CN101132818A - 眼科装置及有关方法和组合物 - Google Patents

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CN101132818A CNA2005800350485A CN200580035048A CN101132818A CN 101132818 A CN101132818 A CN 101132818A CN A2005800350485 A CNA2005800350485 A CN A2005800350485A CN 200580035048 A CN200580035048 A CN 200580035048A CN 101132818 A CN101132818 A CN 101132818A
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戴维·J·卡尔森
李凤富
刘玉文
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Abstract

本申请描述了提高视力或治疗眼睛的疾病、病症或损伤的装置、方法和组合物。眼科装置，如角膜外置物、角膜内置物、和全层角膜植入物，由有效促进神经穿过或在该装置上生长的材料制成。所述材料可包括超过1％(w/w)的量的胶原蛋白，如约10％(w/w)到约30％(w/w)。所述材料可包括用EDC/NHS化学法交联的胶原蛋白聚合物和/或第二生物聚合物或水溶性的合成聚合物。所述材料还可包含合成的聚合物。将所述装置置于眼中可矫正或提高个体的视力或治疗个体的眼睛的疾病、病症或损伤。

Description

眼科装置及有关方法和组合物
相关申请的交叉引用
本申请要求2004年8月13日提交的美国临时申请60/601,270的权益，其全部内容引入本文作为参考。
发明背景
1.发明领域
本发明涉及提高个体的视力或治疗个体的眼外伤(traumatic injury)或眼科(ophthalmic)疾病或病症的装置、方法和组合物。具体地，本发明涉及角膜外置物(onlay)、角膜内置物(inlay)、和角膜植入物，它们用给个体提供一或多种益处的材料制成。
2.相关技术描述
美国专利5,713,957公开了角膜外置物，其包含非生物降解的、非水凝胶的眼生物相容性材料，并具有足以允许分子液体分子量(molecular fluidweight)大于10,000道尔顿的组织液组分通过此外置物的孔隙度(porosity)。
美国专利5,716,633公开了用于促进上皮细胞生长及基质再生的胶原蛋白/PHEMA水凝胶。此胶原蛋白水凝胶可提供作为光学透镜(optical lens)以附着于角膜前界层(Bowman′s membrane)，所述水凝胶可以有效促进并支持上皮细胞的生长或角膜上皮对透镜前表面的附着。所述胶原蛋白水凝胶是通过亲水单体溶液的自由基聚合而形成的水凝胶聚合物，所述亲水单体溶液在胶原蛋白的贮存水溶液中存在时胶凝和交联，以形成用于锚定胶原蛋白的三维聚合物网状物。外置物中胶原蛋白的终浓度从约0.3％到约0.5％(wt/wt)。
美国专利5,836,313公开了形成可植入的复合角膜假体(keratoprostheses)的方法。所述方法提供了设计用来为角膜上皮细胞生长提供合适基底的角膜假体。所述角膜假体通过如下形成：将角膜组织置于具有角膜植入物形状的塑模中，使聚合物溶液发生交联，将厚度大约50-100微米的生物相容性水凝胶与角膜组织发生化学粘合，来形成所述角膜假体。或者，将聚合物溶液置于角膜组织和预先形成的水凝胶之间，然后发生聚合，从而使聚合物溶液既与水凝胶连结、也与角膜组织连结。
美国专利6,454,800公开了角膜外置物或角膜植入物，其包含多个表面凹入的表面，所述表面凹入支持组织细胞的附着和生长。
美国专利6,689,165公开了用于加强和替换角膜的合成装置，该装置用系着的(tethered)角膜增强剂来增加角膜上皮细胞的粘着和迁移。
与现有的以胶原蛋白为基础的材料有关的一些问题是，以胶原蛋白为基础的材料不是光学清澈的，这可能是由于形成或转变成以纤维为基础的材料，该材料会导致不需要的光散射。
因此，存在对于生物相容的、眼科可接受的材料的需求，该材料适于置于眼中来提高个体视力。
发明概述
眼科装置包含实体(body)，该实体包含组合物，所述组合物在该装置被置于个体眼中时，有效促进神经穿过该实体或在该实体上生长。在某些实施方案中，该装置是提高视力的眼科装置。在可选的实施方案中，该装置是治疗性眼科装置。本发明的提高视力的装置可被理解成被构造来矫正一或多种屈光不正的装置。换言之，本发明的装置可被理解为是矫正屈光不正的装置。本发明装置的实体可被形成具有光强度(optical power)。
本发明的组合物是光学清澈(optically clear)的，并可包含量在约1％(w/v或w/w)到约50％(w/v或w/w)的胶原蛋白。在某些实施方案中，胶原蛋白的量大于2.5％(w/w或w/v)。如本文所使用的，组合物和装置的胶原蛋白和/或其它组分的量可以理解为w/w百分比或w/v百分比，而不违背本发明的精神。在其它实施方案中，胶原蛋白的量大于约5.0％。例如，所述材料可包含量在约10％到约30％的胶原蛋白。在某些实施方案中，此材料包含量在约1％到约50％的交联的胶原蛋白，其中所述胶原蛋白用1-乙基-3-(3-二甲基氨丙基)碳化二亚胺(EDC；CAS#1892-57-5)和N-羟基琥珀酰亚胺来交联。在进一步的实施方案中，交联的胶原蛋白的量在2.5％到约50％。所述材料可包含与第二胶原蛋白聚合物交联的第一胶原蛋白聚合物。在某些实施方案中，本文公开的眼科装置不需要戊二醛来制备。例如，在眼科装置的制备中不使用戊二醛作为交联剂。出于对戊二醛和/或本发明的组合物和装置的处理和安全性的需要，用戊二醛作为交联剂可能不是理想的或优选的。在某些实施方案中，眼科装置不用细胞毒性组分来制备，或换言之，用细胞毒性低的组分来制备。
前述装置可以是角膜外置物、角膜内置物、或全层(full-thickness)角膜植入物，如设置成替换个体的天然角膜的装置。本发明的装置是透明的，并且可以用组合物来制备，所述组合物在该组合物形成该装置之前就是透明的。
前述装置的材料也可包含一种或多种细胞生长增强剂或一种或多种其它的生物聚合物。
根据本发明的公开，制备眼科装置，如矫正屈光不正的装置的方法，包括用1-乙基-3-(3-二甲基氨丙基)碳化二亚胺和N-羟基琥珀酰亚胺(EDC和NHS)来使胶原蛋白聚合物交联。交联在酸性pH，如约5.0到约5.5的pH发生。所述方法也可包括将细胞生长增强剂添加到被交联的组合物的一个或多个步骤。该方法包括将所述组合物置于塑模中，并使该组合物固化，以形成眼科装置。
本发明的范围内包括本文所述的任何特征或特征的组合，只要根据上下文、本说明书、及本领域一般技术人员的常识，任何这些组合中的特征不是互相矛盾的。另外，任何特征或特征的组合可从本发明的任何实施方案中具体排除。
本发明的其它优点和方面从如下的详细说明书、附图、实施例和权利要求中是明显可见的。
附图简述
图1是用于制备本发明组合物和装置的体系的T字管接头(adapter)的剖视图的示意图。
图2是用于制备本发明组合物和装置的体系的内螺纹Luer接头(femaleLuer adapter)的剖视图的示意图。
图3是图1的T-接头与一个隔膜(septum)和两个注射器连接以制备本发明组合物和装置的平面图。
图4是对于命名为F1的人重组水凝胶材料，细胞计数随时间改变的图。
图5是对于命名为F3的人重组水凝胶材料，细胞计数随时间改变的图。
图6是对于命名为F6的人重组水凝胶材料，细胞计数随时间改变的图。
图7是命名为F3的人重组水凝胶材料在大鼠定位的照片。
图8是本发明矫正屈光不正的眼科装置的一个实施方案的示意图。
图8A是本发明外置物的一个实施方案的透镜边缘构型的示意图。
图9是膨胀比率(swell ratio)随EDC与NH2的摩尔比改变的图。
图10是抗拉强度(tensile strength)随EDC与NH2的摩尔比改变的图。
图11提供了抗拉强度随胶原蛋白浓度改变的图(左图)和膨胀比率随胶原蛋白浓度改变的图(右图)。
图12提供了对于具有不同的EDC与NH2的摩尔比的组合物，热流随温度改变的图(左图)，以及对于具有不同CSC浓度的组合物，热流随温度改变的图(右图)。
图13是神经突长度随胶原蛋白干重中硫酸软骨素的比率改变的图。
发明详述
通常人眼具有晶状体和虹膜。后房位于虹膜之后，前房位于虹膜之前。如本文所讨论，眼睛具有由五层组成的角膜。其中的一层——角膜上皮，沿角膜的前外表面排列。角膜上皮是向侧面延伸至角膜缘(limbus)的复层鳞状上皮。
角膜的五层包括角膜上皮、前界层、基质、后界层(Descemet’smembrane)、和内皮。角膜上皮通常约5-6个细胞层厚(约50微米厚)，并通常在角膜受伤时再生。角膜上皮提供了相对光滑的屈光面，并有助于防止眼睛被感染。角膜基质是分层(laminated)的胶原蛋白结构，其包含分散在其中的细胞如成纤维细胞和角膜细胞。基质构成了角膜厚度的约90％。位于上皮下的基质的前部是无细胞的，它被称为前界层。前界层位于上皮和基质之间，它被认为可保护角膜免受损害。角膜内皮通常是单层的矮立方细胞或鳞状细胞，其通过从角膜除去水分来使角膜脱水。成人的角膜通常约500μm(0.5mm)厚，并通常没有血管。
已经发明了眼科装置，该装置为希望提高或改善他们的视力或需要治疗眼的疾病、病症或外伤的个体如人提供了一或多种益处。本文描述的装置可设置为角膜外置物、角膜内置物、或全层角膜植入物。本发明的装置可使视力降低的个体的视力提高，或给无视力的个体提供视力。本文描述的装置具体不包括人工晶状体(intraocular lens)。
本文所用的“光学清澈的”指至少85％的白光透射率。在某些实施方案中，“光学清澈的”指与健康角膜相当的光学清澈度，例如具有超过90％的白光透射和不足3％的散射。
本文所用的“角膜外置物”是眼科植入物或装置，其被设置(例如对大小和形状进行调整)来置于个体眼睛的上皮或上皮细胞层和前界层之间，所述眼睛例如人或动物的眼睛。与此相比，接触镜被设置来置于眼的上皮上。因此，角膜外置物可完全置于前界层上，或者它可包括延伸入前界层内的一或多个部分。这些部分构成该装置的次要部分，例如占该装置面积或体积的不足50％。
本文所用的“角膜内置物”是被设置为置于眼的基质中的装置或植入物。可通过形成基质内的瓣或口袋而将角膜内置物置于基质内。角膜内置物被置于眼的前界层下面。
本文所用的“全层角膜植入物”指设置来替换眼睛的全部或部分不健康角膜的装置，其位于眼睛房水之前。
本发明的眼科装置具有降低的细胞毒性或是无细胞毒性的，并为置入该装置的个体提供一项或多项益处。例如，该装置提供如下中一项或多项：(i)所需的屈光率(refractive index)，(ii)所需的光学清澈度(对于可见光而言，光透射(optical transmission)和光散射等于或优于具有相当厚度的健康的人角膜的材料)，(iii)所需的光强度，如提高视力的光强度，(iv)提高舒适性，(v)促进角膜和上皮健康，和(vi)治疗益处，例如在眼的疾病、病症或外伤的治疗中。本发明的眼科装置是透明的或由透明材料制成。此种装置的一些例子包括光学清澈的装置。
上述益处以及其它益处等可通过形成用下述材料制成的装置来获得，所述材料是(i)可成型的，如可制模的，来形成具有可接受的光强度的基质，(ii)光学清澈的或视觉透明的，并且(iii)可有效促进神经穿过和/或在所述装置上生长。当所述装置是角膜外置物时，该装置有效促进在所述装置前表面上的上皮再形成。
所述装置由具有足以耐受操作、植入的机械或结构特征的材料制成，所述操作、植入可包括缝合和安装后磨损。所述装置提供或允许充分的营养物和气体交换来促进眼的健康。在模内制备的所述装置，如角膜外置物，由可塑模成适当的大小和形状的材料制成，所述适当的大小和形状包括本文所讨论的边缘斜度(edge gradient)和视觉矫正曲率。
在本发明的一个实施方案中，提高视力的眼科装置包含实体，该实体包括在该装置被置于个体眼中时，有效促进神经穿过该实体生长的材料。通过促进神经穿过该实体生长，接受所述一个或多个装置的个体的角膜保持它们的接触敏感性。所形成的该实体具有光强度。因此，该实体可理解为是透镜实体。如本文所讨论，所述装置可以设置为(如将大小和形状调整为)角膜外置物、角膜内置物或全层角膜植入物。在某些实施方案中，本发明的矫正屈光不正的装置可能不具有光强度。例如，根据本发明公开的矫正屈光不正的装置可被理解为是坯料(blanks)，其可置于患者的角膜上皮和前界层之间，或在患者的角膜基质内。
对于角膜外置物，制备所述外置物的材料提供或允许气体和营养物如葡萄糖在前界层和上皮之间交换，来维持存活的、全功能的上皮。其他营养物包括促进或提高细胞如上皮细胞的存活、生长和分化的因子或试剂。所述交换应当相当于或优于健康人角膜的交换。所述材料对营养物和/或药物的通透性可用常用的技术监测。另外，营养物和/或药物穿过所述材料的运动不应使所述材料的光学性质发生改变。所述外置物或微透镜是完全生物相容的，可使上皮与所述外置物迅速粘着，并允许神经支配和敏感性，例如接触敏感性的恢复。
本发明的眼科装置可包含细胞外基质(ECM)组分。在某些装置中，所述实体的材料包含胶原蛋白，或基本上由胶原蛋白组成，或由胶原蛋白组成。在所述装置的制备中，所述胶原蛋白可例如通过使用EDC/NHS来交联。在本发明水凝胶装置中提供的胶原蛋白的量高于目前在其他眼科装置中使用的量。例如，在本发明装置中提供的胶原蛋白的量通常高于1％(w/w)或(w/v)，如本文所讨论。在某些实施方案中，胶原蛋白的量高于2.5％。例如，胶原蛋白的量可能为约5.0％或更高。在本发明装置的某些实施方案中，胶原蛋白的量在约1％(w/w)到约50％(w/w)，如在2.5％到约50％。例如，胶原蛋白的量大于约6％(w/w)。或者，所述材料可包含量在约10％(w/w)到约30％(w/w)的胶原蛋白。正如本领域一般技术人员所理解的，水合(hydrated)人角膜中约15wt％是胶原蛋白(Maurice D M：The Cornea and Sclera，pp489-600.The Eye，Vol I，Second ed.，Ed.H Davson.Academic Press，NewYork，1969)。因此，本发明装置包括量比现有的眼科装置高、并且与人角膜中存在的胶原蛋白量更相近的胶原蛋白。另外，本发明装置中提供的胶原蛋白的量和类型可有效提供所需的屈光率、所需的光学清澈度、成型性、允许该装置在眼中的操作、植入和缝合，以及安装后磨损。
所述眼科装置的其余部分，如以非胶原蛋白为基础的部分，可以是液体，如水或生理盐水，或者也可包括一种或多种其它聚合物，如生物聚合物等等。例如，如本文所公开的包含约24％(w/w)胶原蛋白的眼科装置，可包括约76％(w/w)的液体，如水或生理盐水。换言之，在水合状态，该眼科装置可具有占水合眼科装置重量的24％的胶原蛋白组分。作为另一个例子，眼科装置可包含占水合装置重量24％的胶原蛋白组分，和占水合装置重量6％的第二聚合组分，而重量的70％是液体。
正如本领域一般技术人员所理解的，所述装置中胶原蛋白的量在非水合状态可能比在水合状态的百分比高。
胶原蛋白包含三条多肽链，并且结构是螺旋的。本文所用的术语“胶原蛋白聚合物”应指三股螺旋的胶原蛋白分子。胶原蛋白是棒状分子，其长度和直径分别为约300nm和约1.5nm。胶原蛋白分子在其N-和C-末端具有称为“端肽”的氨基酸序列，所述“端肽”包含了胶原蛋白的大部分抗原性。无端肽胶原蛋白(Atelocollagen)通过胃蛋白酶消化来获得[DeLustroet al.，J Biomed Mater Res.1986Jan；20(1)：109-20]，并且无端肽，表明其具有低免疫原性[Stenzel et al.，Annu Rev Biophys Bioeng.1974；3(0)：231-53]。
