuando com a realização típica descrita acima, onde o diâmetro máximo da IOL de SMP (402) enrolada é de 2,0 mm, o diâmetro (w) da seção de entrada (510) pode ser ter 2,0 mm ou ser ligeiramente maior.

A seção mediana (512) pode então passar de 2,0 mm para 1,5 mm em diâmetro, e o diâmetro (w') da seção de saída pode ser constante de 1,5 mm.

Como mostrado nas FIGS. 12A e 12B, a extremidade aberta da meia de pano (404) é colocada dentro do orifício (508) a partir do lado de entrada (504) e é longa o suficiente para estender o comprimento do orifício (508) e se estender para fora do lado de saída (506). A extremidade aberta da meia de pano (404) pode então ser segurada para puxar a IOL de SMP (402) enrolada dentro da meia de pano (404) para a seção de entrada (510) do orifício (508). O molde de compressão (502) é aquecido para uma temperatura acima da Tg para a formulação de SMP utilizada até que a IOL de SMP (402) alcance uma temperatura acima da Tg e esteja amolecida.

A meia de pano (404) é então puxada através do orifício (508) pelo que a IOL de SMP (402) enrolada é também puxada através da seção mediana (512) e comprimida radialmente.

A IOL de SMP (402') comprimida é então deixada na seção de saída (514) de diâmetro reduzido enquanto o molde de compressão e a IOL de SMP (402') comprimida são resfriados para uma temperatura abaixo da Tg, fixando a IOL de SMP (402')

comprimida no estado comprimido.

Uma vez a IOL de SMP (402') comprimida tenha sido resfriada para abaixo da Tg, pode ser removida do molde de compressão (502) e da meia de pano (404) e irá permanecer no formato comprimido com um diâmetro máximo de (w') para embalagem, armazenamento e finalmente implante como indicado na FIG. 13. Em um experimento exemplificativo, uma IOL de SMP com uma parte ótica com diâmetro de 6 mm foi enrolada e comprimida para um diâmetro final, (w'), de 1,5 mm.

A IOL de SMP comprimida foi carregada em um tubo hipodérmico de calibre 15. A IOL de SMP comprimida no tubo foi então introduzida em um banho de água quente à temperatura corporal.

Uma haste foi inserida no tubo hipodérmico para empurrar a IOL para fora da extremidade do tubo e a aplicar no banho de água.

Uma vez no banho de água, a IOL de SMP é expandida e desenrolada para retornar a seu formato original com uma parte ótica com 6 mm de diâmetro com > 98% de precisão em tamanho e forma.

Uma outra realização exemplificativa de um dispositivo e método para o dobramento da IOL é mostrada esquematicamente nas FIGS. 14A-14C.

A FIG. 14A mostra uma primeira etapa no processo de deformação para uma IOL de SMP (702) para embalagem da IOL de SMP (702) em um deformado para armazenamento e finalmente implante.

Um molde de enrolamento (710) é formado com um par de paredes paralelas (704) se estendendo acima de uma superfície superior do molde (710) para definir um canal longitudinal (706) neste.

A base do canal (706) pode ser em arco ou semi-circular na seção transversal de maneira a auxiliar no dobramento e se obter uma IOL de SMP (702) relativamente cilíndrica na forma comprimida final.

A IOL de SMP (702) é colocada nas paredes (704) sobre o canal (706) e orientada com as alças se estendendo através do canal (706). 0 molde de enrolamento (710) e a IOL de SMP (702) são então aquecidos para aproximadamente a Tg.

As bordas laterais da IOL de SMP (702) podem ser então dobradas dentro do canal (706) entre as paredes (704) para se obter um formato enrolado similar à configuração da IOL (302) na FIG.

IOB. 5 Em uma realização, a IOL (702) pode ser dobrada manualmente utilizando-se uma pinça ou fórceps.

Em uma outra realização, um fio de tensão como descrito em relação às FIGS. 9A e 9B pode ser utilizado para colocar a IOL (702) no canal (706). Em uma realização exemplificativa, o canal 10 (706) pode ter 1,8 mm de amplitude por 2,0 mm de profundidade com uma IOL de SMP (702) que apresenta dimensões diametrais máximas de 1,8 mm por 2,0 mm.

A FIG. 14B mostra um segundo componente do dispositivo de deformação, um segundo molde de compressão 15 (720) que funciona em cooperação com o molde de enrolamento (710) para adicionalmente comprimir a IOL (702). Um par de canais paralelos (728) é formado em uma superfície superior do molde de compressão (720) os canais sendo complementares ou ligeiramente maiores em tamanho (isto é, comprimento, 20 largura, e profundidade) que o tamanho das paredes (704) (isto é, comprimento, largura e altura) do molde de enrolamento (710). Uma parede em recesso (724) e assim formada na superfície superior do molde de compressão (720) que separa e define os canais (728). A parede em recesso 25 (724) pode assim ser de largura complementar ou ligeiramente menor em largura que o canal (706) no molde de enrolamento (710). A superfície superior da parede em recesso (724) pode definir adicionalmente uma vala rasa (726) com uma seção transversal curva ou semi-circular. 0 30 molde de compressão (720) pode adicionalmente ser formado com um ou mais canais de fluido (722) com equipamentos de entrada e saída de maneira a manter o molde de compressão (720) na ou acima da Tg da IOL de SMP (702).

