JP2014518644A - 形状記憶ポリマー眼内レンズ - Google Patents

Abstract

形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）眼内レンズは、１．４５以上の屈折率、包括的に１０〜６０℃のＴｇ、わずかな光沢または無光沢および実質的に１００％の可視スペクトルの光透過性を備え得る。眼内レンズは、ＳＭＰ材料のＴＧ以上の温度で圧延される。眼内装置は、Ｔｇ以上の温度を保持したままで、型内において１．８ｍｍ以下の直径まで変形方向に圧縮される。この圧縮眼内レンズ装置は、角膜若しくは強膜または他の解剖学上構造の２ｍｍ幅未満の切開を通して移植することができる。レンズは、水晶体嚢、毛様溝または他の空洞に切開を通して移植することができる。ＳＭＰは、実質的に１．４５以上の屈折率を達成できる。

Description

＜関連出願＞
本出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）に基づき、「形状記憶ポリマー眼内レンズ」と題される２０１１年３月７日に出願された米国仮出願番号第６１／４４９，８６５および「形状記憶ポリマー眼内レンズ」と題される２０１１年４月１２日に出願された米国仮出願番号第６１／４７４，６９６の優先権を主張するものであり、本明細書は参照により完全にこれらを組み込むものである。

＜技術分野＞
ここに記載する技術は人工眼内レンズに関する。

人の眼は、角膜と呼ばれる透明な外側部を通して光を透過し、網膜上の水晶体により画像に焦点を合わせることによって視覚を与える機能を有する。焦点画像の質は多くの要因、例えば眼の大きさや形、角膜および水晶体の透明度などに依存する。

老化や病気により水晶体の透明度が低下すると、網膜を透過できる光が減少するため視力が低下する。眼の水晶体におけるこの欠陥は、白内障として医学的に知られている。この疾患に対して一般に認められている治療は、水晶体の外科的除去および人口眼内レンズ（ＩＯＬ）による水晶体機能の代替である。

白内障除去のための嚢外または嚢内手術の後、眼内レンズが水晶体の代替として用いられる。アメリカ合衆国において、大多数の白内障水晶体は水晶体超音波乳化吸引と呼ばれる手術法により除去される。この手術では、水晶体前嚢に切れ目を入れ、罹患水晶体に薄い水晶体超音波乳化吸引切断チップを挿入し、超音波により振動させる。振動した切断チップは水晶体を液化または乳化し、これにより水晶体は眼の外に吸引される。罹患水晶体を除去した後、人工水晶体と交換する。

眼内レンズは、通常、前眼房（すなわち、虹彩と角膜の間）に配置するものと後眼房（すなわち、虹彩の背後）に配置するものの２種類ある。どちらのタイプのレンズも、１つには患者の要求により、また１つにはレンズを挿入する医者の意向により決定する前房レンズおよび後房レンズ間の選択により一般的に採用される。虹彩外縁に固定される虹彩支持型レンズとして知られる第３の種類のレンズは、その視覚部が前眼房または後眼房のいずれかにある点で上記２種類のいずれかであると考えることができる。

眼内レンズは、通常、オプティック（ｏｐｔｉｃ）から放射状に広がり、前房レンズに対して強膜棘および後房レンズに対して毛様溝若しくは水晶体嚢内のいずれかに位置する末梢部を含む少なくとも１つ、好ましくは２つ以上のハプティック（ｈａｐｔｉｃ）を備えるオプティックから構成される。このオプティックは、通常、円形の透明光学レンズを含む。多くのレンズにおけるハプティックは、レンズに取り付けられた近接端部と支持末端を形成するためにレンズの外縁から離れて放射状に広がる遠位端を有する軟性繊維若しくはフィラメントである。例えば、各ループの両末端がレンズに接続された一対のＣ型ループ、および例えばループの片側の末端のみがレンズに固定されているＪ型ループなどのいくつかのハプティック構造が現在使用されている。

ハプティックは、通常、放射状に弾性であり、レンズの外縁から外見上広がり、穏やかにしかし弾性的に虹彩に隣接した若しくは水晶体嚢内の適切な目周辺構造に連動する。この弾性力は、ハプティックの材料の通常の弾性特性に起因する。このため、圧縮されて解放された場合にすぐに制御不能に跳ね返るであろうハプティックを生じる。移植の間、ハプティックを抑圧しなければならないため、この特性は移植工程およびレンズの最終的な位置決めを困難にする。また、配置された際、従来のハプティック材料の柔軟性は、レンズ背後からの硝子体圧力により押されることによる、または、隣接する眼組織からの圧力に起因する移動による偏心の影響をレンズに及ぼす。さらに、ハプティック解放の弾性収縮力により生じる力は、繊細な局部組織に損傷を与えるかもしれない。

後房レンズの最適な配置は水晶体嚢内である。これを成し遂げることは外科医にとって非常に困難である。後房レンズを用いる場合、非常に小さな瞳孔開口を通して配置しなければならず、最終的なハプティック位置は虹彩の後に隠れて外科医には見えない。したがって、移植の間は後房レンズの全体寸法をできる限り小さく維持し、外科医の意図する場所（通常、水晶体嚢）に最終的に配置した際にこれが広がることが非常に望ましい。小さな装置は眼の中でより操作しやすく、ハプティックが角膜内皮組織と接触する可能性を減らし、外科医がしばしば５〜８ｍｍの直径の瞳孔を通って１４ｍｍの全体寸法を有するレンズの挿入をしなければならない場合に、レンズの挿入を容易にすることができる。より小さなレンズも、レンズ／虹彩接触を低減し、眼内レンズとそのハプティックが水晶体嚢内に存在することをより保証することができる。

近年、比較的柔らかな体部を有するハプティックを備えるまたは備えない眼内レンズが提供されており、一般的にその体部はレンズの移植中小さな開口部への挿入のためにその直径に沿って折りたたむことができる。挿入前にレンズ本体を折りたたむことができ、その後適切な位置に充填することのできる、鞘中に閉じ込められた液体若しくはヒドロゲルから形成されるレンズが考案されている。残念ながら、これらのレンズ本体に使用されている軟性材料は、元の形に戻るために場合により必要とされる回復力を欠いている。

また、これらの種類のレンズは、典型的には機械的拘束を解除する際に弾性材料を曲げることにより蓄積された機械的エネルギーが放出される弾性解放機序、または、レンズが一般的に浸透拡散工程により水を吸収する水和としても知られる水揚げのいずれかを利用することにより配置される。いずれの方法も制御することは難しい。前者の場合、弾性収縮力が局所組織に損傷を与え、または、レンズを中心から移動させるかもしれない。後者の場合、膨張したレンズが周辺組織と接触した場合にレンズの最終的な形態が歪むかもしれない。さらに、水和物質は弱い形態回復力しか有していないことが知られている。

天然レンズにおいては、遠視力と近視力の遠近両性が調整として知られるメカニズムによりもたらされる。年少期、天然レンズは柔らかく、水晶体嚢内に含まれている。水晶体嚢は毛様筋から小帯によりぶら下がっている。毛様筋の弛緩は小帯を緊張させ、水晶体嚢を伸ばす。その結果、天然レンズは平らになりやすい。毛様筋の緊張は小帯の伸張を弛緩させ、水晶体嚢および天然レンズをより丸みを帯びた形にすることができる。このようにして、天然レンズは近い物体および遠い物体に交互に焦点を合わせることができる。レンズが老化すると、レンズも硬くなり、毛様筋の緊張に反応して変形しにくくなる。これにより、近い物体にレンズの焦点を合わせることが困難になる（老眼として知られる医学的症状）。老眼は、４５〜５０歳を超えるほとんど全ての成人で発症する。

典型的に、天然レンズの白内障または他の病気を除去し、人工ＩＯＬに置換する必要がある場合、患者が近視用のメガネ若しくはコンタクトレンズを使用する必要のあるＩＯＬは単焦点レンズである。いくつかの二焦点ＩＯＬも作られているが、広くは受け入れられていない。いくつかのＩＯＬ構造は、毛様筋の動きに対してオプティックを前方および後方へ移動させることのできる軟性ハプティックを有する単一水晶体である。しかしながら、これらの単一レンズ系におけるオプティックの移動量は、有用な調整範囲としては不十分であろう。また、レンズと水晶体嚢の強固な結合をもたらす水晶体線維症をレンズに導くため、１〜２週間、目に投薬して眼の動きを減じなければならない。さらに、これらのレンズの商業用モデルはヒドロゲルまたはシリコーン材料から作られている。このような材料は、後嚢混濁（「ＰＣＯ」）の形成に耐性がない。ＰＣＯの治療は、後嚢の一部を気化させるＮｄ：ＹＡＧレーザーを用いた嚢切開である。このような後嚢の破壊は、これらのレンズの調製メカニズムを破壊し得る。

公知の調節性レンズも低い調整能に加え焦点の伸張深度を欠いている。このような公知のレンズは、適切な機能のために水晶体嚢サイズの範囲にわたってサイジングされた正確なレンズを必要とし、長期の水晶体嚢の固定および安定性を欠いている。また、現在のレンズ置換手術はより小さな切開サイズへと移行しているため、一般的にＩＯＬはそのような小さな切開を通して送達できる必要がある。

二重光学レンズは、毛様体／小帯複合体の能力を利用して水晶体嚢の形を変える。これによりレンズ内の距離を変えることができ、これにより屈折障害を変えることができる。これらの二重光学レンズは、視覚系を作り出すための光学ハードウェアに伴って大きくなり得、目に挿入するためにより大きな角膜切開を必要とする。

角膜内レンズは屈折障害または老眼を治療できるように考案されている。角膜内レンズは角膜インプラントとレンズを含み、刃物若しくはレーザーにより角膜内に開けられた小さな切開から挿入される。角膜の切開により形成されたくぼみはインプラントを配置し、角膜の形を変えるために用いられる。レンズ移植の場合、くぼみは屈折レンズを光学的に効果的な位置に配置するために用いられる。いくつかのレンズは、老眼を治療するためのピンホールタイプ効果を生じる。現存の角膜内レンズはより小さな切開サイズへと移行しており、一般的に装置はそのような小さな切開から送達できる必要がある。フェムト秒レーザーなどのレーザー技術は、このようなより小さい角膜創傷や移植のためのくぼみを作り出す能力を高める。

