CZ295931B6 - Oční čočky pro dlouhodobé nošení - Google Patents

Oční čočky pro dlouhodobé nošení Download PDF

Info

Publication number
CZ295931B6
CZ295931B6 CZ19973122A CZ312297A CZ295931B6 CZ 295931 B6 CZ295931 B6 CZ 295931B6 CZ 19973122 A CZ19973122 A CZ 19973122A CZ 312297 A CZ312297 A CZ 312297A CZ 295931 B6 CZ295931 B6 CZ 295931B6
Authority
CZ
Czechia
Prior art keywords
lens
macromer
oxygen
ophthalmic lens
lenses
Prior art date
Application number
CZ19973122A
Other languages
English (en)
Other versions
CZ312297A3 (cs
Inventor
Paul Clement Nicolson
Richard Carlton Baron
Peter Chabrecek
John Court
Angelika Domschke
Hans Jörg Griesser
Arthur Ho
Jens Höpken
Bronwyn Glenice Laycock
Qin Liu
Dieter Lohmann
Gordon Francis Meijs
Eric Papaspiliotopoulos
Judy Smith Riffle
Klaus Schindhelm
Deborah Sweeney
Wilson Leonard Terry Jr.
Jürgen VOGT
Lynn Cook Winterton
Original Assignee
Novartis Ag
Commonwealth Scientific And Industrial Research Or
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=27173016&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=CZ295931(B6) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Novartis Ag, Commonwealth Scientific And Industrial Research Or filed Critical Novartis Ag
Publication of CZ312297A3 publication Critical patent/CZ312297A3/cs
Publication of CZ295931B6 publication Critical patent/CZ295931B6/cs

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/26—Mixtures of macromolecular compounds
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02C—SPECTACLES; SUNGLASSES OR GOGGLES INSOFAR AS THEY HAVE THE SAME FEATURES AS SPECTACLES; CONTACT LENSES
    • G02C7/00—Optical parts
    • G02C7/02—Lenses; Lens systems ; Methods of designing lenses
    • G02C7/04—Contact lenses for the eyes
    • G02C7/049—Contact lenses having special fitting or structural features achieved by special materials or material structures
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B1/00—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements
    • G02B1/04—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements made of organic materials, e.g. plastics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/34—Macromolecular materials
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B05—SPRAYING OR ATOMISING IN GENERAL; APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D—PROCESSES FOR APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D1/00—Processes for applying liquids or other fluent materials
    • B05D1/62—Plasma-deposition of organic layers
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C39/00—Shaping by casting, i.e. introducing the moulding material into a mould or between confining surfaces without significant moulding pressure; Apparatus therefor
    • B29C39/22—Component parts, details or accessories; Auxiliary operations
    • B29C39/42—Casting under special conditions, e.g. vacuum
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29D—PRODUCING PARTICULAR ARTICLES FROM PLASTICS OR FROM SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE
    • B29D11/00—Producing optical elements, e.g. lenses or prisms
    • B29D11/00009—Production of simple or compound lenses
    • B29D11/00038—Production of contact lenses
    • B29D11/00076—Production of contact lenses enabling passage of fluids, e.g. oxygen, tears, between the area under the lens and the lens exterior
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/08—Processes
    • C08G18/10—Prepolymer processes involving reaction of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen in a first reaction step
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/28—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the compounds used containing active hydrogen
    • C08G18/40—High-molecular-weight compounds
    • C08G18/48—Polyethers
    • C08G18/4833—Polyethers containing oxyethylene units
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/28—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the compounds used containing active hydrogen
    • C08G18/40—High-molecular-weight compounds
    • C08G18/48—Polyethers
    • C08G18/50—Polyethers having heteroatoms other than oxygen
    • C08G18/5003—Polyethers having heteroatoms other than oxygen having halogens
    • C08G18/5015—Polyethers having heteroatoms other than oxygen having halogens having fluorine atoms
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/28—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the compounds used containing active hydrogen
    • C08G18/40—High-molecular-weight compounds
    • C08G18/61—Polysiloxanes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/28—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the compounds used containing active hydrogen
    • C08G18/67—Unsaturated compounds having active hydrogen
    • C08G18/671—Unsaturated compounds having only one group containing active hydrogen