上面所述装置中使用的胶原蛋白可从胶原蛋白的任何合适来源获得或衍生得到，包括动物、酵母和细菌来源。例如，所述胶原蛋白可以是人胶原蛋白、牛胶原蛋白、猪胶原蛋白、禽胶原蛋白、鼠胶原蛋白、马胶原蛋白、等等，或者所述胶原蛋白可以是重组胶原蛋白。本发明装置中的重组胶原蛋白可包括在从正常动物来源获得的胶原蛋白中不存在的一或多种结构或物理特征，因为重组胶原蛋白是从细菌、酵母、植物或转基因动物获得的。例如，重组的人胶原蛋白可包含可能在动物衍生的和加工过的胶原蛋白中不存在的不同糖基化组分。另外，相对于从动物衍生的胶原蛋白，重组的胶原蛋白可能具有不同的交联程度，从动物衍生的胶原蛋白可具有可变组成。在从动物衍生的胶原蛋白中交联程度的变化可导致胶原蛋白的不一致和化学及物理性质的可变性，这可能不是所需要的。重组的人胶原蛋白不仅具有严格控制的纯度，而且与病毒和/或朊病毒污染无关，但从动物衍生的胶原蛋白可能与病毒和/或朊病毒污染有关。用于本发明装置的胶原蛋白是公众可得的，或可用常用技术合成。例如，重组胶原蛋白可从Fibrogen(来自多基因酵母生物反应器培养物或Pharming(Netherlands)(来自转基因奶牛或兔的奶)获得，或者重组胶原蛋白可用PCT公开号为WO93/07889或WO 94/16570的申请中公开的方法制备和获得。在某些装置中，所述胶原蛋白可以是I型胶原蛋白。所述装置也可由无端肽胶原蛋白(例如不带端肽的胶原蛋白)形成。在某些实施方案中，所述胶原蛋白是非变性类型的胶原蛋白。无端肽胶原蛋白可从如下公司获得，所述公司如Koken Japan(供应商A，如本文所用)，其中存在的牛胶原蛋白在中性组合物中为3.5％(w/v)，在酸性组合物中为3.0％(w/v)，在酸性组合物中为10％(w/v)，并且其中在酸性组合物中存在的猪胶原蛋白为3.0％(w/v)，或者猪胶原蛋白作为酸性冻干的猪胶原蛋白粉末存在。酸性冻干的猪胶原蛋白粉末也可从Nippon Ham(Japan)(供应商B，如本文所用)获得。Becton Dickinson(供应商C，如本文所用)提供了0.3％酸性胶原蛋白组合物、和10％酸性胶原蛋白组合物。
在多种胶原蛋白类型中，无端肽胶原蛋白I易于溶解、操作、并提供最终装置的清澈性。这一胶原蛋白(牛的、猪的或重组的，在中性或酸性溶液中，或作为酸性的冻干粉末)可从上述的几个本文所述的公司得到。通过在4℃搅拌，冻干的酸性猪胶原蛋白以最高33％(w/v)的浓度容易地溶解于冷水中，得到均质的(非乳白色)水溶液。这些澄清的胶原蛋白组合物(如溶液)的pH约为3(供应商B)，或约为5(供应商A)。低达0.3％(w/v)的可商购的酸性胶原蛋白组合物，可通过真空蒸发并在0℃-4℃搅拌来浓缩，以得到最终的胶原蛋白浓度高达约10％(w/v)的澄清溶液，然后此溶液可用于本发明装置的制备。
相对坚韧或坚固的眼科装置可用I型胶原蛋白获得，所述I型胶原蛋白在分离和纯化中未变性(即失去其三股螺旋构象的所有或实质部分，以变成明胶)。
差示扫描热量法(Differential scanning calorimetry，DSC)是基于胶原蛋白中三股螺旋的含量来确定供应商的胶原蛋白溶液质量的有用工具(表1)。对于接近完美的三股螺旋含量，变性的DSC焓(ΔH变性)在65-70J/g的范围(基于胶原蛋白干重)。通过DSC数据，ΔH变性结果显示，从商购的酸性冻干的猪胶原蛋白得到的溶液，及一些商购的牛胶原蛋白溶液，呈完全的三股螺旋形态。
三股螺旋含量低的胶原蛋白溶液(ΔH变性＜5J/g，供应商C，表1)，与三股螺旋含量接近100％的相同浓度胶原蛋白的组合物或溶液相比，具有相对低的粘度，并制备得到较差的凝胶。人们已发现用ΔH变性＞约60J/g的胶原蛋白组合物(溶液)来制备可接受的眼科装置。
表1.胶原蛋白溶液的变性焓
  商购的胶原蛋白样本   组成 ΔH变性(干胶原蛋白的J/g)
  Koken(Japan)供应商A   10％的牛的溶液 65.3
  Koken(Japan)供应商A   10％的牛胶原蛋白溶液，从3％的酸性溶液浓缩 67.5
  Koken(Japan)供应商A   5％的牛胶原蛋白溶液，从3.0％的酸性溶液浓缩 66.4
  Koken(Japan)供应商A   3.5％的牛的中性溶液 68.1
  Koken(Japan)供应商A   3.5％的牛的中性溶液，在热变性后 24.4
  Koken(Japan)供应商A   3.0％的猪胶原蛋白溶液 72.0
  Koken(Japan)供应商A   来自冻干的猪胶原蛋白(酸性)的5％的溶液 68.1
  Nippon Ham，供应商B   来自冻干的猪胶原蛋白(其酸性极强)的10％的溶液 63.4
  Becton Dickinson，供应商C   从0.3％浓缩的5％的牛的溶液 59.4
  Becton Dickinson，供应商C   “10％”的牛的溶液 4.8
  FibroGen重组的人胶原蛋白   10％的溶液，从0.3wt/wt％浓缩 67.7
在某些实施方案中，包括那些本文上述的实施方案，所述实体的材料可包含交联的胶原蛋白聚合物。或者，换言之，所述实体的材料可包含两种或多种交联的胶原蛋白聚合物。例如，所述实体的材料可包含第一胶原蛋白聚合物、第二胶原蛋白聚合物、和第三胶原蛋白聚合物。其它材料可包含三种以上的胶原蛋白聚合物。所述交联的胶原蛋白聚合物可被理解为所述眼科装置的胶原蛋白组分。
因此，根据本发明的提高视力的眼科装置可包含胶原蛋白量在约1％(w/w)到约50％(w/w)、并且被形成来具有光强度的胶原蛋白组分。如本文所讨论，在某些实施方案中，所述胶原蛋白的量大于2.5％，如至少约5.0％。例如，在某些实施方案中，所述胶原蛋白大于约6％(w/w)。例如，所述胶原蛋白的量在约10％(w/w)到约30％(w/w)。例如，所述胶原蛋白的量可在约10％(w/w)到约24％(w/w)。在某些装置中，所述胶原蛋白是所述装置的唯一水可膨胀(例如水凝胶)聚合物。在其它装置中，所述胶原蛋白可以是唯一的装置或形成透镜的聚合物。例如，所述装置在干燥状态可包含100％的胶原蛋白。如本文所讨论，在某些装置中，所述胶原蛋白可以是交联的，或至少是部分交联的，例如使用EDC/NHS进行交联。
在本发明组合物和装置的制备中所用的胶原蛋白聚合物可以来自相同的胶原蛋白来源，或来自不同的胶原蛋白来源。或者，换言之，单一类型的胶原蛋白，例如I型无端肽胶原蛋白(其包含多种胶原蛋白聚合物链)，以有效允许胶原蛋白聚合物彼此交联的方式被加工。在一个实施方案中，所述胶原蛋白聚合物是重组的胶原蛋白。在其它实施方案中，胶原蛋白聚合物都衍生自相同的动物来源。在单一组合物中的个体胶原蛋白聚合物可以有不同的分子量。
可理解本发明矫正屈光不正的装置包含交联的重组胶原蛋白。在此装置中存在的胶原蛋白量大于在以前公开的其它以胶原蛋白为基础的矫正屈光不正的装置中发现的量。此装置可被形成以具有光强度。
本文公开的装置是透明的。例如，该装置应该是光学清澈的。例如，当该装置被置于个体的眼内时，该装置应提供最小的光散射(与健康的人角膜组织相当或更好)。另外，本文公开的装置具有屈光率。在某些实施方案中，所述屈光率在约1.34到约1.37。例如，所述屈光率可在1.341到1.349。当所述装置被设置为角膜外置物或角膜内置物时，所述装置被设置成置于个体的健康眼内；而对于角膜受损或患病的眼，可能需要全层角膜植入物。在本发明装置的某些实施方案中，所述装置没有淡黄色或黄色。例如，可将此装置设计成减弱或消除了可能与一些含有胶原蛋白的组合物有关的淡黄色或黄色。
本发明装置有前表面和后表面。因此，此装置的实体或胶原蛋白组分可以有前表面和后表面。所述的前面和后面通常是相对的表面。所述装置的前表面指当把所述装置置于眼中时背离视网膜的表面，所述装置的后表面指当把所述装置置于眼中时朝向视网膜的表面。当所述装置是角膜外置物时，其后表面会邻近、并可能会接触前界层，而前表面会邻近、并可能会接触角膜上皮。当所述装置是角膜内置物时，所述前表面会邻近或朝向前界层，而所述后表面会位于基质中、朝向眼视网膜。当所述装置是全层角膜植入物时，所述前表面会朝向角膜上皮，而所述后表面会邻近并可能接触角膜内皮。
本发明装置可不包含附加的表面修饰，或者所述装置可包含影响前表面或/和后表面上细胞生长和/或分化的表面修饰。例如，角膜外置物可不包含影响前表面或后表面上细胞生长的表面修饰。本文所用的“细胞生长”指细胞或细胞群的扩展。因此，细胞生长指单个细胞的物理生长，如表面积、体积等的增长，一个或多个细胞的增殖，如细胞分裂，和细胞迁移，有时形成在健康人角膜上发现的分层的多层。细胞生长指神经细胞的生长，如一个或多个神经元突起伸展到所述装置上、或所述装置下、或穿过所述装置，并指上皮细胞或内皮细胞在所述装置的表面上生长或迁移或增殖。本文所用的“细胞分化”指全能、多能或不成熟前体细胞(包括干细胞)的单个细胞或群体为获得其最终表型所经历的形态学、生物化学和生理学改变。在本发明装置的某些实施方案中，上皮细胞在所述角膜外置物上生长并与其紧密连接(coupled)，例如直接附着到所述外置物上，具体为所述外置物的前表面。
在某些角膜外置物中，所述实体或胶原蛋白组分包括对后表面的修饰，当所述外置物被置于个体的眼内时，所述对后表面的修饰有效减少上皮细胞在该外置物下的生长。另外，或者可选择的，角膜外置物可包括实体或胶原蛋白组分，所述实体或胶原蛋白组分包括对前表面的修饰，当所述外置物被置于个体的眼内时，所述对前表面的修饰有效促进上皮细胞在所述外置物前表面上的生长，包括迁移。相关地，全层角膜植入物可包括实体或胶原蛋白组分，所述实体或胶原蛋白组分包括对后表面的修饰，所述对后表面的修饰在将所述植入物置于眼内时，有效减少内皮细胞在全层角膜植入物后表面上的生长。全层角膜植入物可不包括对前表面的修饰。
可减少细胞生长的表面修饰的例子包括提供血浆多聚化的氟化单层膜，如在前表面和后表面的一个或两个面上的CF4或C3F8，在所述表面的一个或两个面上提供低表面自由能，和/或通过使一个或两个表面变成亲水性的。所述表面可通过在一个或多个表面提供藻酸盐(酯)(alginate)涂层来变为亲水性的。
所述装置可包含一种或多种细胞生长增强剂，所述细胞生长增强剂促进细胞在所述装置上生长或穿过所述装置生长。在某些实施方案中，所述细胞生长增强剂包含肽。例如，所述细胞生长增强剂可以是肽，其具有包括RGD、YIGSR或IKVAV的氨基酸序列。I型胶原蛋白自身是RGD序列的丰富来源。在某些实施方案中，所述细胞生长增强剂是神经营养因子，或该分子的具有生物活性的或神经营养部分。例如，所述神经营养因子可以是神经生长因子(NGF)、表皮生长因子(EGF或HB-EGF)、或碱性成纤维细胞生长因子(bFGF或FGF-2)。所述细胞生长增强剂可以与该装置的胶原蛋白组分或实体整体地形成，或者换言之，所述细胞生长增强剂可以基本上在整个装置中都提供。与此相对，一些眼科装置仅包含在所述装置的一个表面上提供的肽。
在某些实施方案中，以胶原蛋白为基础的眼科装置包含胶原蛋白组分，所述胶原蛋白组分在该装置的制备中于酸性pH下被加工。当胶原蛋白组分包含与第二胶原蛋白聚合物交联的第一胶原蛋白聚合物时，酸性pH是极有用的。在该装置的制备中使用的酸性pH通常低于约6.0，例如，该pH可以在约5.0到约5.5。通过维持酸性pH并在pH调节过程中预防或减少pH的波动，减少了胶原蛋白的原纤维生成。另外，通过维持高于约5.0的pH，所述胶原蛋白不会像pH低于5.0时降解得那么快。
所述胶原蛋白聚合物可用任何小的或聚合的胶原蛋白反应性试剂或分子来交联。交联化学法可使用对本领域技术人员来说是常规的常用方法，或使用新的试剂。通过交联所述胶原蛋白聚合物，所述装置保持它们的光学清澈，并能够经受生物降解作用。
在某些实施方案中，胶原蛋白聚合物通过使用1-乙基-3-(3-二甲基氨丙基)碳化二亚胺(EDC；CAS#1892-57-5)和N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)来进行交联。换言之，在本装置的制备中使用的交联试剂是EDC/NHS。所述胶原蛋白聚合物和所述EDC/NHS交联剂在酸性pH下混合，同时防止pH的波动。在充分混合后，将混合的组合物的部分置于模具中，并让其在模具中固化，以形成所述眼科装置。使用水溶的EDC/NHS化学法来使胶原蛋白和CSC交联的一个益处在于，它会产生零长度的(酰胺)键。这降低了接枝的毒性物质渗出进入到组织中的可能性。另外，未反应的试剂和EDC/NHS反应的副产物是水溶性的，因此在凝胶形成后可被容易地去除。
在某些实施方案中，所述胶原蛋白聚合物通过使用细胞毒性降低的交联剂或交联试剂来交联。当所述眼科装置被置于个体的眼中时，这些交联剂优选不引起刺激或产生负面反应。在一些实施方案中，所述交联剂是除戊二醛之外的交联剂。虽然戊二醛在某些实施方案中可以是有用的交联剂，由于操作和安全性需要，可能不优选戊二醛。
在另外的实施方案中，此方法还可包括使用如下组分中的至少一种：聚(N-异丙基丙烯酰胺-共-丙烯酸)(poly(N-isopropylacrylamide-co-acrylic acid))，硫酸软骨素，硫酸角质素，硫酸皮肤素，弹性蛋白，壳聚糖，N，O-羧甲基壳聚糖，透明质酸，透明质酸醛(hyaluronic acid aldehyde)，和藻酸盐(酯)，所述组分可与胶原蛋白组合物混合。因此，本发明眼科装置可包含胶原蛋白组分，如交联的胶原蛋白聚合物的基质，和一种或多种非胶原蛋白的聚合物，包括生物聚合物。所述非胶原蛋白的聚合物可以交联在一起，和/或与胶原蛋白聚合物交联，来形成交联聚合物的网络或基质。
在某些实施方案中，所述组合物通过相对窄的通路或通道混合在一起，以诱导不同组合物之间的高剪切。在一个实施方案中，所述组合物用基于注射器的系统来混合。所述混合依赖于注射器，通过窄通道进行抽吸，来诱导粘性胶原蛋白溶液和试剂之间的高剪切。选择通道直径来适应注射器或其他类似装置的粘度和爆破力(burst strength)。对于高粘度(例如20-30％(w/v)胶原蛋白溶液)，使用带有直径小的注射器柱塞的小体积的注射器，因为可用手获得较高的压力，所以。在酸性pH如在约5.0到约5.5进行混合，并在降低的温度，如在约0℃到约5℃进行混合。
与其它眼科装置相比，本发明的装置不使用活细胞来制备。因此，本发明人发明了制备组合物和眼科装置的新方法，所述方法使用相对高的、接近生理浓度的胶原蛋白，而不使用活的角膜细胞。另外，本发明装置基本上或完全不含合成的树枝状结晶(dendrimer)组分，所述组分已用于提高其它装置中胶原蛋白的交叉反应性(cross-reactivity)。
本发明装置的制造中可使用其它的神经相容性(nerve-friendly)材料。这些材料可用本文公开的方法来制造，并使用对本领域一般技术人员常见的常规方法，如细胞培养系统等，来试验神经相容性，如神经生长。例如，可用2003年8月11日提交的WO 2004/015090中披露的方法来试验和鉴定所述材料。
本文公开的装置被设置(例如对大小和形状进行调整)来置于眼中，在眼角膜区域附近。当所述装置是角膜外置物时，所述外置物的直径约4mm到约12mm，例如约6mm。所述外置物的边缘厚度可不足约30μm，例如在约10μm到约30μm。所述外置物可以具有约70μm的中心厚度。
外置物形状的模具可用聚丙烯制造，并可具有4mm、6mm、8mm、或12mm的直径。所述模具应该相对硬(例如在闭合期间不弯曲)，并且是透明的，以允许能看得见装料。将所述模具设置成具有良好锥度(taper)(例如约10μm)的外置物边缘，或更加尖(steep)(例如约30μm)的外置物边缘。
角膜植入物模具(全层或部分厚度)可以具有约12mm的直径。移植物模具被成型为具有所需的角膜曲率和厚度。必要的话，根据移植方法的需要，所述眼科装置(例如水凝胶)可用环锯锯出(trephined out)。
本发明矫正屈光不正的一种装置的例子见图8和图8A所示。