有水晶体眼内レンズは、山形構造により支持された前房、または虹彩のすぐ後方およびもともとの水晶体の前の後溝のいずれかに移植される。レンズは、縁の最小の挿入傷から移植され、前房にまたは前房を通って挿入される。このレンズは屈折障害の治療に用いられ、レンズおよび／または山形構造に対する外傷を生じる危険性を有する。小さな切開はレンズを折りたたみ、その後眼の中でレンズが展開することを要し、眼内構造に損傷を与える危険性を高める。

本明細書の背景技術に含まれる情報（ここで引用される参照およびその記載または考察を含む）は、技術的参照目的のためだけに含まれ、特許請求の範囲で規定される本発明の範囲を拘束する主題とみなされるものではない。

形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）は、上述した刺激に対して十分な機械的特性に変化させるために調整し得るスマート材料の１種である。大きな変形からの回復能力および異なる環境条件に対する適合能力は、低侵襲手術におけるＳＭＰ装置の使用を容易にする。現在の形状記憶ポリマー調製物は、プログラム化した係数とガラス転移温度（Ｔｇ）とを独立的に生じることができる。材料の透明性、人のレンズの範囲（１．３８６〜１．４０６以上）と同様の範囲の屈折率、および実績ある生体適合性とともにＳＭＰの機械的特性を正確に制御する能力は、種々の眼疾患に対する唯一の解の創出を可能にする。したがって、他のレンズの選択肢を考慮しても、魅力的な疎水性のアクリレート系ＳＭＰ眼内レンズの多くの態様が存在する。

本明細書に開示するＳＭＰ系の１つの明確な利点は、材料特性、例えば架橋重量割合、各コモノマー成分の割合および他の成分特性を変化させることによる劇的な機械的特性の変化能力である。この利点は、材料に特定の用途に対して要求される機械的特性を設計する能力をもたらす。例えば、特定のＳＭＰ調製物のＴｇ変化は、得られる弾性係数に影響を及ぼす。例えば、ＳＭＰを形成するコモノマーの重量割合を変えることにより、さらなる特性変化を導入することもできる。熱、ＵＶ光若しくは特定レンズの中心および／または中心傍力を変化させるための方法により特定のＩＯＬ構造の前面および後面の曲率半径を変化させるために、ＳＭＰ材料品質を利用することもできる。

様々な眼内レンズを、高い「形状確実性」または「形状固定性」（すなわち、変形形状から持続性形状への移行後の回復形状の正確性）を有する形状記憶ポリマーから形成することができる。このレンズは、小さな切開から移植可能で、術後形状（持続性形状）へ徐々に広がり拡張するコンパクトな術前形状に変形および圧縮され、毛様溝、水晶体嚢または前房山形構造と安定で非外傷性の同格に統合ハプティックをもたらす。このＳＭＰレンズは、現在の下限値である２ｍｍより小さい切開から移植することが可能な現在既知のレンズより小さなサイズに変形および圧縮することができる。

１つの典型的な実施において、眼内装置の製造方法は、Ｔｇを有する形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）材を準備すること、持続性眼内装置の形状にＳＭＰ材料を形成すること、Ｔｇ以上の温度で眼内装置を機械的に圧縮し、眼内装置をより小さい体積に変形させること、および変形した眼内レンズを圧縮したままＴｇ以下の温度まで冷却し、これにより２ｍｍ以下の切開により挿入可能な送達形状を有する安定性変形眼内装置を作り出すことを含む。一実施態様において、眼内装置をＳＭＰ材料のＴｇ以上の温度で圧延してもよい。次いで、圧延した眼内装置を圧延形状に保ったままＴｇ以下の温度まで冷却してよく、これにより安定性圧延眼内装置を作り出すことができる。その後、この眼内装置を１．８ｍｍ以下の直径まで機械的に圧縮してもよい。別の実施態様において、眼内装置をＳＭＰのＴｇ以上の温度で圧延することができる。次いで、この眼内装置を、Ｔｇ以上の温度を保持したまま型内で１．８ｍｍ以下の直径まで半径方向に圧縮してもよい。

別の典型的な実施において、形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）眼内レンズは、１．４５以上の屈折率、包括的に１５〜４０℃のＴｇ、わずかな光沢または無光沢、および実質的に１００％の可視スペクトルの光透過性を有していてよい。一実施態様において、ＳＭＰ眼内レンズは、５０重量％のｔＢＡ、２８重量％のイソブチルアクリレート、および２２重量％のＰＥＧＤＭＡ １０００の組み合わせから形成され得る。別の実施態様において、ＳＭＰ眼内レンズは、２２重量％のｔＢＡおよび７８重量％のＰＥＧＤＭＡ １０００の組み合わせから形成され得る。さらなる実施態様において、ＳＭＰ眼内レンズは、６５重量％のｔＢＡ、１３重量％のブチルアクリレート、および２２重量％のＰＥＧＤＭＡ １０００の組み合わせから形成され得る。

別の典型的な実施において、眼内レンズ装置の移植方法は、角膜若しくは強膜に２ｍｍ幅未満の切開を形成することを含む。一実施態様において、レンズは切開から水晶体嚢に挿入される。別の実施態様において、眼内レンズは切開から毛様溝に挿入される。別の実施態様において、眼内レンズ装置の移植方法は、前房にアクセスするために角膜に２ｍｍ幅未満の切開を形成することを含む。その後、眼内レンズを切開から前房に挿入する。さらなる実施態様において、角膜内インプラント装置を移植する方法は、角膜への管を形成するために角膜に２ｍｍ未満の切開を形成することを含む。その後、角膜内インプラント装置を切開から前房に挿入する。

この概要は、以下、発明の詳細な説明でさらに説明する簡略化された形態における概念の選択を紹介するために提供される。この概要は、クレームされた主題のカギとなる特徴若しくは必須の特徴を識別することを意図するものではなく、クレームされた主題の範囲を限定するために使用されることを意図するものではない。特許請求の範囲に規定される本発明の特徴、詳細、有用性および利点のより広範な説明は、明細書の以下の本発明の種々の実施態様において提供され、添付した図面で説明される。

図１は、いくつかの典型的なＳＭＰ調製物についての貯蔵弾性率対温度特性を示すグラフである。 図２は、図９の典型的なＳＭＰ調製物のＵＶ防御特性および光学的透明度を、ＵＶスペクトルと可視スペクトルにおける波長範囲の透過率（％）として示すグラフである。 図３は、いくつかの典型的なＳＭＰ調製物についての貯蔵弾性率対温度特性を示すグラフである。 図４は、図１１の典型的なＳＭＰ調製物のＵＶ防御特性および光学的透明度を、ＵＶスペクトルと可視スペクトルにおける波長範囲の透過率（％）として示すグラフである。 図５は、図１１の典型的なＳＭＰ調製物の圧縮特性を示すグラフである。 図６は、２つの異なる歪み速度における典型的なＳＭＰ調製物の引張特性を示すグラフである。 図７は、平均表面粗さを示すサンプルＳＭＰＩＯＬレンズ表面の光学形状測定画像である。 図８Ａは、持続性または配備された構造におけるハプティックの配置による典型的な形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）眼内レンズ（ＩＯＬ）の等角図法である。 図８Ｂは、図１ＡのＳＭＰＩＯＬの平面図である。 図８Ｃは、図１ＡのＳＭＰＩＯＬの正面図である。 図８Ｄは、図１ＡのＳＭＰＩＯＬの側面図である。 図９Ａは、ＳＭＰＩＯＬを圧延するための経路を備えた圧延機上に配置された典型的なＳＭＰＩＯＬの平面図である。 図９Ｂは、軸方向に経路が下にあるワイヤー稼働による圧縮下、経路内に折りたたまれたＳＭＰＩＯＬを含む図２Ａの圧延機の正面図である。 図１０Ａは、折りたたまれたＳＭＰＩＯＬの両端とＴｇ以下の温度で冷却された圧延機を含む図２Ａの圧延機の正面略図である。 図１０Ｂは、圧延機から取り除かれ、変形した圧延構造を維持しているＳＭＰＩＯＬの立面略図である。 図１１は、ファブリックソックに配置されたＳＭＰＩＯＬの回路図である。 図１２Ａは、Ｔｇ以上に加熱された圧縮機内に形成された直径が小さくなる管へ引き込まれているファブリックソック内のＳＭＰＩＯＬの横断面における平面図である。 図１２Ｂは、圧縮機をＴｇ以下まで冷却しながら管の最も小さい直径部分で圧縮されたファブリックソック内のＳＭＰＩＯＬの横断面における平面図である。 図１３は、圧縮機から取り除かれたＳＭＰＩＯＬと変形、伸張し、半径方向に圧縮された構造を維持するソックの立面略図である。 図１４Ａは、温度制御圧縮システムと連動してＳＭＰＩＯＬを折りたたむために使用される折りたたみ圧縮ツールの平面略図である。 図１４Ｂは、温度制御圧縮ツールと連動して使用される図７Ａのツールの断面における側面略図である。 図１４Ｃは、温度制御圧縮ツールによる圧縮位置における折りたたみ圧縮ツールの断面における側面略図である。

公知のアクリルレンズ材料は、所望する機能を達成するために大きく変形させることができない。アクリルＩＯＬを折りたたむまたは圧延する様々な方法論が知られているが、これらの方法は、単に移植のために要求される切開サイズの最小化のために展開される形状の形状因子を減らす必要性に取り組むのみである。これらのレンズにより変位する実際の体積は一定のままであるため、このようなＩＯＬにより達成し得る最小サイズには制限がある。さらに、これらのＩＯＬを折りたたむまたは圧延する能力は、折り畳みと所望の形状への回復の応力により生じる歪みに対抗し、移植後に必要な光学的品質をもたらす材料の能力により制限される。さらに、移植された後レンズの展開により生じる速度と力はほとんど制御されず、ＩＯＬのハプティックに関与する組織の外傷を引き起こす場合が多い。