    • C08G18/672—Esters of acrylic or alkyl acrylic acid having only one group containing active hydrogen
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/70—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the isocyanates or isothiocyanates used
    • C08G18/81—Unsaturated isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/8108—Unsaturated isocyanates or isothiocyanates having only one isocyanate or isothiocyanate group
    • C08G18/8116—Unsaturated isocyanates or isothiocyanates having only one isocyanate or isothiocyanate group esters of acrylic or alkylacrylic acid having only one isocyanate or isothiocyanate group
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/70—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the isocyanates or isothiocyanates used
    • C08G18/81—Unsaturated isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/8141—Unsaturated isocyanates or isothiocyanates masked
    • C08G18/815—Polyisocyanates or polyisothiocyanates masked with unsaturated compounds having active hydrogen
    • C08G18/8158—Polyisocyanates or polyisothiocyanates masked with unsaturated compounds having active hydrogen with unsaturated compounds having only one group containing active hydrogen
    • C08G18/8175—Polyisocyanates or polyisothiocyanates masked with unsaturated compounds having active hydrogen with unsaturated compounds having only one group containing active hydrogen with esters of acrylic or alkylacrylic acid having only one group containing active hydrogen
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B1/00—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements
    • G02B1/04—Optical elements characterised by the material of which they are made; Optical coatings for optical elements made of organic materials, e.g. plastics
    • G02B1/041—Lenses
    • G02B1/043—Contact lenses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/16—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of eye parts, e.g. intraocular lens, cornea
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C71/00—After-treatment of articles without altering their shape; Apparatus therefor
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29L—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASS B29C, RELATING TO PARTICULAR ARTICLES
    • B29L2011/00—Optical elements, e.g. lenses, prisms
    • B29L2011/0016—Lenses
    • B29L2011/0041—Contact lenses
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S525/00—Synthetic resins or natural rubbers -- part of the class 520 series
    • Y10S525/903—Interpenetrating network
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S525/00—Synthetic resins or natural rubbers -- part of the class 520 series
    • Y10S525/936—Encapsulated chemical agent
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S525/00—Synthetic resins or natural rubbers -- part of the class 520 series
    • Y10S525/937—Utility as body contact e.g. implant, contact lens or I.U.D.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • Eyeglasses (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Addition Polymer Or Copolymer, Post-Treatments, Or Chemical Modifications (AREA)
  • Macromonomer-Based Addition Polymer (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Polyurethanes Or Polyureas (AREA)
  • Purses, Travelling Bags, Baskets, Or Suitcases (AREA)
  • Glass Compositions (AREA)
  • Silicon Polymers (AREA)
  • Polymerisation Methods In General (AREA)
  • Treatments Of Macromolecular Shaped Articles (AREA)
  • Organic Low-Molecular-Weight Compounds And Preparation Thereof (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)

Abstract

Oční čočka s oftalmicky kompatibilními vnitřními a vnějšími povrchy, která je vhodná pro dlouhodobé nošení v nepřetržitém těsném kontaktu s očními tkáněmi a očními tekutinami a je zvolena ze skupiny zahrnující kontaktní čočky pro korekci zraku, kontaktní čočky pro modifikaci barvy očí, zařízení pro podávání očních léčiv a zařízení pro léčení očních ran, která obsahuje polymerní materiál vytvořený z (a) nejméně jednoho oxypermového polymerovatelného materiálu, kterým je makromer či monomer obsahující siloxan nebo makromer či monomer obsahující fluor a (b) nejméně jednoho ionopermového polymerovatelného materiálu, kterým je akrylát či methakrylát, akrylamid, methakrylamid, dimethylakrylamid, poly(alkylenglykol) nebo N-vinylpyrrolidon, přičemž uvedený polymerní materiál obsahuje množství ko-kontinuálních fází, zahrnujících alespoň jednu oxypermovou fázi vytvářející cestu pro kyslík a alespoň jednu ionopermovou fázi vytvářející cestu pro ionty či vodu, které se nepřetržitě rozprostírají od vnitřního k vnějšímu povrchu oční čočky, přičemž uvedená oční čočka vykazuje prostupnost pro kyslík ve výši alespoň 70 barrerů/mm a propustnost pro ionty, charakterizovanou difúzním koeficientem Ionoflux, nikoliv menší než 2,6 x 10.sup.-6.n. mm.sup.2.n./min.