本文公开的角膜外置物也可被设置成矫正个体眼睛的一个或多个波阵面像差(aberration)。美国专利6,086,204(Magnate)和WO 2004/028356(Altmann)提供了对波阵面技术和波阵面像差测量的描述。通过将模具成型为允许所述外置物获得矫正形状所需的构型，所述角膜外置物可被成形来矫正波阵面像差。在角膜外置物中使用波阵面像差测量的方法在2004年5月20目提交的美国申请60/573,657中披露。所述外置物也可被切削(ablated)来矫正波阵面像差。例如，所述外置物可用激光或激光样装置、车床及其他合适的透镜成形装置来切削。
本文公开的角膜外置物也可包含多个不同的区。例如，所述角膜外置物可包含视区和周围区。通常地，视区被周围区包围，或者换言之，视区通常环绕外置物的视轴(例如中央视轴)在中央分布，而周围区则位于角膜外置物视区边缘和外周边缘之间。根据病人的具体视觉缺陷，所述外置物可提供其它的区和外置物构型。
另外，本发明的角膜外置物可以具有无接界区(junctionless zone)，如两个或更多个没有视觉或光学可检测的接界(junction)的区。所述外置物的区可以是光滑的和连续的，并且所述外置物可以被光学最优化，来不仅矫正屈光不正，而且独立地矫正眼睛和/或光学装置的其它光学像差，或与矫正屈光不正组合来矫正眼睛和/或光学装置的其它光学像差。如本领域技术人员所理解，可构建角膜外置物以矫正视觉缺陷，所述视觉缺陷包括但不限于近视、远视、散光和老视。通过施加到眼睛基质上的光学手段(means)或物理手段或其组合，所述外置物可提高或改善视觉缺陷。因此，所述角膜外置物可以是单焦点(monofocal)透镜或多焦点透镜，包括但不限于双焦点透镜。
另外，或可选择地，所述角膜外置物可以是复曲面透镜(toric lens)。例如，所述外置物可包含复曲面(toric)区，在将所述外置物置于散光的眼睛上时，可有效矫正或降低散光的作用。所述外置物可包含位于所述外置物后表面上的复曲面区，或者所述外置物可包含位于前表面上的复曲面区。有利的是，可以使用复曲面外置物，而不需要压载物(ballast)来保持外置物在眼睛上的合适定位，因为通过矫治器(appliance)的上皮可将所述外置物保持在相对固定的位置上。然而，如果需要，可提供压载物。在某些实施方案中，所述外置物可包含压载物，如棱镜；或者它可包含一个或多个薄的区域，如一或多个下方和/或上方的薄区域。在被设置来矫正老视的外置物中，所述外置物可包含一个或多个设计，如同心的、非球面的(具有正和/或负球面像差)、衍射的、和/或多区折射的(multi-zone refractive)。
本发明也包含组合物，如合成的或非天然存在的组合物。所述组合物可能是完全或部分合成的。例如，本发明涉及光学清澈的组合物。这样的组合物可用于制备一种或多种本发明公开的眼科装置。可选择地，所述组合物可作为非眼科组合物用于非眼科装置，或可用于眼科装置并且不提供屈光不正的矫正。在另一个实施方案中，根据本文公开的组合物包含在水合状态下量大于约1％(w/w)的胶原蛋白，并且是光学清澈的。如本文所讨论，胶原蛋白的量可以大于2.5％，如至少约5.0％。例如，所述组合物可包含量从约1％(w/w)，或2.5％，或约5.0％，到约30％(w/w)的水合状态下的胶原蛋白。在某些实施方案中，所述组合物可包含约6％(w/w)的胶原蛋白。在其它实施方案中，所述组合物可包含量在约10％(w/w)到约24％(w/w)的胶原蛋白。所述组合物可包含量大于约1％(w/w)的水合状态的交联的胶原蛋白，其中所述胶原蛋白是用EDC/NHS交联的。
本发明组合物可包含两种或多种胶原蛋白聚合物。在某些实施方案中，所述组合物包含如上讨论的与第二胶原蛋白聚合物交联的第一胶原蛋白聚合物。所述组合物可以基本上或完全不含细胞毒性试剂，如戊二醛。
本文公开的眼科装置可用任何合适的方法或技术置于眼中。
例如，通过从前界层去除或分离部分上皮，可将角膜外置物置于眼睛的前界层上。在某些情况，一定量的醇，例如乙醇，可被应用到角膜上皮来使上皮从眼睛上分层(delaminate)。醇的浓度可以为约10％到约60％，例如，约20％或约50％。将乙醇加温至约37℃(例如体温)可有效加强上皮的去除。此项去上皮技术类似于现在使用的LASEK技术。
在其它情况下，通过将所述外置物置于上皮瓣下或上皮口袋中，可将所述角膜外置物置于前界层上。这样的瓣和口袋可用切削器械、钝的解剖工具等等来制备。将角膜外置物置于眼中的方法的例子公开在2003年9月12日提交的美国申请10/661,400和2004年5月20日提交的美国申请60/573,657中。
可通过形成基质内口袋或角膜瓣，并将所述内置物置于口袋中或瓣下，将角膜内置物置于眼中。
可通过去除角膜的受损或患病部分，并将所述角膜植入物置于角膜被去除部分的区域中或邻近区域，来将所述全层角膜植入物置于眼中。
用镊子，或任何其他合适的插入物，如在2003年9月12日提交的美国申请10/661,400和2004年5月20日提交的美国申请60/573,657中所述的那些，可将本文公开的眼科装置置于眼中。
为方便将所述眼科装置置于眼中，该装置可包括可视化(visualization)组件。所述可视化组件可以是任何允许该装置在被插入或置入眼中时可被容易地看到的合适特征。例如，所述可视化组件可以包括一或多个标记(marking)，所述标记可帮助所述装置的旋转定位(rotational position)，或者所述可视化组件可以包括染料，如生物相容性或非细胞毒性的染料，或染色试剂。
涉及本发明眼科装置和制备及使用所述装置的相关方法的具体细节将在如下实施例中提供，其以举例说明的方式提供，而不是限制本发明。
实施例
实施例1
以胶原蛋白为基础的角膜外置物的制备。
通常，将0.5mL-2.0mL的缓冲水溶液中的胶原蛋白溶液与0.01mL-0.50mL的缓冲水溶液中的交联剂制剂在约0℃混合，无气泡包埋。在一些组合物中，向所述组合物中加入除胶原蛋白之外的第二生物聚合物。
为混合所述组合物，将含有所述组合物的注射器与乙烯-四氟乙烯共聚物T字管(Tee-piece)(Uptight Fittings)连接，以形成允许粘性胶原蛋白溶液充分混合和/或可控制的中和作用的微歧管(micro-manifold)，而没有pH波动。pH波动通常导致胶原蛋白的不可逆转的原纤维形成，从而得到不透明的基质。
更具体地，第一Luer接头用于挡住(retain)隔膜，所述隔膜被切成一定的大小，以与T字管的针孔(thread hole)底部紧密吻合。来自Restek公司的″Ice Blue″17mm常用22397隔膜，将隔膜切成一定的大小。含缓冲液如MES(2-[N-吗啉代]乙磺酸)缓冲液的第一注射器被固定(lock)入第二Luer接头，并且任何气泡都随缓冲液挤出。将胶原蛋白溶液置于第二注射器中，然后与乙烯-四氟乙烯共聚物T字管的第三Luer接头连接(如图1所示)，所述乙烯-四氟乙烯共聚物T字管配有三个Luer接头(图2)。完整的装配图见图3所示。
通过在第一和第二注射器之间经由T字管反复抽吸，将所述胶原蛋白溶液与MES缓冲溶液完全混合，从而经由T字管窄内径通道(例如约0.5mm至约0.25mm)中的流动剧烈剪切所述液体。将pH调节到5.0-5.5。然后将胶原蛋白/缓冲液混合物与EDC和NHS溶液(EDC∶NHS以1∶1的摩尔当量比)在0℃-4℃混和，所述混合通过用另一只注射器引导所述组合物通过歧管来进行。
将等分的每种基本上均匀的溶液立即分配入外置物模具，并首先在室温固化5-24小时，例如15小时；然后在37℃15-24小时，两个温度下均在100％的湿度环境中。
在浸入磷酸盐缓冲盐水(PBS)2小时后，将每个最后的外置物样品与其模具小心分离。
在有些例子中，将这些凝胶浸入第二种反应性生物聚合物的水溶液，来进一步交联并加入新的生物因子。
最后，于20℃将交联的外置物水凝胶浸入PBS溶液(PBS中为0.5％，含1％氯仿)，来终止任何反应性残余，并提取出反应副产物。在所有检测之前，将这些无菌的平衡水合外置物用PBS彻底漂洗。
对于用一些胶原蛋白/EDC-NHS化学法制备的、胶原蛋白浓度较高(10％及更高)的凝胶，首先在pH 9.1的缓冲液中浸泡凝胶，来终止任何残余反应性，并可在氯仿饱和的PBS中贮藏前，充分提取反应产物。该碱性提取消除了这些样本的上皮毒性问题。对于很多化学计量，浸泡在氯仿饱和的PBS中，随后去除氯仿残余，可以得到无菌的非细胞毒性凝胶。
实施例2
具有细胞生长增强剂的眼科装置
可将细胞生长增强剂掺入任何胶原蛋白/EDC-NHS交联的装置，包括那些具有第二EDC-NHS反应性生物聚合物的装置，所述细胞生长增强剂例如五肽(YIGSR，层粘连蛋白大分子中的活性单元)自身，或与协同肽(synergicpeptide)联合，所述协同肽例如包括IKVAV的协同肽，协同性IGF，以及促进上皮健康的P物质肽，EGF，NGF，FGF，或这些分子的部分。对于YIGSR，所述细胞生长增强剂的连接作用可以通过所述试剂上酪氨酸残基的游离胺末端基团的反应性来实现。胶凝后的广泛提取可用于去除任何未结合的细胞生长增强剂。
在下面的实施例3-13以及表2中提供了眼科装置的具体形成细节。
实施例3
如实施例1所述来制备眼科装置：在0℃-4℃、pH 5.5于MES缓冲液中，使用1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)及N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)+胶原蛋白，升温到21℃15小时，然后于37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例4
如实施例1所述来制备眼科装置：在0℃-4℃、pH 5.5于MES缓冲液中，使用COP+EDC-NHS+胶原蛋白，升温到21℃15小时，然后于37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。[COP，共聚物，聚(N-异丙基丙烯酰胺-共-丙烯酸)通过NiPAAm和AAc在1，4-二噁烷中的自由基聚合在-70℃液氮中制备，以2，2′-偶氮双-异丁腈(2，2′-azo bis-isobutyronitrile)作为起始剂(initiator)]。
实施例5
如实施例1所述来制备眼科装置：在0℃-4℃、pH 5.5于MES缓冲液中，使用EDC-NHS+硫酸软骨素C(ChS)+胶原蛋白，升温到21℃15小时，然后37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例6
如实施例1所述来制备眼科装置：在0℃-4℃、pH 5.5于MES缓冲液中，使用胶原蛋白+EDC-NHS+N，O-羧甲基壳多糖(CMC)，升温到21℃15小时，然后37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例7
如实施例1所述来制备眼科装置：在0℃-4℃在pH 5.5于MES缓冲液中，使用胶原蛋白+EDC-NHS+N，O-羧甲基壳聚糖(CMC)，升温到21℃2小时，然后当凝胶浸入在PBS中的壳聚糖(1％水溶液，5000Da)中4小时时加入第二交联剂。最后升温到37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例8
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 5.5于MES缓冲液中，在0℃-4℃，用胶原蛋白+EDC-NHS+透明质酸(HA)，升温到21℃15小时，然后37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例9
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 5.5于MES缓冲液中，在0℃-4℃，用胶原蛋白+EDC-NHS+硫酸软骨素(ChS)+透明质酸(HA)，升温到21℃15小时，然后升温到37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例10
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 7-8于PBS中，在0℃-4℃，用胶原蛋白+透明质酸醛(HA-CHO)+氰基硼氢化钠，升温到21℃15小时，然后37℃15小时。通过用高碘酸钠(0.05g)在21℃氧化切割2小时来从HA(0.1g)制备HA-CHO。水溶液用水透析2天。
实施例11
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 5.5于MES缓冲液中，在0℃-4℃，用胶原蛋白+EDC-NHS+藻酸盐(酯)，升温到21℃15小时，然后37℃15小时，。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例12
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 5.5于MES缓冲液中，在0℃-4℃，用戊二醛(″Glut″，在水中稀释到1％)+胶原蛋白，升温到21℃2小时，然后当凝胶浸入PBS中的壳聚糖(1％水溶液，5000Da)4小时时+第二交联剂。将模具中的凝胶升温到37℃15小时，然后在PBS中除去凝胶。
实施例13
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 5.5于MES缓冲液中，在0℃-4℃，用胶原蛋白+EDC-NHS+壳聚糖，升温到21℃达15小时，然后升温到37℃达15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
实施例14
如实施例1所述来制备眼科装置：在pH 7-8于PBS缓冲液中，在0℃-4℃，用EDC-NHS+硫酸软骨素C(ChS)+胶原蛋白升温到21℃15小时，然后37℃15小时。EDC∶NHS＝1∶1摩尔当量比。
用所有下面表2所示的所有商购的胶原蛋白和反应物比率，实施例3-14的所有装置都得到了坚固、清澈和有弹性的凝胶。
用于外置物应用的一些水凝胶用DSC、光学清澈度和屈光率、测量结果、抗拉性质(硬度(stiffness)，最大抗拉强度，断裂时的延伸(elongation)，表2)和体内性能来表征。在所有实施例的反应后，由凝胶的DSC测量结果，发现变性温度升高和ΔH变性下降，这与胶原蛋白的交联一致。表2中所有配制物的屈光率都在1.341到1.349的范围。
实施例15
体外外置物性能(表2)
用Li et al.PNAS 100：15346-15351(2003)所公开的方法评价上皮细胞(人的无限增殖的角膜上皮细胞，HCEC)如何在水凝胶上生长到汇合(达到汇合的天数)，来评价HCEC细胞如何在水凝胶上成层(stratify)，并评价鸡的背根神经节神经在水凝胶上、和向水凝胶内的生长(当数据可得到时，向水凝胶内的生长用微米/天的生长来报告)。
人角膜会在完全去除后的3-5天内重建它们的上皮。
体外实验持续时间常为约6-8天，但较好的制剂可允许在3-5天或更短时间内上皮再形成至汇合。对于较稠的凝胶(＞5％胶原蛋白)，在体外实验中对于很多制剂均发现广泛的在上面的(over)神经生长(300微米的伸展)。当凝胶硬度增加时，神经的向内生长迅速减慢，但是通过深层显微术(in-depth microscopy)仍能观察到。
表2.水凝胶+的组成和性能
  实施例   胶原蛋白供应商(表1)(初始浓度wt/vol％)   胶原蛋白/XL当量比率或(wt/wt)   凝胶中的最终胶原蛋白浓度(w/v％)   最大应力，克力*   断裂时应变(strain)mm*   硬度g/mm*   体外上皮细胞达到汇合的天数   6天内的体外神经生长**
  2   B AFDP：(以10％溶解)   Col-NH2∶EDC＝5∶1Col∶YIGSR＝5∶0.0001   7.2   3-5   Over：快In：27μm/d
  3   A，(10％牛的)   Col-NH2∶EDC＝5∶1   7.3   8.0   2.6   4.0