一方、本発明で開示するＳＭＰＩＯＬは実際により変形しやすく（場合により、６５％以上の圧縮および２５０％以上の引っ張り歪み）、このため、このような装置により変位する体積を実際に移植のために小さくすることができる。小さな切開サイズ （２ｍｍ下および１．８ｍｍ下でさえある）による移植が可能になり、これにより人の眼に対する外傷を軽減することができる。ＳＭＰＩＯＬを使用することによりいくつかの他の恩恵も達成し得る。多くの調製物の屈折率（ｎ_０＝１．４６４）が比較的高く（人の水晶体組織の屈折率よりも高い）、これによりレンズの厚みを薄くすることにより送達形状のサイズを小さくすることが可能であることは注目に値する。ＳＭＰＩＯＬの屈折率は、ＳＭＰ材料の調製物によりさらに修正することができる。移植場所における外傷を軽減し、適切な位置でのＩＯＬの操作および配置のための十分な時間を外科医にもたらすために、ＳＭＰ材料の調製物は形状回復工程が遅くまたは遅延するよう調節することができる。いくつかのＳＭＰ調製物により、移植後の修正（例えば、オプティックの曲率または屈折率を変更すること）が可能となる。これは移植後のレーザー若しくは超音波によるＳＭＰＩＯＬまたはその一部の非侵入型加熱の適用により実現できる。このような加熱は、第２若しくは第３の形態変化を活性化できるよう材料の異なる架橋割合％を有する（それによりこれらの領域ではＴｇが異なる）ＳＭＰＩＯＬの特定の部位に適用することができ、屈折率、オプティックの曲率若しくはハプティックの拡張に変化をもたらすために使用し得る。例えば、ハプティック−オプティック接合部の構造は、接合部を加熱することによりオプティックの湾曲構造を修正できるよう変化させることができる。調整を助けるために、このような第２若しくは第３の形態変化を水晶体嚢、硝子体、小帯および周辺組織との相互作用を促進するのに使用してもよい。また、二重オプティック調節性眼内レンズシステムにおける２つのオプティックの基本的な位置決めは移植の後でさえ変更することができる。

さらに、いくつかのＳＭＰＩＯＬ調製物に、インビボで移植された後ＳＭＰＩＯＬから溶出し、移植時に傷ついた眼組織の治癒過程を補助し、または別の眼疾患を治療するための治療薬を運ぶことのできる種々の薬剤を含浸させることもできる。この薬剤または活性成分（例えば、生物剤）は、重合工程の一部として、膨張剤（例えば、化学的または物理的ヒドロゲルポリマー構造）内に、または最終的なＳＭＰＩＯＬ装置の生物分解性薬剤溶出ポリマー部分として、ＳＭＰＩＯＬに組み込まれてもよい。ＳＭＰＩＯＬに組み込まれ得る典型的な薬剤としては、構成物質、抗炎症剤、抗ヒスタミン剤、抗アレルギー剤、生物剤（例えば、抗ＶＥＧＦ剤、ｓｉＲＮＡなど）および緑内障の治療薬（すなわち、眼圧を低下させるための薬剤であって、限定するものではないが、プロスタグランジン、副交感神経／交感神経系薬剤、α−アゴニスト、β−遮断剤、炭酸脱水酵素阻害薬、Ｒｈｏキナーゼ阻害剤、アデノシンアゴニスト、エンドセリンアゴニストおよびアンタゴニストなどが挙げられる）などが挙げられる。ＳＭＰＩＯＬに結合し得る他の薬剤には、ウィルスベクターおよび細胞系治療薬が含まれる。

＜形状記憶ポリマー材料＞
ＳＭＰ材料は、形状を変化させ、または、そうでなければ外部刺激に応じて機械力により活性化する重要な能力を有する。この刺激は、光、熱、化学物質または他の種類のエネルギーや刺激であり得る。ＳＭＰ材料の熱機械的応答は、形状記憶特性を予測し、最適化するために調製物を通して制御することができる。形状記憶ポリマー装置を、特定の生物医学用途および患者生理学に適合および対応することのできる高度な適応性に設計および最適化し得る。

ポリマーの元の形状を変形させ、外部刺激に作用されるまで変形した状態で安定なままであり、その後適当な刺激にさらされることにより元の形を回復することができる場合、そのポリマーはＳＭＰであるとみなすことができる。一実施において、刺激は熱であってよい。原形は成形、押出し、スタンピングまたは他の典型的なポリマー加工方法により設定することができる。また、円盤状、棒状または材料の他の形状は上述した方法により形成することができ、その後、材料を凍結し、その後レーザーおよび／または機械的に材料を最終的な形状に切断することを含む極低温処理（ｃｒｙｏｌａｔｈｉｎｇ）により最終形状に形作ることができる。一時的な形状は熱機械的変形により定められてもよい。ポリマーの元の成形形状が変形回復温度より低い温度で機械的に変化している場合であっても、変形したＳＭＰ材料を形状変形回復温度以上に加熱することにより原形に回復する。本発明の用途に使用される開示のＳＭＰ材料は、適切な調製物において加熱により原形の９９％を超える精度で大きな変形を回復する能力を有している。

熱刺激を用いる一実施において、ポリマー転移温度は体温（約３７℃）で変形回復温度をもたらすよう調整されてよく、すなわち、ポリマーのガラス転移温度（Ｔｇ）は約３７℃に設計される。この方法の明らかな利点は、ＳＭＰ材料を自然に活性化するための人体の熱エネルギーの利用にある。いくつかの用途に関して、材料の機械的特性（例えば、剛性）はＴｇに強く依存している。したがって、ポリマーの対応特性に起因してＴｇが体温に近い場合に非常に硬い装置を設計することは困難であるであろう。医学的用途における他の考慮すべき事項は、約３７℃のＴｇを有する形状記憶ポリマーに要求される貯蔵温度が、一般的に展開前の「低温」貯蔵を必要とする室温以下である点である。より高温の輸送または貯蔵環境においては、装置が初期成形形状に展開しないよう抑制する装置を使用することにより折り畳まれた形状を保持することができる。

別の実施態様において、回復温度は体温より高い（すなわち、Ｔｇ＞３７℃）。この実施態様の利点は、貯蔵温度を、装置の容易な貯蔵を容易にし、使用前の望ましくない展開を回避することができる室温にすることができる点である。折りたたまれた形状を、装置が初期成形形状に展開しないよう抑制する装置を使用することにより保持することができる。しかしながら、展開における材料の局所的加熱がＳＭＰ材料の回復に必要となる。人体のいくつかの組織への局所的損傷は、体温より約５℃高い温度でアポトーシスやタンパク変性を含む種々のメカニズムによって引き起こされる。局所的な熱爆発を高温への暴露を最小にし、組織損傷を避けるために使用し得る。他と組み合わせる方法の使用は、標的とする体組織および、例えばインビボ機械的特性などの他の装置設計制約に依存する設計決定である。

ＳＭＰ材料または網状構造は、網目状組織の一部を含み得る、または網状構造が重合される前の網状構造の調製物に（例えば、調製物中に混合された凝集体として）含まれ得る溶解材を含んでいてよい。材料若しくは材料の一部が実際には溶媒を含む溶液に溶解しないまたは組み込めない場合であっても、溶解材は時間とともに分散する材料を含み得る。言い換えると、本発明で使用するような溶解材は、ポリマーの予測される外部環境により分解され得る任意の材料であり得る。一実施態様において、溶解材はＳＭＰ網状構造から溶出する薬剤である。溶解材はポリマー網状構造に化学的または物理的結合により付着させることができ、時間とともにポリマー網状構造と切り離され得る。

経時的なその溶解により、溶解材を多くの目的に使用することができる。例えば、材料の溶解は時間とともに生物医学装置の分解若しくは破壊に影響を与え得る。また、材料の溶解は薬理学的目的を達成する薬剤を溶出させ得る。治療を補助するため（例えば、抗炎症剤）、合併症を防ぐため（例えば、抗血栓剤)、または潜在的感染症に対処するため（例えば抗生物質）に、薬剤若しくは薬物をSMP装置に注入することができる。薬剤を液体ポリマーに硬化前に注入により添加することができる。種々の表面改質または被覆技術（例えば、プラズマ蒸着）を用いることにより、薬剤を移植後ＳＭＰ装置に加えることもできる。

特定の実施態様において、ＳＭＰポリマーセグメントは天然であっても合成であってもよいが、合成ポリマーが好ましい。このポリマーセグメントは非生物分解性であってよい。医学的用途で使用される非生物分解性ポリマーは、天然由来アミノ酸に存在する以外の芳香族基を含まないことが好ましい。本発明のＩＯＬで使用されるＳＭＰは非生物分解性であってよい。いくつかの実施態様において、例えば、一時的な殺菌が望ましく、または付加的な機能を必要とする場合にはＳＭＰＩＯＬにおいて生物分解性ポリマーを使用することが望ましいことがある。

ポリマーは、所望するガラス転移温度（少なくとも１つのセグメントが非晶質の場合）または融点（少なくとも１つのセグメントが結晶質の場合）に基づき、同様に使用環境を考慮して所望する用途に基づき選択される。代表的な天然ポリマーブロックまたはポリマーとしては、タンパク質、例えばゼイン、変性ゼイン、カゼイン、ゼラチン、グルテン、血清アルブミンおよびコラーゲン、および多糖、例えばアルギン酸塩、セルロース、デキストラン、プルランおよびポリヒアルロン酸、ならびにキチン、ポリ（３−ヒドロキシアルカノエート）、特にポリ（３−ヒドロキシブチレート）、ポリ（３−ヒドロキシオクタノエート）、およびポリ（３−ヒドロキシ脂肪酸）などが挙げられる。代表的な天然生物分解性ポリマーブロックまたはポリマーとしては、多糖、例えばアルギン酸塩、デキストラン、セルロース、コラーゲンおよびそれらの科学的誘導体（例えばアルキル基、アルキレン基などの化学基の置換、付加、ヒドロキシル化、酸化および当業者が通常行っている他の修飾）、およびタンパク質、例えばアルブミン、ゼイン、ならびに単独または合成ポリマーとの組み合わせでのそれらのコポリマーおよび混合物が挙げられる。