Description

Oční čočky pro dlouhodobé nošení
Oblast techniky
Tento vynález se v širším smyslu týká čoček a polymerních materiálů užívaných voptice a očním lékařství. V užším smyslu se týká polymerních materiálů a způsobů používaných při výrobě kontaktních čoček. V ještě užším smyslu se týká kontaktních čoček použitelných při dlouhodobém nošení.
Dosavadní stav techniky
Na poli biokompatibilních polymerů bylo vykonáno mnoho různorodých výzkumů. Definice termínu „biokompatibilní“ přitom závisí na speciální aplikaci, pro niž je polymer připravován. V oblasti očních čoček a zvláště kontaktních čoček lze biokompatibilní čočku všeobecně definovat jako čočku, lze biokompatibilní čočku všeobecně definovat jako čočku, jež podstatně nepoškozuje okolní oční tkáň a oční kapaliny během použití. Výraz „oftalmicky kompatibilní“ vhodněji popisuje požadavky na biokompatibilitu očních čoček.
Jedním z požadavků na oftalmickou kompatibilitu kontaktních čoček je požadavek, aby čočka dovolila přísun kyslíku z okolního vzduchu k rohovce, protože rohovka nepřijímá kyslík skrví jako ostatní tkáně. Jestliže k rohovce nepronikne dostatek kyslíku, dojde k botnání rohovky. Jestliže nedostatek kyslíku trvá déle, dojde k nežádoucímu zvětšování cév v rohovce. „Měkké“ kontaktní čočky se přesně přizpůsobují tvaru oka, takže kyslík nemá možnost pronikat pod čočkou od jejího okraje. Proto musí měkké kontaktní čočky umožnit difusi kyslíku čočkou vrohovce.
Jiným požadavkem na oftalmickou kompatibilitu pro měkké kontaktní čočky je, že čočka nesmí pevně přilnout k oku. Uživatel musí samozřejmě být schopen snadno vyjmout čočku z oka za účelem její desinfekce, čištění nebo likvidace. Čočka však musí být schopna na oku se pohybovat, aby usnadnila slzám téci mezi čočkou a okem. Tok slz mezi čočkou a okem umožňuje odstranění smítek, různých cizích částic nebo mrtvých buněk epithelu zpod čočky a posléze i mimo tok slz. Proto nesmí kontaktní čočka přiléhat k oku tak pevně, aby to bránilo přiměřenému pohybu čočky na oku.
I když existují tuhé kontaktní čočky propustné pro plyn („RPG“) s vysokou propustností pro kyslík a pohyblivě na oku, čočky typu RPG jsou v typickém případě zcela nepohodlné pro uživatele. Vzhledem k pohodlí jsou proto měkké kontaktní čočky preferovány mnohými uživateli. Navíc kontaktní čočky, jež lze nepřetržitě nosit během jednoho nebo více dní (včetně nošení při spánku), vyžadují úroveň pohodlí zcela vyžadující tuhé kontaktní čočky RPG ze soutěže na masové rozšíření čoček pro dlouhodobé nošení.
Pro kombinaci oftalmické kompatibility a požadavků na pohodlí uživatele při konstrukci měkkých kontaktních čoček pro denní nošení byly vyvinuty polymery a kopolymery 2-hydroxyethylmethakrylátu (HEMA). Tyto hydrofilní polymery se na oku dobře pohybují a pro denní nošení zajišťují dostatečnou propustnost pro kyslík. Určitě měkké kontaktní čočky byly schváleny FDA pro dlouhodobé nošení v rozsahu až cca šesti nocí a sedmi dní při nošení jen ve dne. Uživatel však nemůže bezpečně a pohodlně nosit tyto poly(HEMA)čočky po delší dobu sedmi dní nebo více, protože jejich propustnost pro kyslík je nedostatečná. Delší doba (sedm nebo více dní) nošení těchto čoček může mít za následek při nejmenším botnání čočky a vývoj povrchových cév na rohovce.
Pro zlepšení propustnosti pro kyslík byly vyvinuty polymery obsahující skupiny s křemíkem. Vysoká propustnost pro kyslík byla zjištěna u různých polymerů obsahujících siloxan. Jako příklady uveďme patentové přihlášky US 3 228 741, US 3 341 490, US 3 996 187 a US 3 996 189.