  3   B，AFDP：(以10％溶解)   Col-NH2∶EDC＝5∶1   7.3   9.7   4.0   4.4   2-3   Over：快In：40μm/d
  3   B，AFDP：(以15％溶解)   Col-NH2∶EDC＝5∶1   108   13.08   4.6   3.0   2-3
  3   B，AFDP：(以20％溶解)350μm厚度的凝胶   Col-NH2∶EDC＝10∶1   143   11.95   4.3   3.0   2-3
  3   B，AFDP：(以32％溶解)   Col-NH2∶EDC＝1∶1   18.0   14   2-3   Over：快In：30μm/d
  3   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝1∶1   2.7   3.1   2.0   1.7   3-5   Over：快
  5   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶ChS＝(9∶1)   2.7   2.5   1.8   1.4   3   Over：快In：＝41μm/d
  5   A，(35％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶ChS＝(4∶1)   2.7   2.7   1.8   1.5   3   Over：快In：＝73μm/d
  5   A，(35％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶ChS＝(3∶1)   27   3.1   1.5   1.5   3   OverIn：＝70μm/d
  6   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝1∶1Col∶CMC＝(1∶0.5)   3.6   1.6   2.0
  6   B，(AFDP：以32％溶解)   Col-NH2∶EDC＝1∶13Col∶CMC＝(15∶1)   14.5   6.0   3
  7   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝1∶1Col∶CMC＝(2∶1)+可溶性壳聚糖   2.9   1.6   1.9
  8   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶HA＝(9∶1)   2.2   2.5   2.2   1.08   3-5
  8   A，(5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶HA＝(4∶1)   2.2   2.4   2.2   2.07   3-5
  8   A，(10％中性的   Col-NH2∶EDC＝2∶1   2.2   2.0   1.8   1.13   3-5
  牛的)   Col∶HA＝(3∶1)
  9   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝0.5∶1.0Col∶HA∶ChS＝9∶1∶1   2.3   3.0   1.7   1.7   3-5   过度和向内生长
  10   A，(3.5％中性的牛的)350μm厚度的凝胶   Col-NH2∶HA-CHO＝1∶1   3.2   1.0   0.7
  11   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶Alg＝4∶1   2.7   3.0   2.0   1.6   3-5  Over：快In：41μm/d
  11   A，(3.5％中性的牛的)   Col-NH2∶EDC＝2∶1Col∶Alg＝2∶1   2.7   3.4   2.5   1.5   3-5  Over：快In：13μm/d
  12   A，(35％中性的牛的)   Col∶Glut＝(130∶1)？？+可溶性壳聚糖   3.1   2.1   1.5
  13   B，(11％AFDP)，900μm厚度的凝胶   Col-NH2∶EDC＝033∶1.0Col∶壳聚糖＝(15∶1)   5.8   8.32   3.29   2.57   4
  13   B，(11％AFDP)，500μm厚度的凝胶   Col-NH2∶EDC＝0.66∶1.0Col∶壳聚糖＝(15∶1)   5.8   4.25   4.02   1.32
  13   B，(11％AFDP)900μm厚度的凝胶   Col-NH2∶EDC＝066∶1.0Col∶壳聚糖＝(15∶1)   5.8   8.46   5.23   2.17
+缩略语：Col胶原蛋白；Glut戊二醛；HA透明质酸；ChS硫酸软骨素C；Col-NH2胶原蛋白的游离胺成分；AFDP酸性的冻干的猪的；epi.上皮的；ND未确定。
*除非另外指明，否则为500μm厚，12mm直径的植入物。应力，应变(strain)和硬度数值来自如Li et al.PNAS 100：15346-15351(2003)公开的缝合拉出(suture pull out)方法。
**over：来自背根神经节的神经突在水凝胶上过度生长。In：在6天内神经突生长进入水凝胶达到指定长度。
实施例16
外置物的体内性能
如实施例1所述制备外置物。用EDC/NHS从10％(w/v)的猪胶原蛋白制备第一组(set)外置物。用硫酸软骨素(CSC)和EDC/NHS从3.5％(w/v)的牛胶原蛋白制备第二组外置物。所述外置物直径约6mm，中心厚度约70μm，以及倾斜边缘(sloped edge)30μm。
为植入所述外置物，用45％的乙醇处理猪的上皮30-45秒。作蝶形切口并在上皮形成口袋。用蓝色非细胞毒性染料(Gel-CodeTM)染色所述外置物，以用于可视化。将预染色的外置物插入口袋中。将保护性接触透镜缝合在眼睛上。
进行视觉检查来评价角膜的炎症、发红、和/或血管侵入。用裂隙灯检查来评估角膜清澈度。用眼压测量笔(tonopen)来测量眼内压。用柯-博二氏角膜感觉测量器(Cochet-Bonnet aesthesiometer)来测定角膜的接触敏感性。接触敏感性对于评价功能性神经的存在可能是有用的，所述神经的存在可用所收获的带植入物的角膜的体内共焦成像和免疫组织化学来确证。在植入前立即、和在手术后三周用PAR角膜地形图系统(Corneal TopographySystem)(CTS)检查角膜的地形图(topography)。
通过使被麻醉的猪的眼睛与CTS处于一条直线上来进行角膜地形图。将荧光素和人工泪液的稀释溶液施用到眼睛上，来涂布角膜表面，从而能看到靶光栅(target grid)。调节仪器的焦平面，来将靶光栅调到前角膜表面的焦点上。捕捉光栅的数码影像。分析该数码影像，来提供前角膜表面的形状的测量值。比较外置物植入前和植入后的数码影像，以用于评价由于置入外置物而造成的角膜形状改变。
体内共焦显微术可捕捉到活体猪内角膜的不同深度的成像，从而可监测眼睛对所述眼科装置的反应。例如，共焦显微术可用于监测所述装置中神经的存在。在植入眼科装置之前和手术后3周，通过用Nidek Confoscan 3体内共焦显微镜检查被麻醉的猪，来进行体内共焦显微术。将人工泪液滴在被检查的眼睛上。将两滴局部麻醉药施用在眼睛上，来减少眼球运动。使共焦透镜(confocal lens)(浸入凝胶)接触角膜，透镜前表面上带有一层凝胶，来使屈光率匹配。调节仪器的焦平面来使角膜内皮聚焦，然后拍摄角膜的影像，因为透镜的焦平面透过与角膜厚度相等的深度进行扫描。
除了对苏木精-伊红(H&E)染色的组织切片作组织病理检查之外，还用免疫组织化学来测定外置物上角膜上皮是否复原，和角膜上皮与下面的外置物粘附及相互作用的早期指征。免疫组织化学也用于确定有无神经的存在以及免疫和炎性细胞的任何浸润。用常用技术，在半个角膜上进行抗神经丝染色，所述半个角膜在去污剂渗透后分别带有和不带有植入的外置物。用免疫荧光来使结合的抗体可视化。
如上所述接受了角膜外置物的角膜愈合良好，并保持光学清澈，发红或炎症的程度为最低或没有。没有出现血管浸润的迹象。观察到正常的眼内压。术后角膜显示了接触敏感性。地形图测量结果显示该植入的外置物能使角膜地形图发生改变。所述外置物导致在中央角膜高度(elevation)上角膜厚度约50μm的改变。上皮与外置物粘附良好。体内角膜显微术显示出良好的一般角膜结构，所述结构带有上皮下和基质(stromal)神经，以及从上皮到内皮的细胞。H&E染色的冷冻切片显示所述外置物整合入宿主角膜中。使用针对E-钙粘蛋白染色的免疫组织化学显示，与未处理的角膜相比，植入了外置物的角膜中细胞在粘附性上几乎没有改变，或者即使有改变的话也改变得很少。将对角蛋白-3和E-钙粘蛋白的染色与对照相比。针对带有基底膜复合物的锚定纤维(anchoring fiber)的VII型胶原蛋白染色，显示了与对照相比不太明显的染色。对α6整联蛋白进行染色，显示了在作过手术的和未处理对照的基底上皮细胞中的定位。用抗神经丝200抗体染色显示在有外置物的角膜的植入位点中神经的存在。抗CD 45抗体染色显示没有炎性或免疫反应。
实施例17
角膜外置物的切削
用VISX Star S4准分子激光器切削胶原蛋白/EDC和胶原蛋白/壳聚糖的外置物(表3)。在用PAR角膜地形图系统(CTS)治疗之前和之后，获得所述外置物的表面地形图测量结果。为了进行治疗，将所述外置物从贮存液中取出，并放在由PMMA制成的球面上。
光性治疗性角膜切除术(phototherapeutic keratectomy，PTK)手术将均匀数量的激光脉冲(或能量)传递到整个切削区。屈光性角膜切除术(Photorefractive keratectomy，PRK)手术改变在切削区上的脉冲密度来获得所需的曲率改变。AZD指切削区直径。深度是如激光制造商所报告的在人角膜上的预期治疗深度。
表3：切削参数
  手术   类型  AZD(mm)  球(D)   Cyl(D)  深度(μm)
  1234567   PTKPTKPRKPRKPRKPRKPRK  5566666  --------2+2-4+4-4   --------0000+2  10202619513830
用胶原蛋白/EDC外置物的术前和术后的地形图生成差异图(differencemap)，来显示切削的效果。
PTK切削预期产生直径～5mm的相当恒定的中心蓝色区(对于差异图而言)。预期在去除的组织的量中存在小的梯度，因为外置物是个曲面。预期近视的球面(sphere)PRK切削是从中心去除最大程度的组织深度。所去除的组织深度预期在切削的边缘逐渐降至0。远视球面的矫正预期不接触中心1mm的直径，并在处理区的边缘最大程度地去除组织，也预期从中心向外周延伸9mm产生过渡区。在远视矫正后的差异图预期显示围绕中心绿色区的蓝色环。来自近视散光矫正的差异图预期显示与近视球面矫正的图类似，只是前者的蓝色图像预期是椭圆形的。
来自被切削的外置物的差异图显示了上述在所有差异图中的预期组织去除图像。所去除的组织最大深度显示它比人角膜的预期深度要深。例如，角膜外置物材料的去除速度是角膜去除速度的约1.7到约2倍。所述外置物材料和角膜的切削速度的差异在样本间并不一致。该速度的差异可能是由于处理深度的测量结果、材料密度和表面粗糙程度、材料的水含量及其它等。
据观察，胶原蛋白/壳聚糖外置物比胶原蛋白/EDC外置物的切削速度快。此差异可能是由于水合问题。例如，术后的胶原蛋白/壳聚糖外置物的水含量可能比胶原蛋白/EDC外置物低。
所述眼科装置也可包含增加强度的组分，如氨基甲酸酯。
实施例18
人的重组胶原蛋白眼科装置
用如上文所述的以注射器为基础的体系，通过混合0.3ml的13.7wt％的得自FibroGen(San Francisco，CA)的人重组I型胶原蛋白和0.3ml的0.625M吗啉代乙磺酸(MES)，来制备交联的胶原蛋白水凝胶。通过在冰水浴中进行混合来在降低的温度下进行混合。
在获得均质的溶液后，将57μl的EDC/NHS以与胶原蛋白游离胺基团(Coll-NH2)摩尔当量比为3∶3∶1注射到混合物中。为调节溶液的pH到约5，将NaOH(2N)加到混合物中。
将混合物灌入玻璃或塑料的模中，置于室温和100％湿度下16小时。随后将模转移到37℃温箱5小时来作后固化(post-curing)。
也用此方法制备其它带有I型人重组胶原蛋白的水凝胶，其具有EDC/NHS与胶原蛋白Coll-NH2基团比率为1∶1∶1和6∶6∶1。
在VEE GEE屈光计上测量屈光率(RI)。在白光波长、450nm、500nm、550nm、600nm和650nm测量光透射。在Instron机电测试器(型号3340)上测量直接抗拉性质测量结果，如应力、断裂时应变(break strain)和模量(modulus)。样本的大小为5mm×5mm×0.5mm。根据如下公式计算水凝胶的水含量：
(W-W0)/W％，
其中W0和W分别表示干燥的和膨胀的样本重量。
EDC/NHS/Coll-NH2比率为1/1/1(摩尔当量)的人重组胶原蛋白水凝胶(命名为F1)的屈光率为1.3457±0.0013。EDC/NHS/Coll-NH2比率为3/3/1(摩尔当量)的人重组胶原蛋白水凝胶(命名为F3)的屈光率为1.3451±0.0002。EDC/NHS/Coll-NH2比率为6/6/1(摩尔当量)的人重组胶原蛋白水凝胶(命名为F6)的屈光率为1.3465±0.0001。
表4汇总了不同水凝胶的光透射。
表4.光透射
  波长(nm)   白光   450   500   550   600   650
  平均透射(％)
F1F3F6 86.7±0.990.7±2.575.5±1.5 69.7±1.285.8±3.548.7±0.4 76.0±1.386.4±2.957.7±1.1 79.2±1.486.7±2.662.7±1.1 82.4±1.388.0±2.467.6±1.4 84.9±1.489.6±2.671.6±1.7
命名为F3的水凝胶材料显示了最可接受的光学性质。视觉上或肉眼上，与其它的人重组水凝胶相比，F3显示出具有最高的透明度。
表5提供了本发明的人重组水凝胶的机械性质。
表5.机械性质
  样本   F1   F3   F6
  平均最大应力(KPa)平均断裂应力(KPa)平均断裂应变(％)平均模量(MPa)   62.6±9.967.1±21.062.60±6.820.281±0.032   117.2±36.9110.5±49.750.20±7.550.525±0.124   149.9±57.799.5±60.823.51±9.031.949±0.939
水凝胶F3显示具有相对低的模量(modulus)，但具有可接受的其他机械性质。
表6提供了水凝胶材料的水含量值
表6.平衡的水含量
  样本   F1   F3   F6
  水含量(％)   92.82±0.68   92.63±0.61   91.40±0.38
清楚可见所述水凝胶是高度水合的。
在本实施例中，向MES缓冲液中加入pH指示剂来辅助监测pH改变。在此实施例中使用的具体指示剂是Alizarin Red S(Sigma Aldrich)。
图4是在7天的过程中，人角膜上皮细胞在人重组胶原蛋白样本F1上生长的图。图5是在7天的过程中，人角膜上皮细胞在人重组胶原蛋白样本F3上生长的图。图6是在7天的过程中，人角膜上皮细胞在人重组胶原蛋白样本F6上生长的图。
在重组水凝胶材料上观察到的细胞生长比对照试验所观察到的多。
图7是显示水凝胶材料F3在体内保持了至少30天的照片。
实施例19
胶原蛋白-聚(NIPAAm-co-AAC)组合物
用本文所述的EDC/NHS交联方法制备组合物(实施例4)。开始的胶原蛋白浓度为15％。最终的胶原蛋白浓度为11％。最终的聚(NIPAAm-co-Aac)浓度为3％。凝胶中的总固体浓度为14％。