代表的な合成ポリマーブロックまたはポリマーとしては、ポリホスファゼン、ポリビニルアルコール、ポリアミド、ポリエステルアミド、ポリ（アミノ酸）、合成ポリ（アミノ酸）、ポリアンヒドライド、ポリカルボン酸、ポリアクリレート、ポリアルキレン、ポリアクリルアミド、ポリアルキレングリコール、ポリアルキレンオキシド、ポリアルキレンテレフタレート、ポリオルトエステル、ポリビニルエーテル、ポリビニルエステル、ポリビニルハライド、ポリビニルピロリドン、ポリエステル、ポリラクチド、ポリグリコライド、ポリシロキサン、ポリウレタンおよびそれらのコポリマーが挙げられる。適するポリアクリレートの例としては、ポリ（メチルメタクリレート）、ポリ（エチルメタクリレート）、ポリ（ブチルメタクリレート）、ポリ（イソブチルメタクリレート）、ポリ（エチレングリコールジメタクリレート）（ＰＥＧＤＭＡ）、ジエチレングリコールジメタクリレート（ＤＥＧＤＭＡ）、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレート（ＰＥＧＤＡ）、ポリ（ヘキシルメタクリレート）、ポリ（イソデシルメタクリレート）、ポリ（ラウリルメタクリレート）、ポリ（フェニルメタクリレート）、ポリ（エチルアクリレート）、ポリ（メチルアクリレート）、ポリ（イソプロピルアクリレート）、ブチルアクリレート、ポリ（ブチルアクリレート）、ポリ（ｔｅｒｔ−ブチルアクリレート）、ポリ（イソブチルアクリレート）、ポリ（イソボルニルアクリレート）およびポリ（オクタデシルアクリレート）が挙げられる。

合成的に修飾した天然ポリマーとしては、セルロース誘導体、例えばアルキルセルロース、ヒドロキシアルキルセルロース、セルロースエーテル、セルロースエステル、ニトロセルロースおよびキトサンが挙げられる。適するセルロース誘導体の例としては、メチルセルロース、エチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシブチルメチルセルロース、酢酸セルロース、プロピオン酸セルロース、酢酸酪酸セルロース、酢酸フタル酸セルロース、カルボキシメチルセルロース、三酢酸セルロース、およびセルロース硫酸ナトリウム塩が挙げられる。以下、これらを総称して「セルロース」という。

代表的な合成分解性ポリマーセグメントとしては、ポリヒドロキシ酸、例えばポリラクチド、ポリグリコライドおよびそれらのコポリマー、ポリ（エチレンテレフタレート）；ポリアンヒドライド、ポリ（ヒドロキシ酪酸）；ポリ（ヒドロキシ吉草酸）；ポリ［ラクチド−コ−（ｅ−カプロラクトン）］；ポリ［グリコシド−コ−（ｅ−カプロラクトン）］；ポリカーボネート、ポリ（疑アミノ酸）；ポリ（アミノ酸）；ポリ（ヒドロキシアルカノエート）；ポリアンヒドライド；ポリオルトエステル；ならびにそれらの混合物およびコポリマーが挙げられる。不安定な結合を含むポリマー、例えばポリアンヒドライドやポリエステルは、その加水分解反応性で非常に有名である。これらのポリマーセグメントの加水分解速度は、一般的に、ポリマー骨格およびその配列構造の簡単な変更により変えることができる。

非生物分解性の合成ポリマーセグメントの例としては、エチレンビニルアセテート、ポリ（メタ）アクリル酸、ポリアミド、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリビニルクロライド、ポリビニルフェノール、およびそれらのコポリマーおよび混合物が挙げられる。このポリマーは、例えば、Ｓｉｇｍａ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、セントルイス（ミズーリ州）；Ｐｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓ、ウォレントン（ペンシルベニア州）；Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．、ミルウォーキー（ウィスコンシン州）；Ｆｌｕｋａ， ロンコンコマ（ニューヨーク）；およびＢｉｏＲａｄ， リッチモンド（カルフォルニア）などの商業的供給源から入手することができる。あるいは、このポリマーは、商業的に入手し得るモノマーから一般的な技術を用いて合成することができる。

いくつかの実施態様において、「形状記憶ポリマー用のチオール−ビニルおよびチオール−イン合成」のタイトルで２００９年４月２２日に出願された国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ２００９／０４１３５９号（ここに、参照によりこれを完全に組み込む）に開示されたチオール−ビニルおよびチオール−インポリマー化合物をＩＯＬを形成するために使用し得る。別の実施態様において、ポリマー調製物は、最初の硬化段階の後、未反応の官能基の第２光誘起重合を行う２段階の硬化工程を経る。ＳＭＰ材料を製造するための２段階硬化系は、「２段階硬化系」のタイトルで２０１０年１１月１０日に出願された米国仮出願第６１／４１０，１９２号（ここに、参照によりこれを完全に組み込む）に記載されている。

特定のＳＭＰ調製物の調整により、特定の所望の要求に適合したＩＯＬを作ることができ、拡張性液体射出製造技術を用いて製造することができる。ＳＭＰ調製物を、以下の特性を最適化するために開発した：
・９８．５％より高い形状固定性；
・包括的に臨床的に望ましい速度３〜２５秒を含む、０．２５秒〜６００秒の回復速度；
・製造工程中任意の寸法における少なくとも４０％の最小装置変形、優先的には１００〜２００％；
・２５０ｋＰａ〜２０，０００ｋＰａの弾性係数；
・折り畳み、圧縮および注入に関するＴｇの調整；
・無光沢（Ｇｌｉｓｔｅｎｉｎｇ−ｆｒｅｅ：眼内レンズ用のポリマー調製物において考え得る光学的欠陥を説明する業界用語）；
・ＵＶ防御能；
・青、黄、赤および緑またはその組み合わせの着色；
・３０秒〜２０分の液体射出製造のサイクル時間；
・高温（例えば４００℃程度の温度）成形に基づく製造に耐える能力；
・高い加圧（特に５０Ｍｐａ程度の圧力）成形に基づく製造に耐える能力；
・成形に基づく製造工程における非常に狭い通路（＜１００ミクロンの直径）を流れる能力（すなわち、製造温度での低い粘度）；および
・成形に基づく製造工程における熱硬化後、３〜１５％未満の持続性形状への体積収縮。

いくつかの典型的なＳＭＰ調製物およびその測定した特性を下記表Ａに示す。一調製物において、ｔｅｒｔ−ブチルアクリレート（ｔＢＡ）を、架橋剤としてポリ（エチレングリコール）ジメタクリレート（ＰＥＧＤＭＡ）１０００と組み合わせた。各重量％は、特定の所望する材料特性を有するＳＭＰを設計するために変化し得る。

最適化の一例として、回復時間は、ＳＭＰ装置を展開する環境温度（Ｔｅ）に対する用いたＳＭＰ材料のガラス転移温度（Ｔｇ）の関係により制御される。Ｔｇ ＜Ｔｅの場合は、Ｔｇ＝Ｔｅの場合よりゆっくりと展開し、Ｔｇ＞Ｔｅの場合は最速速度で展開する。材料のＴｇは、体内において広い範囲での展開速度の制御を可能にする−３５℃〜１１４℃以下に調節することができる。ＩＯＬ装置におけるＴｇの望ましい範囲は、１０℃〜６０℃、より望ましくは１５℃〜４５℃の範囲であり得る。１秒未満〜数分で完全に展開する装置が作り出された。

ＩＯＬをできる限り小さな切開から送達するために、高いレベルの復元可能な歪みを達成するようＳＭＰ装置の機械的特性を開発してよい。引張時、１０％の架橋系に対して最大１８０％の歪みを達成でき、４０％の架橋系に対して最大６０％の歪みを達成できる。圧縮時、上記割合の架橋により８０％以上の歪みを達成できる。引張および圧縮における所望する歪みのレベルは、輸送系中のＳＭＰＩＯＬに適合するよう要求される変形レベルにより決定される。架橋量の低い調製物は、障害なく高いレベルに変形することができる。本発明のＩＯＬは、所望する復元可能な歪みのレベルに関する機械的特性を達成するために５〜４０％の架橋を利用する。

ＳＭＰＩＯＬの製造は、熱誘導若しくは光誘起またはこれら２つの方法の組み合わせにより行い得る。熱誘導には、過酸化物およびアゾ開始剤の両方が使用される。２，２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン（ＤＭＰＡ）を光開始剤として使用してよい。０．０１〜１重量％の開始剤の量において処方は変化する。これらは、製造工程のサイクル時間を最適化し、所望の熱機械的特性を維持するために変えられる。

調製物中に着色剤を加えることもできる。ＳＰＥＣＴＲＡＦＬＯ（Ｆｅｒｒｏの商標）液体着色剤を含むＳＭＰ材料が作製されている。０．１〜２重量％含む調製物が作製され、所望の熱機械的特性を維持するにも関わらず種々の着色剤を添加することを可能にする。

屈折率を変化させる能力も、ＳＭＰ調製物への変更を通して研究されている。下記表Ｂは、いくつかの特定の典型的処方において使用された種々の成分の屈折率のデータを提供する。

特定の分子量の架橋剤は表Ｂで測定された屈折率をもたらす一方、他の分子量は様々な調製物において使用し得る。例えば、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレート（ＰＥＧＤＡ）、ポリ（エチレングリコール）ジアクリレート（ＰＥＧＤＡ）を５００〜２０００の種々の分子量で良好な結果をもって使用し得る。

下記表Ｃに示すＳＭＰサンプルを作製し、屈折率を測定した。上記の架橋剤ポリマーについて２０％の架橋を使用した。結果は、作製された調製物に基づき、屈折率値のわずかな変化を示す。屈折率値をより変化させるために、調製物中の架橋剤含有量の増加を利用し得る。また、屈折率の変化により大きな影響を及ぼすポリ（カーボネート）ジアクリレート、ＫＩＦＤＡ−５４２ジアクリレート（Ｋｉｎｇ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ， Ｉｎｃ．、ノーウォーク、コネティカット州より入手可能）、およびビスフェノール−Ａプロポキシレートジアクリレートにより他の調製物を調製することもできる。