-1 CZ 295931 B6
Polysiloxany však jsou typicky vysoce lipofilní. Vlastnosti známých polysiloxanů (jako lipofilita, teplota skelného přechodu, mechanické vlastnosti) měly za následek vznikl kontaktních čoček, které pevně přilnou k oku a tím znemožňují nezbytnou pohyblivost čoček. Navíc lipofilní vlastnosti polysiloxanů vedou k usazování lipidů a proteinů obsažených v slzách na čočkách a tím vedou ke vzniku zákalu, který zhoršuje vidění čočkami.
Byly pokusy kombinovat potřebné hydrofilní vlastnosti hydrofilních polymerů vytvořených z monomerů jako je HEMA s potřebnou propustností polymerů vzniklých z monomerů obsahujících siloxan pro kyslík. Příkladem jsou patentové přihlášky US 3 808 178, US 4 136 250 a US 5 070 169. Starší pokusy o výrobu skutečných kontaktních čoček pro dlouhodobé nošení však byly nespěšné, ať už kvůli škodlivému účinku čoček pro dlouhodobé nošení na zdraví rohovky, nebo pro nedostatečnou pohyblivých čoček na oku. Proto stále trvá potřeba oftalmicky kompatibilních, průhledných polymemích materiálů vhodných pro dlouhodobý nepřetržitý styk čočky s oční tkání a očními kapalinami.
Podstata vynálezu
Jedním z cílů tohoto vynálezu je poskytnout materiál s vyváženými charakteristikami jako je propustnost pro kyslík, propustnost pro ionty, pohyblivost na oku a volný odtok slz, které jsou potřebné pro zdraví rohovky a pohodlí uživatele při dlouhodobém trvalém nošení.
Jiným cílem tohoto vynálezu je poskytnout oční čočku pro dlouhodobé nepřetržité nošení po dobu nejméně 24 hodin bez výrazného záporného účinku na zdraví rohovky nebo pohodlí uživatele a ještě raději poskytnout čočku schopnou nepřetržitého nošení 4 až 30 dní nebo více bez výrazného záporného účinku na zdraví rohovky nebo pohodlí nositele.
Dalším cílem tohoto vynálezu je poskytnou toční čočku umožňující dlouhodobé nepřetržité nošení po dobu alespoň 24 hodin bez podstatného botnání rohovky nebo nepohodlí nositele a ještě raději poskytnou toční čočku umožňující dlouhodobé nepřetržité nošení po dobu 4, 7, 14 nebo 30 dní nebo více bez podstatného botnání rohovky nebo nepohodlí nositele.
Jedním z cílů je i poskytnout způsoby tváření očních čoček pro dlouhodobé nošení.
Posléze je cílem tohoto vynálezu i poskytnout způsoby zkoušení a klasifikace očních čoček jako možných kandidátů na praktické dlouhodobé používání.
Těchto a dalších cílů vynálezu se dociluje různých zde popsanými způsoby provedení.
Jedním z možných provedení vynálezu je oční čočka s oftalmicky kompatibilními vnitřními a vnějšími povrchy, která je vhodná pro dlouhodobé nošení v nepřetržitém těsném kontaktu s očními tkáněmi a očními tekutinami a je zvolena ze skupiny zahrnující kontaktní čočky pro korekci znaku, kontaktní čočky pro modifikaci barvy očí, zařízení pro podávání očních léčiv a zařízení pro léčení očních ran, přičemž tato čočka obsahuje polymemí materiál vytvořený z (a) nejméně jednoho oxypermového polymerovatelného materiálu, kterým je makromer či monomer obsahující siloxan nebo makromer či monomer obsahující fluor a (b) nejméně jednoho ionopermového polymerovatelného materiálu, kterým je akrylát či methakrylát, akrylamid, methakrylamid, dimethylakrylamid, poly(alkylenglykol) nebo N-vinylpyrrolidon, přičemž uvedený polymerní materiál obsahuje množství ko-kontinuálních fází, zahrnujících alespoň jednu oxypermovou fázi vytvářející cestu pro kyslík, která se nepřetržitě rozprostírá od vnitřního povrchu oční čočky k vnějšímu povrchu oční čočky, a alespoň jednu ionopermovou fázi
-2CZ 295931 B6 vytvářející cestu pro ionty či vodu, která se nepřetržitě rozprostírá od vnitřního povrchu oční čočky k vnějšímu povrchu oční čočky, přičemž uvedená oční čočka vykazuje prostupnost pro kyslík ve výši alespoň 70 barrerů/mm a propustnost pro ionty, charakterizovanou difúzním koeficientem Ionoflux, nikoliv menší než 2,6 x 10‘6 mm2/min.