此材料的屈光率为1.3542，抗拉强度为11克-力，延伸(elongation)为3.3mm，并且模量为3.8克-力/mm，其用如Li et al.，PNAS 100：15346-15351(2003)所公开的缝合拉出方法确定。
变性温度从交联前的40℃升高到交联后的50℃。所述材料比人角膜或兔角膜具有更高的光透射和更低的背散射(back scatter。例如，对于白光，水凝胶材料的透射百分比为约102％，人角膜为约93％，而兔角膜为78％。对于波长分别为450nm、500nm、550nm、600nm和650nm的光，所述水凝胶的透射百分比为约90％、96％，100％、101％、和103％。人角膜和兔角膜在所有被测波长都显示了低于100％的透射百分比，并在每个波长显示了一贯低于水凝胶材料的透射率百分比。
所述水凝胶材料在接种(seeding)后7天显示出角膜上皮细胞的汇合。
实施例20
胶原蛋白/硫酸软骨素组合物
用胶原蛋白I开发出了具有高光学清澈度和抗拉强度的生物合成基质，以硫酸软骨素(CSC)作为蛋白聚糖等价物。在可控条件下制备含有最多占胶原蛋白干重30％(wt/wt)的CSC的水凝胶，但没有凝集或胶原蛋白原纤维形成，所述凝集或胶原蛋白原纤维形成会导致光学清澈度损失。所述水凝胶通过物理和生物化学来表征。体外试验显示人的角膜上皮细胞(HCEC)在凝胶表面上生长良好，并成功分层。基质支持良好的神经向内生长。在体内也获得了类似的结果。
类似于如上所述的实施例14制备组合物。用EDC和NHS化学法使CSC与胶原蛋白共价结合。
如本文公开，通过使用EDC/NHS(1∶1摩尔当量)交联技术，来制备具有不同的CSC与胶原蛋白干重比率和不同的EDC与胶原蛋白-NH2摩尔当量比率的胶原蛋白(3.5w/v％)和CSC凝胶。所有凝胶都是视觉透明的。如表7所示，与人角膜相比，所述组合物具有较高的光透射和低的光散射率(约87％透射和3％背散射)。
表7透射和光散射
 CSC与胶原蛋白的重量比(％)   0   5   10   20   30
  透射(％)   89.9   95.5   93.0   90.5   97.3
  背散射(％)   0.30   0.19   0.19   0.17   0.19
  EDC与NH2的比率   0.25   0.5   1.0   2.0
  透射(％)   96.7   100   99.9   88.2
  背散射(％)   0.24   0.28   0.16   0.20
屈光率在1.34-1.35，这与人角膜的屈光率(1.376)相近。
测量并用如下算式计算凝胶的膨胀比率，所述凝胶用不同EDC与胶原蛋白-NH2的摩尔比制备：
膨胀比率＝(Ww-Wd)/Wd
其中Ww是水合凝胶的重量，而Wd是干凝胶的重量。
用EDC/NHS使胶原蛋白-CSC交联会形成羧酸和胺基团之间的交联。结果(图9)提示提高EDC与胶原蛋白-NH2的比率会降低胶原蛋白-CSC凝胶的膨胀比率，因为它引入了更致密的网状结构。
用如Li et al.PNAS 100：15346-15351(2003)公开的缝合拉出方法测量植入物的机械性质。将所述植入物在PBS中完全水合，并以10mm/min的速度拉出。在植入物(厚度500μm和直径12mm)断裂时监测抗拉强度。通过提高EDC与NH2的摩尔比来增强凝胶的抗拉强度(图10)。然而，当EDC的量显著增加时该材料变脆，因此当EDC与胶原蛋白-NH2的摩尔比为2或更高时，抗拉强度稍微下降。
也通过胶原蛋白的浓度升高来增强凝胶的抗拉强度，如图11所示(比较使用10％而不是3.5％的胶原蛋白)。所述抗拉强度从2.65升高到10.02克-力，膨胀比率从21.5下降到12.1。
通过差示扫描热量法(DSC)来评价交联效率。加热胶原蛋白或交联的胶原蛋白水凝胶，会在取决于交联性质和程度的温度下，诱导天然三股螺旋结构的结构转变。在密封盘(hermetically sealed pan)中对胶原蛋白溶液和交联的完全水合的胶原蛋白水凝胶进行表征，并且样本的温度以2℃/min的恒定速度升高。在最高峰的温度被记录为变性温度。当EDC与NH2的比率提高时，变性温度从42.4℃上升到56.6℃(图12A)，这提示引入共价交联会提高三股螺旋的稳定性，从而升高变性温度。胶原蛋白-CSC凝胶的变性温度比仅有胶原蛋白的凝胶高(图12B)。然而，改变胶原蛋白-CSC凝胶中的CSC与胶原蛋白的摩尔比不影响变性温度。
观察来自已建立的细胞系的人角膜上皮细胞的体外生长。用植入到凝胶中的背根神经节，进行体外神经生长。神经突生长了7天，对凝胶进行神经丝染色，并测量神经突延伸。神经突在所有胶原蛋白-CSC凝胶中都生长良好(图13)。
将CSC浓度从5％升高到20％，显著提高凝胶内神经突延伸的长度。在含30％CSC的凝胶中，其他的益处是不明显的(图13)。观察到极好的上皮覆盖和植入物的整合。
实施例21
III型胶原蛋白组合物
材料：人重组III型胶原蛋白(5.1％w/w FibroGen Inc)，0.625M吗啉代乙磺酸[MES，含Aalizarin Red S pH指示剂(6.5mg/100ml水)]，1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HCl(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。
用18.3％(w/w)III型胶原蛋白溶液制备水凝胶。在用塑料T字管连接的两只无气泡注射器中，在冰水浴条件下，混合0.3ml的18.2wt％人重组III型胶原蛋白(从5.1％w/w的人重组III型胶原蛋白(FibroGen Inc)浓缩)和0.3ml的MES(0.625M)。在形成均质溶液后，将33.5mg的EDC和20.1mg的NHS溶于0.125ml的MES中，取其中的57μl，并以EDC∶NHS∶胶原蛋白-NH2摩尔比为3∶3∶1注射到上述注射器中。不加入NaOH溶液，因为混合物呈粉红色，指示pH为约5。完全混合所述混合物，并灌到玻璃模具(厚度434μm)中，置于室温和100％的湿度16小时。随后将模具转移入温箱，在37℃后固化5小时。取出所得的扁平水凝胶，并在10mM PBS中浸泡，每隔8小时更换新鲜缓冲液。将获得的水凝胶浸入含1％氯仿的10mM PBS中，并储存在4℃冰箱内。
也用上述方法来制备EDC∶NHS∶胶原蛋白-NH2比率为2∶2∶1和1∶1∶1的其它III型胶原蛋白水凝胶。所有获得的凝胶都是透明的。
也用5.1％(w/w)的III型胶原蛋白溶液来制备水凝胶。0.3ml的5.1wt％人重组III型胶原蛋白和50μl的MES(0.625M)在用塑料T字管连接的两只无气泡注射器中在冰水浴条件混合。在形成均质溶液后，将9.3mg的EDC和5.6mg的NHS溶于0.125ml的MES中，取其中的57μl，并以EDC∶NHS∶胶原蛋白-NH2摩尔比为3∶3∶1注射到上述注射器中。不加入NaOH溶液，因为混合物呈粉红，指示pH为约5。完全混合所述混合物，并灌到玻璃模具(厚度434μm)中，置于室温和100％的湿度16小时。随后将模具转移入温箱，在37℃后固化5小时。取出所得的扁平水凝胶，并在10mM PBS中浸泡，每隔8小时更换新鲜的缓冲液。最后，将获得的水凝胶浸入含1％氯仿的10mM PBS中，并储存在4℃冰箱内。所得凝胶是光学透明的。
对于18.3％w/w的胶原蛋白起始浓度，最终的胶原蛋白含量为8.36％(w/v)(基于加入每种组分后的稀释因数计算得到)或大约10％(w/v)(测量的)。
对于5.1％w/w的胶原蛋白起始浓度，最终的胶原蛋白含量为3.76％(w/v)(基于加入每种组分后的稀释倍数计算得到)，或大约4％(w/v)(测量的)。
尽管本发明已经对于多个具体的实施例及实施方案进行了描述，应该理解本发明不限于此，本发明的范围内也包括其它的实施方案。
上文已经引用了一些文献、专利和专利申请。每篇引用的文献、专利和专利申请都全文通过参考文献引入。

Claims (29)

1.光学清澈的生物合成组合物，其包含交联的胶原蛋白，其中所述组合物包含按重量或体积约5％到约50％的胶原蛋白的量。
2.权利要求1的组合物，其中所述胶原蛋白的量按重量或体积为至少6％。
3.权利要求2的组合物，其中所述胶原蛋白的量按重量或体积为至少10％。
4.权利要求3的组合物，其中所述胶原蛋白的量按重量或体积为约10％到约30％。
5.权利要求4的组合物，其中所述胶原蛋白的量按重量或体积为约10％到约24％。
6.权利要求1的组合物，其中所述交联的胶原蛋白包含一种类型的胶原蛋白。
7.权利要求1的组合物，其中所述交联的胶原蛋白包含两种或更多种类型的胶原蛋白。
8.权利要求1的组合物，其还包含细胞生长增强剂。
9.权利要求8的组合物，其中所述细胞生长增强剂是肽。
10.权利要求9的组合物，其中所述肽具有RGD、YIGSR或IKVAV的氨基酸序列。
11.权利要求8的组合物，其中所述细胞生长增强剂选自下组：神经营养因子、神经生长因子、和表皮生长因子。
12.权利要求11的组合物，其中所述细胞生长增强剂基本上在整个所述组合物中分布。
13.权利要求1的组合物，其中所述胶原蛋白是所述装置中唯一的水膨胀性聚合物。
14.权利要求1的组合物，其中所述胶原蛋白在酸性pH交联。
15.权利要求14的装置，其中所述酸性pH在约5.0到约5.5。
16.权利要求1的组合物，其中所述交联的胶原蛋白包含无端肽胶原蛋白、I型胶原蛋白、III型胶原蛋白、或其组合。
17.权利要求1的组合物，其中所述交联的胶原蛋白包含重组的胶原蛋白。
18.权利要求1的组合物，其中所述交联的胶原蛋白包含从动物分离的胶原蛋白。
19.权利要求1-18任一项的组合物，其中所述交联的胶原蛋白使用除戊二醛之外的交联剂通过交联胶原蛋白聚合物的方法制备。
20.权利要求19的组合物，其中所述交联的胶原蛋白使用1-乙基-3-(3-二甲基氨丙基)碳化二亚胺和N-羟基琥珀酰亚胺通过交联胶原蛋白聚合物的方法来制备。
21.权利要求1的组合物，其还包含聚(N-异丙基丙烯酰胺-共-丙烯酸)、硫酸软骨素、N，O-羧甲基壳聚糖、透明质酸、透明质酸醛或藻酸盐(酯)。
22.权利要求1-21任一项的组合物，其有效促进神经在所述组合物上和/或向所述组合物中生长。
23.制备权利要求1-22任一项的组合物的方法，其包含：
将胶原蛋白聚合物与交联剂制剂在酸性pH组合；和
固化所得到的组合来形成包含交联的胶原蛋白的组合物。
24.权利要求23的方法，其中所述组合步骤包含在体系中混合所述胶原蛋白聚合物与所述交联剂制剂，所述体系被构建以对所得到的组合产生高剪切力。
25.权利要求23的方法，其中所述组合在约0℃到约5℃的温度发生。
26.权利要求27的方法，其还包括向所述组合中加入细胞生长增强剂。
27.治疗眼科疾病、病症或损伤的方法，其包括：
使患有所述眼科疾病、病症或损伤的受试者的眼接触眼科装置，其中该眼科装置由权利要求1-23任一项的组合物制造。
28.权利要求1-23任一项的组合物用于制备眼科装置的用途，所述眼科装置用于治疗有需要的受试者的眼科疾病、病症或损伤。
29.权利要求1-23任一项的组合物用于治疗有需要的受试者的眼科疾病、病症或损伤的用途。
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Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011150632A1 (zh) * 2010-06-04 2011-12-08 柏登生医股份有限公司 具有角膜修补功能的隐形眼镜
CN102552975A (zh) * 2012-02-28 2012-07-11 青岛中皓生物工程有限公司 一种组织工程人角膜基质载体支架及其制备方法
WO2017107638A1 (zh) * 2015-12-25 2017-06-29 深圳艾尼尔角膜工程有限公司 一种角膜包装体的自动化分类收集系统及方法
CN107670107A (zh) * 2016-07-27 2018-02-09 珐博进(中国)医药技术开发有限公司 生物合成角膜
CN108601861A (zh) * 2015-12-22 2018-09-28 林柯凯尔生命科学股份公司 复合胶原水凝胶材料、包含该材料的植入式眼科装置和制造该材料和该装置的方法
US10143530B2 (en) 2015-12-18 2018-12-04 Industrial Technology Research Institute Membrane for protecting intraocular tissues and the protection methods used thereof

Families Citing this family (81)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8668735B2 (en) 2000-09-12 2014-03-11 Revision Optics, Inc. Corneal implant storage and delivery devices
CA2498717A1 (en) * 2002-09-13 2004-03-25 Ocular Sciences, Inc. Devices and methods for improving vision
US8185209B2 (en) * 2003-01-03 2012-05-22 Board Of Trustees Operating Michigan State University Methods to extend vision to infrared wavelengths
US8900296B2 (en) 2007-04-20 2014-12-02 Revision Optics, Inc. Corneal inlay design and methods of correcting vision
US10835371B2 (en) 2004-04-30 2020-11-17 Rvo 2.0, Inc. Small diameter corneal inlay methods
WO2006015490A1 (en) * 2004-08-13 2006-02-16 Ottawa Health Research Institute Ophthalmic devices and related methods and compositions
US8029515B2 (en) * 2005-01-31 2011-10-04 Yichieh Shiuey Corneal implants and methods and systems for placement
US7261412B2 (en) 2005-06-30 2007-08-28 Visx, Incorporated Presbyopia correction through negative high-order spherical aberration
WO2007028258A2 (en) * 2005-09-09 2007-03-15 Ottawa Health Research Institute Interpenetrating networks, and related methods and compositions
US10555805B2 (en) 2006-02-24 2020-02-11 Rvo 2.0, Inc. Anterior corneal shapes and methods of providing the shapes
US7883520B2 (en) 2006-04-10 2011-02-08 Forsight Labs, Llc Corneal epithelial pocket formation systems, components and methods