ＳＭＰ材料により光透過特性の変化を調べた。２−［３−（２Ｈ−ベンゾトリアゾール−２−イル）−４−ヒドロキシフェニル］エチルメタクリレート（ＢＴＡ）を、上記表に示されるような紫外線（ＵＶ）波長阻害剤としてＳＭＰＩＯＬに添加した。５％ＵＢ阻害剤と１％ＵＶ阻害剤を含む２つの調製物を作製した後、ＵＶ〜可視波長透過率および動的機械測定を分析した。図１は、下記３つの材料調製物の０〜１００℃の温度範囲にわたる貯蔵弾性率およびタンデルタ（貯蔵弾性率と損失弾性率との比）を示すグラフである：
ＳＭＰ１０６：７８％のｔＢＡと２２％のＰＥＧＤＭＡ １０００、ＵＶ阻害剤配合なし；
ＳＭＰ１２２：０．５重量％のＢＴＡで官能化したＵＶ阻害剤を加えたＳＭＰ１０６；および
ＳＭＰ１２３：１．０重量％のＢＴＡで官能化したＵＶ阻害剤を加えたＳＭＰ１０６。
上側の曲線は貯蔵弾性率であり、下側の曲線はタンデルタである。明らかなように、ＵＶ阻害剤としての少量のＢＴＡの添加がＳＭＰ材料の弾性率に及ぼす影響はあるとしてもわずかであり、Ｔｇ（タンデルタ曲線のピーク）は３つの処方全てで一定である。

図２は、図１のＳＭＰ材料におけるＢＴＡＵＶ阻害剤の添加の影響を示す。明らかなように、可視波長における光透過性に対するＵＶ阻害剤の影響は無視し得るものであるが、ＵＶスペクトルの上限である約３８０ｎｍ以下で波長が急激に減衰している。

図３は、ＳＭＰ１０６との比較における、−２０〜１００℃の温度範囲にわたる２つの追加ＳＭＰ調製物の貯蔵弾性率およびタンデルタを示すグラフである：
ＳＭＰ１１９：６５重量％のｔＢＡ、１３重量％のブチルアクリレート、２２重量％のＰＥＧＤＭＡ １０００；および
ＳＭＰ１２６： ５０重量％のｔＢＡ、２８重量％のイソブチルアクリレート、２２重量％のＰＥＧＤＭＡ １０００。
上側の曲線は貯蔵弾性率であり、下側の曲線はタンデルタである。処方における差異は、異なる環境における使用のための、および低い転移温度を有することが有用であり得る異なる用途のための異なるＴｇをもたらす。ＳＭＰ１１９は約２５℃のＴｇを有し、ＳＭＰ１２６は約１７℃のＴｇを有する。しかしながら、Ｔｇに違いがあっても、ＳＭＰ１１９とＳＭＰ１２６調製物の貯蔵弾性率はＳＭＰ１０６材料と同等である。図４もＳＭＰ１１９およびＳＭＰ１２６の光透過特性がＳＭＰ１０６調製物と同等であることを示している。

図５は、ＳＭＰ１０６、ＳＭＰ１１９およびＳＭＰ１２６について、圧縮下の材料の応力歪みデータ曲線を示すグラフである。明らかなように、ＳＭＰ１１９およびＳＭＰ１２６調製物は、ＳＭＰ１０６調製物と比較して６５％の圧縮歪みのもと非常に小さな応力を示す。このことは、これらの材料がより低い温度（例えば室温）でより容易に変形することを可能にしている。図６は、ＳＭＰ１０６についての引張下での２つの異なる速度（すなわち、１０ｍｍ／分と２０ｍｍ／分）の伸びに対する別の応力歪み曲線である。グラフに示されるように、ＳＭＰ１０６は引張下非常によく機能し、両速度において最大２５０％および２５０％以上の歪みに耐えた。

装置の光学特性を最大限にするために、展開後の形状は高度に制御されるべきである。原形と比較した回復形状における変化の割合として定義される形状固定性がより高いほど、再現性および展開したＩＯＬが意図したように機能する信頼性も高くなる。本発明に開示するＳＭＰ材料は、非常に高い形状固定性（＞９５〜９９％）をもたらす。これは主に、ＳＭＰ材料が非弾性非溶融形状回復方法を利用して展開する（すなわち、流体特性を利用した形状変化ではない）ためである。さらに、このＳＭＰ材料はヒドロゲルまたは他の水和物質ではない。ＳＭＰ材料は、１つの高再現性、無変化、非クリーピング、非変形貯蔵形状から別の高再現性、無変化、非クリーピング、非変形第２形状（持続性形状）に変形する。

ＳＭＰ材料は、予めプログラムされた形状を有する。展開後ＳＭＰ装置は内部に蓄積したエネルギーを放出してプログラムされた形状へ移行する（これは局所組織に適応性であってもなくてもよい）。局所組織は、ＳＭＰ装置の形を成形することに関与しない。ＳＭＰ装置は、より小さな形状輸送のために変形する前に成形時に元々形作られたようなその「記憶」形状に回復する。変形状態からグラス状（持続性形状）への完全な展開速度は、ＳＭＰ調製物により１秒未満〜６００秒を超える幅広い範囲で変化し得る。

さらに、ＳＭＰ調製物の高いＴｇ（すなわち、体温以上）のため、こん包、輸送、貯蔵および最終的には移植されるＳＭＰ装置は、冷蔵貯蔵または冷凍、そうでなければ低温操作環境を必要としない。このため、本発明に開示されるＳＭＰ材料の重要な利点は、ＳＭＰ材料を長期間貯蔵形状で貯蔵することができ、専用輸送システムにおいて押し込められた形状でこん包することができ、事前の冷蔵や温度変化を必要とすることなく展開することができる点にある。輸送システムまたはこん包システムにおいて装置を拘束することにより、例えば装置の輸送中の温度周期の環境的影響および装置の不用意な展開を排除することができる。

さまざまな眼内レンズの種類を、特定のレンズの種類や構造の要求に合うよう選択された材料特性を有する上述した処方のＳＭＰ材料から作製することができる。

＜眼内レンズ＞
ＳＭＰ眼内レンズは、現在商業的に利用可能な折り畳み可能なレンズ技術と比較して非常に小さな切開から挿入することができるよう設計される。典型的なＳＭＰ眼内レンズ１００を図１および２に示し、以下でさらに詳細に説明する。さらに、このレンズ形状は眼の中で展開した後高度に保たれる（すなわち、９８％を超える高形状固定性がある）。水晶体嚢内レンズは、前嚢における混濁形成を抑えることのできる前嚢尖ならびに赤道の真後ろの嚢との接触を生じる形状を有し得る。毛様溝レンズは、虹彩への損傷を回避することのできるアーチ型構造を有し得る。前房レンズは、瞳孔ブロックの危険性を減らし、前房山形支持構造への損傷の危険性を減らすための適当なアーチ型構造を有し得る。

眼内レンズに適用する場合、ＳＭＰ技術の多くの利点が存在する。第１に、眼内レンズは圧縮性および変形性である。材料を圧縮し、小さな骨格を構成する能力は、送達のためのより小さな切開サイズを可能にする。小さな切開を通り抜けるこのようなＳＭＰレンズは大きな利益をもたらす。例えば、白内障手術では乱視はほとんどなく、より速く回復し、また小さな切開による眼への損傷はほとんどない。また、レーザー技術および改善された超音波技術により、白内障手術をより小さな切開で行うことができる。この選択肢による制限因子は、代替レンズに必要とされる大きな切開である。

眼内レンズにおける形状記憶ポリマーの第２の利点は、レンズの展開が弾性回復法ではなくむしろ熱機械的回復を利用する点にある。レンズの展開時間または速度を変えるために調製物を修正することができる。これは必要とされる展開の場所に依存して変わり得る。例えば、繊細な構造（例えば水晶体嚢中または角膜内皮の近くなど）の近くでの展開は、これらの構造への損傷を避けるためゆっくりと医師が調整した展開が必要となるであろう。展開速度の修正は、現在利用可能な他のレンズ技術では不可能である。また、ＳＭＰ材料の弾性係数を、レンズ材料の柔軟性を最適化し眼構造への損傷を最小にするために修正することができる。上述した各種類のレンズに対して、ＳＭＰ材料特性はゆっくりと調整された展開を可能にし、これによりレンズオプティックまたはハプティックと接触する領域への損傷が小さくなる。

第３の利点は、レンズの屈折率の容易な修正能力である。屈折率はＳＭＰ調製物の変更により変えることができる。また、屈折力を設定するのに重要であるレンズの表面曲率は、液体射出成型法またはレーザーなどによる切断による後成形によって修正することができる。さらに、レンズの曲率およびレンズの屈折率を、移植後に熱、ＵＶまたはレーザー光修正により修正することができる。

第４の利点は、ＳＭＰレンズの表面特性および移植が、炎症および細胞混濁を低減し得る点にある。一例として、図７は、１６ナノメーターの平均表面粗さを示す、サンプルＳＭＰレンズ表面の光学形状測定画像である。この低い粗さ測定は、例えば分光フィルタリングなどの光学的な人工物を最小限に抑え、レンズの光学的透明性を最大にする。図７において、丸で囲まれた濃い領域は右側のスケールで測定された粗さのより高い値に関する（すなわち、２０３ｎｍの測定値に関する）領域であり、画像中の他の濃い領域は測定された粗さのより低い値に関する（すなわち、〜１８６ｎｍの測定値）。例えば、水晶体嚢内ＳＭＰＩＯＬは、レンズの移動を減らすため水晶体と接触させられるが、表面の平滑性は上皮細胞の移動およびその後の後嚢混濁の形成を遅延させる。