Uvedená čočka je vhodná pro dlouhodobé nošení v nepřetržitém intimním kontaktu s oční tkání a tokem slz, vykazuje rovnováhu mezi propustností pro kyslík a propustností pro ionty potřebnou pro udržení dobrého zdraví rohovky, přiměřenou pohyblivost čočky na oku a pohodlí uživatele při dlouhodobém nošení. Čočka se připravuje polymerací, přednostně kopolymerací (a) alespoň jednoho polymerovatelného materiálu propustného pro kyslík, schopného polymerace za vzniku polymeru s vysokou propustností pro kyslík; a (b) alespoň jednoho polymerovatelného materiálu propustného pro ionty, schopného polymerace za vzniku polymeru s vysokou propustnosti pro ionty.
Uvedenou čočkou je výhodně kontaktní čočka.
Uvedená čočka výhodně obsahuje jádrový polymerní materiál definovaný výše a oftalmicky kompatibilní povrch, kterým je hydrofilní povrch, přičemž uvedený povrch je více hydrofilní než uvedené jádro.
Uvedeným hydrofilním povrchem je výhodně hydrofilní polymerní povrchový povlak.
Uvedený hydrofilní povrchový povlak je výhodně aplikován plazmovým způsobem povlékání.
Vynález se týká rovněž způsobu vytvoření oční čočky s vysokou propustností pro kyslík a s vysokou propustností pro ionty. Způsob zahrnuje stupeň polymerní matrice, která má vnitřní povrch a vnější povrch, takže je k dispozici alespoň jedna cesta pro transport iontu a alespoň jedna cesta pro transport kyslíku z vnějšího povrchu k vnitřnímu. Výhodně způsob zahrnuje úpravu povrchu čoček, aby byl více hydrofilní než její matrice.
Vynález se rovněž týká způsobu použití kontaktní čočky vybavené cestou pro transport jak kyslíku, tak i iontů z vnitřního povrchu k vnějšímu povrchu jako čočky pro dlouhodobé nošení. Způsob zahrnuje (a) aplikaci čočky na oko a (b) ponechání čočky v těsném kontaktu s prostředím oka po dobu nejméně 24 hodin bez podstatného záporného účinku na zdraví rohovky nebo pohodlí uživatele. Výhodně způsob zahrnuje použití dodatečných stupňů (c) vyjmutí čočky z očního prostředí; (d) dezinfekce čočky; (e) aplikace čočky na oko; a ponechání čočky v těsném kontaktu s očním prostředím po dobu alespoň dalších 24 hodin. Výhodně se čočka trvale nosí alespoň sedm dní bez podstatného záporného účinku na zdraví rohovky nebo pohodlí uživatele.
Nástin a popis přednostně používaných provedení
I. Definice termínů
II. Základní polymery (matrice) a čočky
A. Polymerovatelné materiály propustné pro kyslík (oxypermy)
B. Polymerovatelné materiály propustné pro ionty (ionopermy)
C. Hmotnostní poměr polymerovatelných materiálů propustných pro kyslík apolymerovatelných materiálů propustných pro ionty
D. Morfologie
-3CZ 295931 B6
E. Obsah vody v polymemím bloku
F. Propustnost pro ionty a vodu
1. Způsob měření propustnosti pro ionty Ionoflux
2. Způsob měření propustnosti pro ionty Ionoton
3. Způsob měření propustnosti pro vodu Hydrodell
G. Propustnost a prostupnost pro kyslík
H. Mechanické parametry pohyblivosti na oku
1. Modul pružnosti a krátká relaxační doba
2. Tangens delta
3. Kombinace parametrů
I. Příklady vhodných materiálů
1. Materiál„A“
2. Materiál„B“
3. Materiál„C“
4. Materiál„D“
III. Oftalmicky kompatibilní povrchy
IV. Výrobky
A. Oční čočky
B. Kontaktní čočky
V. Způsoby užití při dlouhodobém nošení
VI. Způsoby výroby čoček
Popis přednostně používaných provedení
Jedním z provedení tohoto vynálezu je oftalmicky kompatibilní transparentní čočka vhodná pro dlouhodobý nepřetržitý kontakt s oční tkání a slzami. Zvláště doporučovaným provedením vynálezu je čočka pro korekci vidění určená pro dlouhodobé nošení a vhodná pro bezpečné a pohodlné dlouhodobé nošení bez vyjmutí. Ve snaze správně popsat vynález a vyznačit hranice a meze nároků uvádíme úvodem definice souboru základním termínů.