CN101484088A (zh) * 2006-05-04 2009-07-15 赫伯特·考夫曼 眼治疗剂的给药方法、装置和系统
CN101511307A (zh) * 2006-07-24 2009-08-19 国际干细胞公司 来自视网膜干细胞的人工角膜
US7959284B2 (en) 2006-07-25 2011-06-14 Lai Shui T Method of making high precision optics having a wavefront profile
ES2668641T3 (es) * 2006-07-26 2018-05-21 Shui T. Lai Cirugía intraestromal para corregir aberraciones de bajo orden y de alto orden del ojo
US9955867B2 (en) 2006-07-26 2018-05-01 Shui T. Lai Intrastromal surgery correcting low order and high order aberrations of the eye
US20110212524A1 (en) * 2006-12-04 2011-09-01 Body Organ Biomedical Corporation Biomaterial and preparation method thereof
US7746649B2 (en) * 2007-01-08 2010-06-29 Rockwell Automation Technologies, Inc. Modular soft starter
US9549848B2 (en) 2007-03-28 2017-01-24 Revision Optics, Inc. Corneal implant inserters and methods of use
US9271828B2 (en) 2007-03-28 2016-03-01 Revision Optics, Inc. Corneal implant retaining devices and methods of use
CA2687990A1 (en) * 2007-05-23 2008-12-04 Allergan, Inc. Cross-linked collagen and uses thereof
US20080300679A1 (en) * 2007-06-01 2008-12-04 Altmann Griffith E Diffractive Intraocular Lens
WO2009069727A1 (ja) * 2007-11-28 2009-06-04 Fujifilm Corporation 生体高分子およびポリペプチドの化学修飾方法
WO2009084507A1 (ja) * 2007-12-28 2009-07-09 Osaka University 積層コラーゲンゲルの作製方法及び積層コラーゲンゲル
US9539143B2 (en) 2008-04-04 2017-01-10 Revision Optics, Inc. Methods of correcting vision
EP2276420B1 (en) 2008-04-04 2021-10-06 Journey1, Inc. Device to treat an eye having an epithelium with a defect
AU2009246520B2 (en) 2008-05-12 2012-04-19 University Of Utah Research Foundation Intraocular drug delivery device and associated methods
US9877973B2 (en) 2008-05-12 2018-01-30 University Of Utah Research Foundation Intraocular drug delivery device and associated methods
US9095404B2 (en) 2008-05-12 2015-08-04 University Of Utah Research Foundation Intraocular drug delivery device and associated methods
US10064819B2 (en) 2008-05-12 2018-09-04 University Of Utah Research Foundation Intraocular drug delivery device and associated methods
JP5388090B2 (ja) * 2008-05-29 2014-01-15 国立大学法人東北大学 強膜透明化による角膜移植材料調製方法
US20100040593A1 (en) * 2008-08-15 2010-02-18 Orthopeutics, Lp Formulations for nonsurgical exogenous crosslink therapy
US8283322B2 (en) * 2008-08-15 2012-10-09 Orthopeutics, Lp Formulations for nonsurgical exogenous crosslink therapy
US8198248B2 (en) * 2008-08-15 2012-06-12 Orthopeutics, Lp Formulations for nonsurgical exogenous crosslink therapy
EP3184552B1 (en) 2008-09-02 2020-08-12 Tautona Group LP Threads of hyaluronic acid, methods of making thereof and uses thereof
US20100198348A1 (en) * 2009-01-30 2010-08-05 Hiles Michael C Biomaterials with modified optical character and methods for preparing and using same
JP5988588B2 (ja) * 2009-03-10 2016-09-07 ザ ジョーンズ ホプキンズ ユニバーシティＴｈｅ Ｊｏｈｎｓ Ｈｏｐｋｉｎｓ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ 生物学的組織結合及び修復装置及びその使用方法
EP2483332B1 (en) * 2009-09-30 2018-06-20 Ottawa Hospital Research Institute Crosslinked hydrogels and related method of preparation
NO2490635T3 (zh) 2009-10-23 2018-02-03
US9498385B2 (en) 2009-10-23 2016-11-22 Nexisvision, Inc. Conformable therapeutic shield for vision and pain
US20110172180A1 (en) 2010-01-13 2011-07-14 Allergan Industrie. Sas Heat stable hyaluronic acid compositions for dermatological use
CA2794254C (en) 2010-03-22 2018-09-04 Allergan, Inc. Polysaccharide and protein-polysaccharide cross-linked hydrogels for soft tissue augmentation
US9622911B2 (en) 2010-09-30 2017-04-18 Cxl Ophthalmics, Llc Ophthalmic treatment device, system, and method of use
WO2012070680A1 (ja) * 2010-11-26 2012-05-31 国立大学法人東京工業大学 コラーゲン非線維化成形体及びその製造方法
US9211256B2 (en) 2011-03-08 2015-12-15 The Johns Hopkins University Wound healing compositions comprising biocompatible cellulose hydrogel membranes and methods of use thereof
US9175153B2 (en) 2011-03-08 2015-11-03 The Johns Hopkins University Cellulose hydrogel compositions and contact lenses for corneal applications
US8871016B2 (en) 2011-08-03 2014-10-28 The Johns Hopkins University Cellulose-based hydrogels and methods of making thereof
US9186243B2 (en) * 2011-05-31 2015-11-17 Novartis Ag Accommodative intraocular lens and method of implantation
US20130096081A1 (en) 2011-06-03 2013-04-18 Allergan, Inc. Dermal filler compositions
US9408797B2 (en) 2011-06-03 2016-08-09 Allergan, Inc. Dermal filler compositions for fine line treatment
US9393263B2 (en) 2011-06-03 2016-07-19 Allergan, Inc. Dermal filler compositions including antioxidants
US9149422B2 (en) 2011-06-03 2015-10-06 Allergan, Inc. Dermal filler compositions including antioxidants
US20130244943A1 (en) 2011-09-06 2013-09-19 Allergan, Inc. Hyaluronic acid-collagen matrices for dermal filling and volumizing applications
US9662422B2 (en) 2011-09-06 2017-05-30 Allergan, Inc. Crosslinked hyaluronic acid-collagen gels for improving tissue graft viability and soft tissue augmentation
AU2012325705B2 (en) 2011-10-21 2017-07-20 Revision Optics, Inc. Corneal implant storage and delivery devices
RU2475248C1 (ru) * 2012-03-12 2013-02-20 Государственное бюджетное учреждение "Уфимский научно-исследовательский институт глазных болезней Академии наук Республики Башкортостан" Офтальмологическое средство-2 для кросслинкинга
WO2013148896A1 (en) 2012-03-29 2013-10-03 Cxl Ophthalmics, Llc Ocular treatment solutions, delivery devices and delivery augmentation methods
WO2013148895A1 (en) 2012-03-29 2013-10-03 Cxl Ophthalmics, Llc Ocular cross-linking system and method for sealing corneal wounds
EP2830637A4 (en) 2012-03-29 2016-03-16 Cxl Ophthalmics Llc COMPOSITIONS AND METHODS FOR TREATING OR PREVENTING DISEASES RELATED TO OXIDATIVE STRESS
CA2884003A1 (en) * 2012-09-06 2014-03-13 Allergan, Inc. Hyaluronic acid/collagen- based dermal filler compositions and methods for making same
US10092393B2 (en) 2013-03-14 2018-10-09 Allotex, Inc. Corneal implant systems and methods
EP3014345A2 (en) 2013-06-26 2016-05-04 Nexisvision, Inc. Contact lenses for refractive correction
CN103333270B (zh) * 2013-07-02 2016-05-11 武汉理工大学 胶原蛋白肽接枝海藻酸钠硫酸酯、制备方法及其用途
WO2016051219A1 (en) 2014-09-30 2016-04-07 Allergan Industrie, Sas Stable hydrogel compositions including additives
KR101531479B1 (ko) * 2014-11-21 2015-06-26 세원셀론텍(주) 의료용 재료로 사용하기 위한 고농도 콜라겐 제조방법
WO2016144404A1 (en) 2015-03-12 2016-09-15 Revision Optics, Inc. Methods of correcting vision
KR101690539B1 (ko) 2015-07-30 2016-12-29 주식회사 아이바이오코리아 건성안 예방 또는 치료용 약학조성물
US10449090B2 (en) 2015-07-31 2019-10-22 Allotex, Inc. Corneal implant systems and methods
TWI797136B (zh) 2017-06-16 2023-04-01 美商亞斯庫拉科技公司 熱感應聚合物及其用途
KR102015624B1 (ko) 2017-11-15 2019-08-28 고려대학교산학협력단 데스메막 이동 부착막
CN108277204A (zh) * 2018-01-10 2018-07-13 山东麦德克斯生物科技有限公司 一种生物工程培育眼全层角膜的方法
EP3758639A4 (en) * 2018-03-01 2021-12-15 Bar Ilan University SYSTEM, METHOD AND COMPOSITION OF MATERIAL FOR USE IN CORRECTION OF EYE PROBLEMS