ＳＭＰレンズは実質的に強固であるため、表面研磨および眼内レンズの表面での細胞増殖を減らすための既知のメカニズムによりレンズを修正することもできる。また、ＳＭＰレンズのゆっくりとした展開は細胞混濁を最小限に抑えることができる。水晶体嚢内のぴったりとしたかみ合いに起因して、ＩＯＬのサイズとレンズ上の一群の上皮細胞との間には張力が存在する。例えば、水晶体嚢内レンズは水晶体嚢とレンズの移動を減らすようなかたちで接触させられるが、特にかみ合いがきつく物質がレンズ周辺を通ることができない場合には、上皮細胞との接触はその後の後嚢混濁を引き起こし得る。展開中に水晶体嚢が衝撃を受け損傷した場合（これは損傷に応じて細胞生成を高める）、この問題は悪化する。白内障手術とレンズ配置のこの一般的な合併症を減らすための一般的な眼内レンズの構造はよく知られている。しかしながら、ＳＭＰレンズにより、水晶体嚢に移植されるＳＭＰレンズのサイズ等を現存のレンズより増加させることができる。これはＳＭＰレンズ材料の圧縮性および変形性および損傷を最小に抑えながらぴったりとしたかみ合いを可能にするゆっくりとした展開による。表面を滑らかにする能力は、さらにこの問題を軽減する。

＜二重光学レンズ＞
二重光学レンズや他の調節性眼内レンズのようなより大きなレンズを、屈折障害および老眼の治療に同時に使用することができる。二重光学レンズは、通常、第１の屈折力および屈折率を有するオプティックを有する第１眼内レンズ、および第２の屈折力とおそらく異なる屈折率を有するオプティックを有する第２眼内レンズにより構成される。第２オプティックは、通常第１オプティックに取り付けられ、また、材料支柱またはレンズの外縁の同様の構造により第１オプティックと離れて配置される。２つのオプティック間の関係（すなわち、離れた距離）ならびに２つのオプティック間の幾何学的な結合に依存して近視および遠視の両方を可能にするために相乗的に作用するための２つのレンズは、移植後個々の患者において調整され得る（若しくはされない）。

これらの二重光学レンズは、目に入れるための従来の切開よりも大きな切開を必要とする場合が多い。これらの大きな基本骨格のレンズはＳＭＰ材料により作製することができ、これらはより小さい切開サイズを可能にする高い圧縮性および変形性を有し、これにより上述した理由で手術結果を向上させることができる。さらに、ＳＭＰ材料を用いて形成した場合、これらの大きなレンズはよりゆっくりと展開することができ、重要な眼の構造への不用意な損傷および目的場所における構造の慎重な並置を避けるような方法で医師がレンズを配置することを可能にする。このことは大きな基本骨格レンズが眼に引き起こし得る損傷の危険性を軽減する。さらに、これらのレンズは非常に複雑であり、ＳＭＰ材料の高い形状固定性により維持される精密な光学性能を必要とする。

他の調節性レンズは、正常な人のレンズ機能の再現を追及している。調整メカニズムは、毛様体収縮および水晶体嚢の毛様小帯変形およびレンズ形状における変化ならびに合成レンズの前後方向の移動に続発すると考えられている。天然レンズの作用を再現する能力を有するよう、ＳＭＰ材料により多種多様な水晶体嚢と密接同格を有するレンズを作ることができる。実際に、水晶体嚢内空間で拡張し、全空間またはその空間より大きな領域を満たし、毛様体−小帯作用に反応するＳＭＰレンズを作製し得る。さらに、ＳＭＰレンズはより小さな前嚢開口部から挿入することができ、自然の調整工程に対するレンズの反応性を維持するのに役立つ。異なる架橋密度であるため異なる活性温度（Ｔｇ）および／または異なる弾性係数であるＩＯＬ内にＳＭＰ材料を加えることにより調整工程を再現するために形状における変化が必要である場合、ＳＭＰレンズの局所的寸法、特に厚みを移植後に変更してもよい（これは局所的剛性に影響し得る）。

＜有水晶体眼内レンズ＞
有水晶体眼内レンズは角膜切開を通して前房に配置されるレンズである。上述した他の眼内レンズと同様に、現在入手し得るレンズよりも非常に小さな切開からの移植のために、ＳＭＰ有水晶体レンズを圧縮し得る。角膜内皮損傷または天然レンズ損傷がほとんどないよう、ＳＭＰ有水晶体レンズをゆっくりと展開するよう設計することもできる。調整された医師制御による展開は、小柱網または虹彩を損傷することなく前房構造に対するハプティックの位置決めを可能にする。ハプティックにより山形構造へかかる力は一貫性があり、弾性回復により展開する従来レンズよりもよりも再現性がある。展開中、虹彩面の後方に配置するために前房で展開するようにＳＭＰ有水晶体レンズを設計することもできる。現在の有水晶体ＩＯＬ技術では、虹彩の後方に配置する場合、白内障形成の高い発生率が知られている。このような発生はＳＭＰレンズの調整された遅い展開および位置決めにより軽減または排除することができる。

＜角膜内インプラント＞
角膜内インプラント装置は、以下を含むいくつかの制限により、国内および海外市場において大きな成功をおさめていない：（ａ）移植の困難性；（ｂ） 現存の装置に対応するための角膜における大きな切開の必要性；（ｃ）処置または手術室に戻すことなく「屈折誤差（ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｓｕｒｐｒｉｓｅｓ）」を修正することができない；および （ｄ）元々の材料特性に起因する現存の装置の幾何学的構造における制限。一方、ＳＭＰ角膜内インプラントをＳＭＰ材料の圧縮性および変形性の利点を活用するよう設計することもできる。角膜内インプラントを送達させるための角膜内切開、経路およびくぼみを作製するために、レーザーまたはブレードを使用する。最近の課題の１つは、これらの装置を挿入する間に角膜組織に対してしばしば見られる激しい損傷である。角膜内移植を進めるために「ぴったりとしたかみ合い」が適当な角膜内経路とともに必要である。角膜内インプラントを、非外傷的に角膜切開および所望のくぼみ内を通過できるよう十分に小さく設計してもよい。その後、インプラントの安全な位置決めを考慮してインプラントの熱機械的展開および減圧が起こる。

角膜内インプラントの押出しおよび移動は、角膜損傷の最小化およびより小さな切開、経路およびくぼみの存在のため、ＳＭＰ技術および射出速度の減速によって低減し得る。従来装置と比較して、角膜内インプラントにＳＭＰ材料を使用する利点として、屈折補正のためのより大きな装置直径を達成するその後の形状変化を伴う最小限の侵襲的アプローチ（例えば，フェムト秒レーザーにより作られた切開による）により装置を移植できることを挙げることができる。別の利点は、例えば、「屈折誤差」が生じた場合または屈折補正におけるさらなる変更が必要な場合にＳＭＰ角膜内インプラント装置の形状およびサイズを移植後に角膜内で変えることができる点である。これは、ＳＭＰＩＯＬについて上述したような各領域に対して異なるＴｇおよび屈折率値をもたらすために、異なる領域において異なる材料調製物により角膜内インプラントを構成することにより行うことができる。さらなる利点は、より「弾性」状態で装置を移植することができ点であり、これにより角膜の間質組織への損傷が軽減される。

＜形状記憶ポリマー眼内圧縮およびこん包＞
図８Ａ〜１３は、ＳＭＰＩＯＬをこん包および移植のための圧縮形状へ変形する工程における典型的な形状を示す（ここで、ＳＭＰＩＯＬは非常に高い形状固定性によりその持続性形状に回復するために変形および拡張する）。図８Ａおよび図８Ｄは、典型的な一般のＳＭＰ眼内レンズ１００を示す。ＳＭＰＩＯＬ １００は、中心オプティック１０２およびオプティック１０２の反対側から対称的に伸びるハプティック１０４を有する。各ハプティック１０４は、オプティック１０２と接するショルダー１０６、アーム１０８および末端部１１０を含む部分で形成されている。展開する際、ハプティック１０４はその圧延され圧縮した状態から展開し、適切な位置でオプティックを固定するために移植空洞を形成する組織に対して末端部１１０を押し付ける。

ＳＭＰＩＯＬは、上述した調製物の１つを射出成型することにより形成する。典型的な実施態様において、８０〜２０（ｔＢＡ〜ＰＥＧＤＭＡ ５５０）の組み合わせが、伸張しているハプティック１０４を備える直径６ｍｍのオプティック１０２を作製するために用いられる。ｔＢＡ〜ＰＥＧＤＭＡ ５５０の混合物は、モールド内での加熱時に非常に低い粘度を有するため、モールドを容易に流れ、満たすことができ、非常に小さな直径のハプティック１０４を形成することができる。別の典型的な実施態様において、ＵＶ阻害剤ＢＴＡ（０．５−１．０％）を含む若しくは含まない、ｔＢＡ（７８％）とＰＥＧＤＭＡ １０００（２２％）の組み合わせ（例えば、それぞれＳＭＰ１０６、ＳＭＰ１２２、およびＳＭＰ１２３）をオプティック１００を作製するために用いてもよい。これらの処方は、同様に非常に低い粘度を有する。注型法成形において、重合過程の間これらのポリマー化学において典型的に生じる５〜２０％の体積収縮に対してモールドは０．１〜２０％大きくてもよい。液体射出成型法においては、重合中できる限り体積収縮を最小に抑えるために超高圧（例えば、＞５００〜４０，０００ｐｓｉ）を利用してもよい。また、重合工程中の体積収縮をさらに最小に抑えるために、射出成型と前重合技術との組み合わせを実施してもよい。

一実施態様において、熱サイクルを避けるために硬化温度および離型温度を同じにしてもよい。あるいは、材料が最大のロバスト性（典型的にはＴｇよりわずかに低い（例えば８℃））を示す最適な離型温度までモールドを冷却してもよい。モールドから取り出した後、ＳＭＰＩＯＬ １００はその持続性形状にある。しかしながら、移植において小さな切開から移植できるように、ＳＭＰＩＯＬ １００のサイズおよび形成因子を減らすことが望ましい。