Uma vez enrolada a IOL de SMP (702) no canal (706) do molde de enrolamento (710), o molde de enrolamento (710) é invertido e colocado em cima do molde de compressão (720) As paredes (704) do molde de enrolamento (710) se ajustam dentro dos canais (728) do molde de compressão (720). A parede em recesso (724) do molde de compressão (720) se estende para dentro do canal (706) do molde de enrolamento (710) e a vala (726) entra em contato com a IOL de SMP (702) dentro do canal (706). 0 molde de enrolamento (710) e o molde de compressão (720) são então prensados ente si e a IOL de SMP (702) é adicionalmente comprimida em tamanho quando medido no diâmetro da seção transversal (entretanto, a IOL de SMP pode aumentar ligeiramente o comprimento axial quando sob compressão radial entre o molde de enrolamento 15 (710) e o molde de compressão (720). Como mostrado na FIG. 14C, uma vez que a profundidade dos canais paralelos (728) dentro do molde de compressão (720) é ligeiramente maior que a altura das paredes paralelas (704) no molde de enrolamento (710), a superfície superior do molde de enrolamento (710) e a superfície superior do molde de compressão (720) alcançam uma interface e interrompem a compressão da IOL de SMP (702). A profundidade da vala (726) e a profundidade do canal (706) são escolhidas para definir uma distância de separação entre a base do canal (706) e a base da vala (726) que corresponde a um diâmetro final desejado da IOL de SMP (702) comprimida.

Em um experimento exemplificativo, uma IOL de SMP com uma parte ótica de 6 mm de diâmetro foi comprimida utilizando-se este método para um diâmetro final de 1,6 mm.

A IOL de SMP comprimida pode ser carregada em um dispositivo de injeção para aplicação ab interno.

Em uma outra realização exemplificativa, uma IOL de SMP dobrada por esta técnica pode ser carregada em um injetor de lente para implante.

Em uma colocação de IOL típica, uma pequena incisão pode ser feira no limbo corneano com uma lâmina ou laser e a ponta do injetor pode ser inserida na câmara anterior.

Tendo em vista o desdobramento lento da IOL de SMP, o cirurgião pode colocar as alças e a parte ótica no local correto durante o desdobramento da lente para evitar manipulação extensiva da IOL de SMP depois do completo desdobramento.

Em adição, a extração da catarata e o implante da lente podem ser realizados com uma abertura capsular anterior menor — tão pequena quanto menos de 1,8 mm so de diâmetro.

Uma abertura capsular menor com menos ruptura da cápsula anterior irá aumentar a capacidade acomodativa da lente implantada na medida em que a fisiologia da acomodação é menos afetada.

Em uma realização exemplificativa, a ponta do injetor pode ser colocada através da incisão na córnea, através da câmara anterior, para dentro da pequena abertura capsular anterior.

A lente pode ser injetada diretamente no saco capsular e lentamente desdobrar sem trauma significativo para a cápsula da lente.

Isto não é possível com o desdobramento rápido das lentes que se expandem conhecidas que freqüentemente leva a lágrimas capsulares.

Similarmente uma IOL de SMP de sulco irá ser suportada no sulco ciliar com pressão suave e colocação das alças nas estruturas do sulco ciliar.

Além disto, uma IOL de SMP de câmara anterior será suportada pelas estruturas em ângulo da câmara anterior com pressão suave das alças nas estruturas em ângulo da câmara anterior. 0 desdobramento lento e gradual de uma IOL de SMP irá reduzir significativamente o trauma às estruturas tissulares em comparação com o desdobramento rápido e elástico dos atuais materiais de IOL.

Todas as referências direcionais (por exemplo, proximal, distal, superior, inferior, para cima, para baixo, esquerda, direita, lateral, longitudinal, frontal, posterior, de cima, de fundo, acima, abaixo, vertical, horizontal,

Claims (1)

1. radial, axial, direção horária e direção anti-horária) são utilizadas apenas para propósitos de identificação para auxiliar o entendimento do leitor da presente invenção, e não criam limitações, particularmente à posição, orientação, ou 5 uso da invenção.

   Referências de conexão (por exemplo, fixado, acoplado, conectado, e unido) devem ser consideradas de forma ampla e podem incluir membros intermediários entre uma coleção de elementos e movimento relativo entre elementos, a não ser que indicado diferentemente.

   Como tal, 10 as referências de conexão não necessariamente inferem que dois elementos estejam diretamente conectados e em relação fixa entre si.

   Os desenhos de exemplo têm o propósito de ilustração apenas e as dimensões, posições, ordem e tamanhos relativos mostrados nos desenhos anexos podem variar. 15 0 relatório, exemplos e dados acima provêem uma descrição completa da estrutura e uso de realizações exemplificativas da invenção tal como definida nas reivindicações.

   Embora várias realizações da invenção reivindicada 20 tenham sido descritas acima com um certo grau de particularidade, ou com referência a uma ou mais realizações individuais, os especialistas na técnica podem realizar numerosas alterações sem se afastarem do espírito e escopo da invenção reivindicada.

   Outras realizações 25 estão, desta forma, contempladas.

   Pretende-se que toda a matéria contida na descrição acima e mostrada nos desenhos anexos deve ser interpretada como apenas ilustrativa de realizações particulares e não como limitantes.

   Alterações em detalhes ou estrutura podem ser feitas sem se afastarem 30 dos elementos básicos da invenção tal como definida nas reivindicações a seguir.