KR101979286B1 (ko) * 2018-05-17 2019-05-15 경북대학교병원 부분 경화된 콘택트렌즈형 양막 드레싱 및 이의 제조방법
CN108498862A (zh) * 2018-06-21 2018-09-07 常州大学 一种氧化石墨烯改性角膜修复材料及其制备方法
WO2021070180A1 (en) * 2019-10-06 2021-04-15 Precise Bio 3D Ltd Bioengineered corneal grafts
WO2022272082A1 (en) * 2021-06-24 2022-12-29 Rvo 2.0, Inc, D/B/A Optics Medical Corneal onlay medical device
WO2022272107A1 (en) * 2021-06-24 2022-12-29 Rvo 2.0, Inc, D/B/A Optics Medical Corneal inlay implant
CN113713086A (zh) * 2021-08-20 2021-11-30 山西锦波生物医药股份有限公司 一种含有重组iii型人源化胶原蛋白的组合物及其制备方法和用途
CN113773380A (zh) * 2021-09-28 2021-12-10 山东汉肽医美生物科技有限公司 一种重组人胶原蛋白、编码基因及其在制备可生物降解的胶原基角膜替代物上的应用
CN115518206B (zh) * 2022-10-18 2024-01-23 华中科技大学同济医学院附属协和医院 一种自矿化gbr膜及其制备方法
CN116173303B (zh) * 2023-04-27 2023-07-04 北赛泓升(北京)生物科技有限公司 一种生物鼓膜及其制备方法和应用

Family Cites Families (99)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US1569707A (en) * 1922-03-29 1926-01-12 Gussie M Bunnell Dumping truck
US1999286A (en) * 1933-07-12 1935-04-30 Bolt Minor T De Brake
FR851651A (fr) * 1938-09-21 1940-01-12 Westinghouse Freins & Signaux Perfectionnements à la fabrication de dispositifs à conductibilité asymétrique
US3361200A (en) * 1965-03-01 1968-01-02 Lawrence S. Chambers Equipment and method for servicing submarine oil wells
US4078564A (en) * 1976-02-24 1978-03-14 Novo Enzyme Corporation Intralenticular cataract surgery
US4223984A (en) * 1979-04-04 1980-09-23 Opticol Corporation Collagen soft contact lens
US4268131A (en) * 1979-04-11 1981-05-19 Opticol Corporation Fiber collagen contact lens
US4581030A (en) * 1982-09-30 1986-04-08 Massachusetts General Hospital Collagen replacement prothesis for the cornea
US4563779A (en) * 1984-01-27 1986-01-14 Kelman Charles D Corneal implant and method of making the same
CA1295796C (en) * 1984-03-27 1992-02-18 Conrad Whyne Biodegradable matrix and methods for producing same
US4600533A (en) * 1984-12-24 1986-07-15 Collagen Corporation Collagen membranes for medical use
WO1987001040A1 (en) * 1985-08-23 1987-02-26 Washington Research Foundation Polymeric intraocular lens material having improved surface properties
US4636210A (en) * 1985-12-09 1987-01-13 Hoffer Kenneth J Multi-part intraocular lens and method of implanting it in an eye
GB2185124B (en) * 1986-01-03 1989-10-25 Choyce David P Intra-corneal implant
US4981841A (en) * 1986-04-04 1991-01-01 Allergan, Inc. Methods and materials for use in corneal wound healing
US4799931A (en) * 1986-05-14 1989-01-24 Lindstrom Richard L Intracorneal lens
US4819617A (en) * 1986-09-04 1989-04-11 University Of Florida Viscoelastic material for ophthalmic surgery
US5112350A (en) * 1986-10-16 1992-05-12 Cbs Lens, A California General Partnership Method for locating on a cornea an artificial lens fabricated from a collagen-hydrogel for promoting epithelial cell growth and regeneration of the stroma
US4983181A (en) * 1986-10-16 1991-01-08 Cbs Lens, Collagen hydrogel for promoting epithelial cell growth and artificial lens using the same
US5114627A (en) * 1986-10-16 1992-05-19 Cbs Lens Method for producing a collagen hydrogel
US4994081A (en) * 1986-10-16 1991-02-19 Cbs Lens Method for locating on a cornea an artificial lens fabricated from a collagen-hydrogel for promoting epithelial cell growth
US4898461A (en) * 1987-06-01 1990-02-06 Valdemar Portney Multifocal ophthalmic lens
US4810082A (en) * 1987-07-01 1989-03-07 Abel Robert Jr Corneal onlay lens
US4834748A (en) * 1987-09-29 1989-05-30 Allergan, Inc. Method and apparatus for removing corneal tissue
US5192316A (en) * 1988-02-16 1993-03-09 Allergan, Inc. Ocular device
US5104408A (en) * 1988-03-02 1992-04-14 Thompson Keith P Apparatus and process for application and adjustable reprofiling of synthetic lenticules for vision correction
US4923467A (en) * 1988-03-02 1990-05-08 Thompson Keith P Apparatus and process for application and adjustable reprofiling of synthetic lenticules for vision correction
US5108428A (en) * 1988-03-02 1992-04-28 Minnesota Mining And Manufacturing Company Corneal implants and manufacture and use thereof
US5936035A (en) * 1988-11-21 1999-08-10 Cohesion Technologies, Inc. Biocompatible adhesive compositions
US5475052A (en) * 1988-11-21 1995-12-12 Collagen Corporation Collagen-synthetic polymer matrices prepared using a multiple step reaction
US5614587A (en) * 1988-11-21 1997-03-25 Collagen Corporation Collagen-based bioadhesive compositions
US5565519A (en) * 1988-11-21 1996-10-15 Collagen Corporation Clear, chemically modified collagen-synthetic polymer conjugates for ophthalmic applications
US5019097A (en) * 1989-11-22 1991-05-28 Allergan, Inc. Corneal onlay lenses and methods for attaching same
US5201764A (en) * 1990-02-28 1993-04-13 Autogenesis Technologies, Inc. Biologically compatible collagenous reaction product and articles useful as medical implants produced therefrom
US5196027A (en) * 1990-05-02 1993-03-23 Thompson Keith P Apparatus and process for application and adjustable reprofiling of synthetic lenticules for vision correction
US5288436A (en) * 1990-11-06 1994-02-22 Colloptics, Inc. Methods of fabricating a collagen lenticule precursor for modifying the cornea
US5196026A (en) * 1991-09-16 1993-03-23 Chiron Ophthalmics, Inc. Method of implanting corneal inlay lenses smaller than the optic zone
AU3469893A (en) * 1992-01-15 1993-08-03 Allergan, Inc. Hydrogel compositions and structures made from same
US5292514A (en) * 1992-06-24 1994-03-08 Minnesota Mining And Manufacturing Company Azlactone-functional substrates, corneal prostheses, and manufacture and use thereof
IL106587A (en) * 1992-08-07 1998-03-10 Keravision Inc Hybrid intrastromal corneal ring
US5405384A (en) * 1992-09-03 1995-04-11 Keravision, Inc. Astigmatic correcting intrastromal corneal ring
US5300118A (en) * 1992-09-21 1994-04-05 Keravision Adjustable devices for corneal curvature adjustment
US5836313A (en) * 1993-02-08 1998-11-17 Massachusetts Institute Of Technology Methods for making composite hydrogels for corneal prostheses
US5487895A (en) * 1993-08-13 1996-01-30 Vitaphore Corporation Method for forming controlled release polymeric substrate
TW257671B (zh) 1993-11-19 1995-09-21 Ciba Geigy
US6197019B1 (en) * 1994-04-25 2001-03-06 Gholam A. Peyman Universal implant blank for modifying corneal curvature and methods of modifying corneal curvature therewith
US5496339A (en) * 1994-05-17 1996-03-05 Koepnick; Russell G. Universal automated keratectomy apparatus and method
US6221067B1 (en) * 1995-10-20 2001-04-24 Gholam A. Peyman Corneal modification via implantation
US6551307B2 (en) * 2001-03-23 2003-04-22 Gholam A. Peyman Vision correction using intrastromal pocket and flap
US5919185A (en) * 1997-04-25 1999-07-06 Peyman; Gholam A. Universal implant blank for modifying corneal curvature and methods of modifying corneal curvature therewith