図９Ａおよび図９Ｂは、ＳＭＰＩＯＬ ２０２を貯蔵および最終的には移植のための変形形状にまとめるための、ＳＭＰＩＯＬ ２０２に対する変形工程における第１段階を概略的に示す。縦経路２０６を明示する圧延機２０４をＳＭＰＩＯＬ ２０２を初めに圧延するために使用し得る。ＳＭＰＩＯＬ ２０２は、経路を横切って伸びるハプティックにより配向された経路上に配置される。引張ワイヤー２０８は、ＳＭＰＩＯＬ ２０２を横切って、経路２０６上に平行に配置されるが、引張ワイヤー２０８の末端は経路２０６の縦中心と同方向に位置を合わせる。次いで、圧延機２０４およびＳＭＰＩＯＬ ２０２をおおよそＴｇまで加熱する。ワイヤー上の張力は増し、引張ワイヤー２０８の全長が経路２０６内へ引き伸ばされることにより、引張ワイヤーは経路の縦中心と同軸である。これにより、引張ワイヤー２０８は経路２０６内でＳＭＰＩＯＬ ２０２を圧迫し、引張ワイヤー２０８周辺でＳＭＰＩＯＬ ２０２を半分に折り畳み、ＳＭＰＩＯＬ ２０２を図９Ｂに示されるようなＵ型２０２’に変形する。Ｕ型ＳＭＰＩＯＬ ２０２’の第１面（図２Ｂにおいて「ｂ」と記す）は経路２０６内でワイヤー２０８に折り重ねられる。次いで、Ｕ型ＳＭＰＩＯＬ ２０２’の第２面（図９Ｂにおいて「ｃ」と記す）は、ワイヤー２０８の第１面に折り重ねられる。その後、引張ワイヤー２０８を除去することができる。１つの典型的な実施態様において、経路は１．８ｍｍの幅、２．０ｍｍの深さであってよく、１．８ｍｍ×２．０ｍｍの最大直径寸法を有するＳＭＰＩＯＬ ２０２’を生じる。

図１０Ａに示すように、圧延されたＳＭＰＩＯＬ ３０２は、圧延機３０４において経路３０６内に保持されたまま、次いでＴｇ以下の温度まで冷却される。型経路内でのＳＭＰＩＯＬ ３０２の冷却はＳＭＰＩＯＬ ３０２を圧延形状に固定する。その後、ＳＭＰＩＯＬ ３０２を圧延機３０４の経路３０６から取り外すことができ、ＳＭＰＩＯＬ ３０２は図１０Ｂに示すような圧延形状を維持する。

圧延されたＳＭＰＩＯＬ ４０２は、図１１で示されるように、圧縮機による圧延ＳＭＰＩＯＬ ４０２の移送のために、次いでファブリックシースまたはファブリックソック４０４内に挿入される。ファブリックソック４０４は一方の端が閉じられ、反対の端が開いていてもよく、圧延ＳＭＰＩＯＬ ４０２の周囲にぴったりと合うような大きさにされる。圧縮機によるＳＭＰＩＯＬ ４０２の引出しに役立つため、ファブリックソック４０４は圧延ＳＭＰＩＯＬ ４０２の長さより有意に長くてもよい。典型的な実施態様において、ファブリックソック４０４は絹織物から作製し得る。

図１２Ａおよび図１２Ｂは、圧縮機５０２により引出されているファブリックソック内のＳＭＰＩＯＬ ４０２を示す。圧縮機５０２は、入口側５０４から出口側５０６まで圧縮機内を横方向に伸びる掘削孔５０８を明示する。圧縮機５０２内の掘削孔５０８は、種々の直径のいくつかの部分に分かれていてもよい。入口側５０４まで開いている入口部分５１０は、ＳＭＰＩＯＬ ４０２を圧縮機５０２の掘削孔５０８内に容易に挿入できるよう、圧延ＳＭＰＩＯＬ ４０２の直径よりわずかに大きな一定の直径であってもよい。掘削孔５０８の中間部分５１２の直径は、入口部分５１０の直径から出口側５０６を開けた出口部分５１４の直径へ移行し、一致するより小さな直径へ徐々に細くなる。圧延ＳＭＰＩＯＬ ４０２の最大直径が２．０ｍｍである上記典型的な実施態様に続き、入口部分５１０の直径ｗは２．０ｍｍまたはそれよりわずかに大きく形成されていてよい。その後、中間部分５１２は、直径２．０ｍｍから１．５ｍｍへと推移してよく、出口部分の直径ｗ’は１．５ｍｍの一定の直径であってよい。

図１２Ａおよび図１２Ｂに示すように、ファブリックソック４０４の開口端は入口側５０４から掘削孔５０８内へ挿入され、掘削孔５０８の長さに伸び、出口側５０６まで広がるのに十分な長さである。その後、ファブリックソック４０４の開口端は、ファブリックソック４０４内で圧延されたＳＭＰＩＯＬ ４０２を掘削孔５０８の入口部分５１０へ引き出すために保持され得る。ＳＭＰＩＯＬ ４０２がＴｇを超える温度に達し柔らかくなるまで、圧縮機５０２を使用するＳＭＰ調製物のＴｇより高い温度まで加熱する。次いで、ファブリックソック４０４を掘削孔５０８から引出すことにより、同様に圧延ＳＭＰＩＯＬ ４０２を中間部分５１２から引出し、半径方向に圧縮する。圧縮機およびそこで圧縮されたＳＭＰＩＯＬ ４０２をＴｇ以下の温度まで冷却しながら、圧縮されたＳＭＰＩＯＬ ４０２’を小さな直径の出口部分５１４に放置し、圧縮ＳＭＰＩＯＬ ４０２’を圧縮状態に固定する。圧縮ＳＭＰＩＯＬ ４０２’をＴｇ以下まで冷却した後、圧縮機５０２およびファブリックソック４０４から取り出し、図１３に示すような、こん包、貯蔵および最終的には移植のための最大直径ｗ’を有する圧縮形状となる。

例示的な実験において、直径６ｍｍのオプティックを有するＳＭＰＩＯＬを１．５ｍｍの最終直径まで圧延および圧縮した。圧縮ＳＭＰＩＯＬを１５ゲージの皮下注射チューブ内に充填した。その後、チューブ内の圧縮ＳＭＰ ＩＯＬを体温の温水浴内に投入した。ロッドを皮下注射チューブ内に挿入し、ＩＯＬをチューブの末端外へ押し出し、水浴内へ送達した。水浴中で、ＳＭＰＩＯＬは拡張、展開し、９８％を超えるサイズおよび形状の精密さで直径６ｍｍのオプティックを有する原形に回復した。

装置およびＩＯＬを折りたたむための方法の他の典型的な実施態様は、図１４Ａ〜１４Ｃに概略的に示されている。図１４Ａは、ＳＭＰＩＯＬ ７０２を貯蔵および最終的には移植のための変形形状にまとめるためのＳＭＰＩＯＬ ７０２に対する変形工程における第１段階を示す。圧延機７１０は、縦経路７０６を定めるために機７１０の上面上へ伸びる一対の平行壁７０４により形成される。折り畳みに役立ち、最終圧縮形状において相対的に円筒状のＳＭＰＩＯＬ ７０２を達成するために、経路７０６の底は接触部分において弓形若しくは半円であってよい。ＳＭＰＩＯＬ ７０２を経路７０６の外側の壁７０４上に配置し、同様に経路７０６を横切って伸びるハプティックに位置を合わせる。次いで、圧延機７１０およびＳＭＰＩＯＬ ７０２をおおよそＴｇまで加熱する。その後、図１０ＢのＩＯＬ ３０２の形状に似た圧延形状を形成するために、ＳＭＰＩＯＬ ７０２の外側縁を壁７０４の間の経路７０６内へ折り畳んでもよい。一実施態様において、ピンセットまたは鉗子を使ってＩＯＬ ７０２を手で折り畳んでもよい。別の実施態様において、ＩＯＬ ７０２を経路７０６に押し込めるために図９Ａおよび図９Ｂで記載したような引張ワイヤーを使用し得る。１つの典型的な実施態様において、経路７０６は、１．８ｍｍの幅、２．０ｍｍの深さであってよく、１．８ｍｍ×２．０ｍｍの最大直径寸法を有するＳＭＰＩＯＬ ７０２を生じる。

図１４Ｂは、変形装置の第２の構成部品、圧延機７１０とともに稼働してＩＯＬ ７０２をより圧縮する第２圧縮機７２０を示す。圧延機７１０の壁７０４の大きさ（すなわち、長さ、幅および高さ）と大きさにおいて相補的なまたはわずかに大きい（すなわち、長さ、幅および高さ）一対の平行経路７２８は、圧縮機７２０の上面に形成される。したがって、経路７２８を分離し、定める埋め込み壁７２４は圧縮機７２０の上面に形成される。したがって、埋め込み壁７２４は、圧延機７１０の経路７０６と幅において相補的またはわずかに小さなものであり得る。埋め込み壁７２４の上面は、さらに、カーブしたまたは半円の接触部分を備える浅溝７２６を有していてよい。さらに、圧縮機７２０は、ＳＭＰＩＯＬ ７０２のＴｇにまたはそれ以上に圧縮機７２０を維持するために、注入および排出取付具を備えた１つ以上の流路７２２により形成されていてもよい。

圧延機７１０の経路７０６でＳＭＰＩＯＬ ７０２が圧延されると、圧延機７１０は反転し、圧縮機７２０の先端に配置される。圧延機７１０の壁７０４は圧縮機７２０の経路７２８に適合する。圧縮機７２０の埋め込み壁７２４は圧延機７１０の経路７０６へ広がり、溝７２６は経路７０６内でＳＭＰＩＯＬ ７０２と接触する。その後、圧延機７１０および圧縮機７２０に同時に圧力をかけ、ＳＭＰＩＯＬ ７０２の断面直径で測定するサイズをさらに圧縮する（しかしながら、圧延機７１０と圧縮機７２０での半径方向への圧縮下、ＳＭＰＩＯＬの軸長はわずかに増える）。

図１４Ｃに示すように、圧縮機７２０における平行経路７２８の深さは圧延機７１０の平行壁７０４の高さよりわずかに大きいため、圧延機７１０の上面および圧縮機７２０の上面は接触面に達し、ＳＭＰＩＯＬ ７０２の圧縮を停止する。溝７２６の深さおよび経路７０６の深さは、圧縮ＳＭＰＩＯＬ ７０２の所望する最終直径に対応する経路７０６の底と溝７２６の底との分離距離を定めるよう選択される。例示的な実験において、この方法を用いて直径６ｍｍのオプティックを有するＳＭＰ ＩＯＬを１．６ｍｍの最終直径まで圧縮した。その後、圧縮したＳＭＰＩＯＬを切り出し輸送用の注入器具に充填することができる。

別の例示的実施態様において、この技術により折り畳まれたＳＭＰＩＯＬを移植用注入器に充填してもよい。例示的なＩＯＬ移植において、小さな切開を角膜縁にブレードまたはレーザーにより形成することができ、注入器の先端を前房内に挿入することができる。ＳＭＰＩＯＬの遅い展開により、完全な展開後のＳＭＰＩＯＬの種々の操作を避けるため、外科医はレンズの展開中にハプティックおよびオプティックを正しい位置に配置することができる。また、白内障摘出およびレンズ移植を、直径１．８ｍｍ未満と同じくらいに小さい前嚢切開により行うことができる。水晶体前嚢をほとんど破壊しない小さな嚢切開は、調整の生理学を妨げられることなく、移植されたレンズの調整能力を高めるであろう。

１つの例示的実施態様においては、注入器先端を角膜切開から前房を横切って、小さな前嚢開口部内に挿入し得る。レンズを直接水晶体嚢内に挿入し、水晶体嚢に対する著しい損傷なくゆっくりと展開し得る。これは、しばしば水晶体嚢裂傷を引き起こす公知の拡張レンズの急速な展開によっては不可能である。同様に、ＳＭＰＩＯＬ溝は、穏やかな圧力および毛様溝構造へのハプティックの並置により毛様溝において支持される。さらに前房ＳＭＰＩＯＬは、穏やかな圧力および前房山形構造へのハプティックの並置により前房山形構造により支持される。ＳＭＰＩＯＬのゆっくりとした段階的な展開は、現存のＩＯＬ材料の急速な弾性的展開と比較してこれらの組織構造への損傷を著しく減らす。

全ての指向性参照（例えば、隣接した、末端、上位、下位、上へ、下へ、左、右、側部、縦、前、後、先端、そこ、上、下、垂直、水平、放射状、軸方向、時計回り、および反時計回りなど）は、本発明の読者の理解を助けるための同定目的のために使用されるだけであって、特に本発明の位置付け、方向付けまたは用途に関して限定を与えるものではない。接続参照（例えば、付着した、連結した、接合したおよび結合したなど）は、他に明示されない限り、広く解釈されるべきで、一群の構成要素間の中間部材および要素間の相対的な変動も含み得る。このように、接続参照は必ずしも二つの要素が直接的に接続し、互いに固定された関係を示すものではない。例示的な図面は説明の目的のためであって、本出願に添付の図面に反映された寸法、位置、順番およびサイズは変化し得る。

上記明細書、実施例およびデータは特許請求の範囲に規定した本発明の典型的な実施態様の完全な説明を提供する。特許請求の範囲の発明の種々の実施態様が特異点のいくつかの程度により、または１つ以上の個別の実施態様に対する参照により記載されているが、当業者は特許請求の範囲に記載の本発明の精神および範囲を超えない範囲で開示された実施例を数値的に変更することができる。したがって、他の実施態様も検討される。上述した説明および添付の図面に含まれるすべての事項は、特定の実施態様の説明として解釈されるべきものであり、限定されるべきものではない。詳細若しくは構成における変更は、以下の特許請求の範囲に規定される本発明の基本要素を超えない範囲で行い得る。

Claims (37)

1. Ｔｇを有する形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）材料を準備すること；
   持続性眼内装置の形状にＳＭＰ材料を形成すること；
   Ｔｇ以上の温度で眼内装置を機械的に圧縮し、眼内装置をより小さい体積に変形させること；および
   変形した眼内レンズを圧縮したままＴｇ以下の温度まで冷却し、これにより２ｍｍ以下の切開により挿入可能な送達形状を有する安定性変形眼内装置を作り出すことを含む眼内装置の製造方法。
2. 形成工程が、ＳＭＰ材料を注型成形して持続性眼内装置の形状にすることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 注型成形工程におけるＳＭＰ材料の重合化工程の間に生じ得る体積収縮に対して、成形品を持続性眼内装置の所望する最終サイズの０．１〜２０％大きめにすることをさらに含む、請求項２に記載の方法。
4. 形成工程が、ＳＭＰ材料を液体射出成型して持続性眼内装置の形状にすることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 重合中の体積収縮を最小にするために、液体射出成型工程において超高圧を利用することをさらに含む、請求項４に記載の方法。
6. 形成工程が、ＳＭＰ材料を低温処理して持続性眼内装置の形状にすることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
7. 変形眼内装置の送達形状が１．８ｍｍ幅以下の切開に適合するよう設計された、請求項１に記載の方法。
8. ＳＭＰ材料のＴｇ以上の温度で眼内装置を圧延すること；
   圧延した眼内レンズを圧延したままＴｇ以下の温度まで冷却し、これにより安定性圧延眼内装置を作り出すこと；および
   １．８ｍｍ以下の直径に眼内装置を圧縮すること
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
9. ＳＭＰ材料のＴｇ以上の温度で眼内装置を圧延すること；および
   Ｔｇ以上の温度を保持したままで、型内において１．８ｍｍ以下の直径まで半径方向に圧縮すること
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
10. 貯蔵用の変形眼内装置を室温以上でこん包することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
11. 眼内装置が眼内レンズである、請求項１に記載の方法。
12. 眼内装置が角膜内インプラントである、請求項１に記載の方法。
13. ＳＭＰ材料がｔｅｒｔ−ブチルアクリレート（ｔＢＡ）モノマーおよびビスフェノールＡプロポキシレートジアクリレート（ＢＰＡ−Ｐ）ジアクリレート架橋ポリマーを含む、請求項１に記載の方法。
14. ＳＭＰ材料がｔｅｒｔ−ブチルアクリレート（ｔＢＡ）モノマー、および総分子量が実質的に５００〜２０００であり、架橋割合が合計１０〜５０重量％であるポリ（エチレングリコール）ジメタクリレート架橋ポリマーを含む、請求項１に記載の方法。
15. ＳＭＰ材料がｔｅｒｔ−ブチルアクリレート（ｔＢＡ）モノマー、および総分子量が実質的に５００〜２０００であり、架橋割合が合計１０〜５０重量％であるポリ（エチレングリコール）ジアクリレート架橋ポリマーを含む、請求項１に記載の方法。
16. ＳＭＰ材料がｔｅｒｔ−ブチルアクリレートモノマー、イソブチルアクリレートモノマー、ブチルアクリレートモノマー、および総分子量が実質的に５００〜２０００であるポリ（エチレングリコール）ジメタクリレートおよび／またはポリ（エチレングリコール）ジアクリレート架橋ポリマーを含む、請求項１に記載の方法。
17. ＳＭＰ材料のＴｇが１０〜６０℃である、請求項１６に記載の方法。
18. ＳＭＰ材料のＴｇが人の体温以上である、請求項１に記載の方法。
19. 移植され再生された眼内装置が、外部刺激に対する反応に対して変形眼内装置から９８％以上の形状回復を示す、請求項１に記載の方法。
20. 外部刺激がＴｇ以上の加熱である、請求項１９に記載の方法。
21. Ｔｇが実質的に３７℃である、請求項２０に記載の方法。
22. 外部刺激が紫外線照射である、請求項１９に記載の方法。
23. 外部刺激に対する反応が最大６００秒まで遅延する、請求項１９に記載の方法。
24. ３〜２５秒以内に反応が開始する、請求項１９に記載の方法。
25. ＳＭＰ材料が着色添加剤を含む、請求項１に記載の方法。
26. 以下を備える形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）眼内レンズ：
    １．４５以上の屈折率；
    包括的に１０〜６０℃のＴｇ；
    わずかな光沢または無光沢；および
    実質的に１００％の可視スペクトルの光透過性。
27. ５０重量％のｔＢＡ、２８重量％のイソブチルアクリレート、および２２重量％のＰＥＧＤＭＡ１０００の組み合わせを含む、請求項２６に記載のＳＭＰ眼内レンズ。
28. ２２重量％のｔＢＡおよび７８重量％のＰＥＧＤＭＡ１０００の組み合わせを含む、請求項２６に記載のＳＭＰ眼内レンズ。
29. ６５重量％のｔＢＡ、１３重量％のブチルアクリレート、および２２重量％のＰＥＧＤＭＡ１０００の組み合わせを含む、請求項２６に記載のＳＭＰ眼内レンズ。
30. 角膜若しくは強膜に１．８ｍｍ幅以下の切開を形成すること；および
    前記切開を通して水晶体嚢に眼内レンズを移植すること
    を含む眼内レンズ装置の移植方法。
31. 眼内レンズ装置が形状記憶ポリマーから形成され、圧縮変形構造に埋め込まれる、請求項３０に記載の方法。
32. 角膜若しくは強膜に１．８ｍｍ幅以下の切開を形成すること；および
    前記切開を通して毛様溝に眼内レンズを移植すること
    を含む眼内レンズ装置の移植方法。
33. 眼内レンズ装置が形状記憶ポリマーから形成され、圧縮変形構造に埋め込まれる、請求項３２に記載の方法。
34. 角膜若しくは強膜に１．８ｍｍ幅以下の切開を形成し、前房とつなげること；および
    前記切開を通して前房に眼内レンズを移植すること
    を含む眼内レンズ装置の移植方法。
35. 眼内レンズ装置が形状記憶ポリマーから形成され、圧縮変形構造に埋め込まれる、請求項３４に記載の方法。
36. 角膜若しくは強膜に１．８ｍｍ幅以下の切開を形成し、角膜へのトンネルを形成すること；および
    前記切開を通して前房に眼内レンズを移植すること
    を含む眼内レンズ装置の移植方法。
37. 眼内レンズ装置が形状記憶ポリマーから形成され、圧縮変形構造に埋め込まれる、請求項３６に記載の方法。

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