US5722971A (en) * 1995-10-20 1998-03-03 Peyman; Gholam A. Intrastromal corneal modification
US5964748A (en) * 1995-10-20 1999-10-12 Peyman; Gholam A. Intrastromal corneal modification
US6203538B1 (en) * 1995-11-03 2001-03-20 Gholam A. Peyman Intrastromal corneal modification
JP4167728B2 (ja) * 1996-02-07 2008-10-22 ロート製薬株式会社 粘度を調節した眼科用組成物
BR9708357A (pt) * 1996-03-27 1999-08-03 Novartis Ag Processo para produção de um polímero poroso a partir de uma mistura
US5876439A (en) * 1996-12-09 1999-03-02 Micooptix, Llc Method and appartus for adjusting corneal curvature using a fluid-filled corneal ring
US5733334A (en) * 1996-12-09 1998-03-31 Microoptix Method and apparatus for adjusting corneal curvature
US6030634A (en) * 1996-12-20 2000-02-29 The Chinese University Of Hong Kong Polymer gel composition and uses therefor
US6186148B1 (en) * 1998-02-04 2001-02-13 Kiyoshi Okada Prevention of posterior capsular opacification
US6036891A (en) * 1998-05-11 2000-03-14 Pharmacia & Upjohn Polymerizable hydrophilic ultraviolet light absorbing monomers
US6599305B1 (en) * 1998-08-12 2003-07-29 Vladimir Feingold Intracorneal lens placement method and apparatus
US6361560B1 (en) * 1998-12-23 2002-03-26 Anamed, Inc. Corneal implant and method of manufacture
WO2000056354A2 (en) * 1999-03-22 2000-09-28 Boston Innovative Optics, Inc. Methods of using agents that act on the epithelial sheet of a human eye
US20020039788A1 (en) * 2000-02-29 2002-04-04 Isseroff Roslyn R. Corneal epithelial graft composites
US20070031473A1 (en) * 2005-08-05 2007-02-08 Peyman Gholam A Drug delivery system and method
US6689165B2 (en) * 2000-03-31 2004-02-10 Board Of Supervisors Of Louisana State University And Agricultural And Mechanical College Surface modifications for enhanced epithelialization
US6717651B2 (en) * 2000-04-12 2004-04-06 Nikon Corporation Exposure apparatus, method for manufacturing thereof and method for manufacturing microdevice
US6338559B1 (en) * 2000-04-28 2002-01-15 University Of Rochester Apparatus and method for improving vision and retinal imaging
US6544286B1 (en) * 2000-07-18 2003-04-08 Tissue Engineering Refraction, Inc. Pre-fabricated corneal tissue lens method of corneal overlay to correct vision
AR030341A1 (es) * 2000-08-14 2003-08-20 Novartis Ag Articulos biomedicos moldeados
US7152975B2 (en) * 2000-11-10 2006-12-26 Cooper Vision, Inc. Junctionless ophthalmic lenses and methods for making same
US6547391B2 (en) * 2000-12-08 2003-04-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ocular aberration correction taking into account fluctuations due to biophysical rhythms
RU2190841C1 (ru) * 2001-07-04 2002-10-10 Общество с ограниченной ответственностью "Научно-экспериментальное производство Микрохирургия глаза" Биосовместимый оптически прозрачный полимерный материал
US7156859B2 (en) * 2001-07-23 2007-01-02 Fos Holding S.A. Device for separating the epithelium layer from the surface of the cornea of an eye
US6702807B2 (en) * 2001-09-10 2004-03-09 Minu, L.L.C. Ablatable intracorneal inlay with predetermined refractive properties
US6860601B2 (en) * 2002-02-06 2005-03-01 John H. Shadduck Adaptive optic lens system and method of use
US7476398B1 (en) * 2002-06-28 2009-01-13 Universite Laval Corneal implant and uses thereof
US6855163B2 (en) * 2002-07-19 2005-02-15 Minu, Llc Gradual correction of corneal refractive error using multiple inlays
WO2004015090A2 (en) * 2002-08-09 2004-02-19 Ottawa Health Research Institute Innervated artificial tissues and uses thereof
ATE356838T1 (de) * 2002-08-09 2007-04-15 Ottawa Health Research Inst Biosynthetische matrix und deren verwendung
US7235195B2 (en) * 2002-09-06 2007-06-26 Novartis Ag Method for making opthalmic devices
CA2498717A1 (en) * 2002-09-13 2004-03-25 Ocular Sciences, Inc. Devices and methods for improving vision
US7166118B2 (en) * 2002-11-27 2007-01-23 Bausch & Lomb Incorporated Microkeratome blade assembly
US7186266B2 (en) * 2003-06-06 2007-03-06 Teledioptic Lens System, Llc Bifocal intraocular telescope for low vision correction
EP1651946A1 (en) * 2003-07-30 2006-05-03 Novartis AG Reflection hologram sensor in contact lens
US20070016292A1 (en) * 2003-11-14 2007-01-18 Edward Perez Epithelium treatment methods and devices for treating the epithelium
DK1691741T3 (da) * 2003-11-19 2010-04-26 Vision Crc Ltd Metoder og apparater til ændring af relativ krumning af felt og positioner af perifere brændpunkter uden for aksen
NZ550964A (en) * 2004-04-28 2011-05-27 Angiodevice Internat Gmbh Compositions and systems for forming crosslinked biomaterials and associated methods of preparation and use
EP1771131A2 (en) * 2004-05-20 2007-04-11 CooperVision Inc. Corneal onlays and wavefront aberration correction to enhance vision
WO2006015490A1 (en) * 2004-08-13 2006-02-16 Ottawa Health Research Institute Ophthalmic devices and related methods and compositions
US20060064112A1 (en) * 2004-09-08 2006-03-23 Edward Perez Ocular device applicator
US20060052796A1 (en) * 2004-09-08 2006-03-09 Edward Perez Combined epithelial delaminator and inserter
US20060071356A1 (en) * 2004-10-04 2006-04-06 Kevin Beebe Method for separating excess material from a lens mold
US7857849B2 (en) * 2004-10-05 2010-12-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior Iniversity Artificial corneal implant
CA2548881A1 (en) * 2005-05-27 2006-11-27 University Of Ottawa Neoglycopolymer-cross-linked biopolymer matrix
US7520608B2 (en) * 2006-03-20 2009-04-21 High Performance Optics, Inc. Color balanced ophthalmic system with selective light inhibition
US8215770B2 (en) * 2007-02-23 2012-07-10 E-A Ophthalmics Ophthalmic dynamic aperture
EP2276420B1 (en) * 2008-04-04 2021-10-06 Journey1, Inc. Device to treat an eye having an epithelium with a defect
US20100087920A1 (en) * 2008-10-07 2010-04-08 Forsight Labs, Llc Corneal Onlay Lenses and Related Methods for Improving Vision of Presbyopic Patients

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011150632A1 (zh) * 2010-06-04 2011-12-08 柏登生医股份有限公司 具有角膜修补功能的隐形眼镜
GB2494592A (en) * 2010-06-04 2013-03-13 Body Organ Biomedical Corp Contact lens with function of repairing cornea
CN102552975A (zh) * 2012-02-28 2012-07-11 青岛中皓生物工程有限公司 一种组织工程人角膜基质载体支架及其制备方法
CN102552975B (zh) * 2012-02-28 2013-09-11 青岛中皓生物工程有限公司 一种组织工程人角膜基质载体支架及其制备方法
US10143530B2 (en) 2015-12-18 2018-12-04 Industrial Technology Research Institute Membrane for protecting intraocular tissues and the protection methods used thereof
CN108601861A (zh) * 2015-12-22 2018-09-28 林柯凯尔生命科学股份公司 复合胶原水凝胶材料、包含该材料的植入式眼科装置和制造该材料和该装置的方法
CN108601861B (zh) * 2015-12-22 2021-12-03 林柯凯尔生命科学股份公司 复合胶原水凝胶材料、包含该材料的植入式眼科装置和制造该材料和该装置的方法
WO2017107638A1 (zh) * 2015-12-25 2017-06-29 深圳艾尼尔角膜工程有限公司 一种角膜包装体的自动化分类收集系统及方法
CN107670107A (zh) * 2016-07-27 2018-02-09 珐博进(中国)医药技术开发有限公司 生物合成角膜
CN113456889A (zh) * 2016-07-27 2021-10-01 珐博进(中国)医药技术开发有限公司 生物合成角膜

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