I. Definice termínů „Oftalmická čočka“ nebo „oční čočka“ zde znamená čočky používané v intimním kontaktu s okem nebo slzami jako jsou kontaktní čočky pro korekci vidění (např. kulové, torické, bifo
-4CZ 295931 B6 kální), kontaktní čočky pro úpravu barvy oka, oftalmické prvky uvolňující léčiva, prvky pro ochranu oční tkáně (např. oftalmické čočky podporující hojení ap. Zvláštní pozornosti se zde těší oftalmická čočka typu kontaktní čočky pro dlouhodobé nošení, zvláště kontaktní čočky pro korekci vidění při dlouhodobém nošení.
Termín „polymerovatelný materiál schopný polymerace za vzniku polymeru s vysokou propustností pro kyslík“ se zde vztahuje k monomerům, oligomerům, makromerům aj. a jejich směsím, schopným polymerace s podobnými nebo jinými polymerovatelnými materiály za vzniku polymeru vykazujícího relativně vysokou rychlost difúze kyslíku. Pro jednoduchost jsou zde tyto materiály uváděny jako „polymerovatelné materiály propustné pro kyslík (oxypermy)“ a výsledné polymery jsou nazývány „polymery propustné pro kyslík (oxypermy)“.
Termín „prostupnost čočky pro kyslík“ zde používaný znamená rychlost jíž kyslík prochází specifickou oční čočkou. Prostupnost pro kyslík Dk/t se běžně vyjadřuje v jednotkách barrer/mm, kde t je průměrná tloušťka materiálu (v mm) v měřené oblasti a „barrer“ je definován:
[(cm3 kyslíku) (mm)/(cm2)(sec)(mrn Hg)] x 10’9
Termín „propustnost pro kyslík“ Dk materiálu čočky nezávisí na tloušťce čočky. Propustnost pro kyslík je rychlost jíž kyslík prochází materiálem. Propustnost pro kyslík se běžně vyjadřuje v jednotkách barrer, kde Barrer je definován:
[(cm3 kyslíku) (mm)/(cm2) (sec) (mm Hg)] x 1010
Toto jsou jednotky v oboru běžně používané. Proto má jednotka „barrer“ v zájmu konzistence s praxí v oboru význam podle výše uvedené definice. Například čočka s Dk 90 barrerů (barrery propustnosti pro kyslík) a tloušťku 90 mikrometrů (0,090 mm) bude mít Dk/t 100 barrerů/mm (barrery prostupnosti pro kyslík/mm).
Zde používaný termín „polymerovatelný materiál schopný polymerace za vzniku polymeru s vysokou propustností pro ionty“ se vztahuje k monomerům, oligomerům, makromerům aj. a jejich směsím, schopným polymerace s podobnými nebo jinými polymerovatelnými materiály za vzniku polymeru vykazujícího propustnost pro ionty nebo vodu při relativně vysoké rychlosti. Pro jednoduchost jsou zde tyto materiály uváděny jako „polymerovatelné materiály propustné pro ionty“ a výsledné polymery jsou zde uváděny jako „polymery propustné pro ionty“.
Zde používaný termín „makromer“ se vztahuje k polymerovatelnému materiálu s molekulovou hmotností nejméně kolem 800 g/mol. Zde používaný termín „makromer“ rovněž zahrnuje oligomer.
Zde používaný termín „monomer“ znamená polymerovatelný materiál s molekulovou hmotností méně než ca 800 g/mol.
Zde používaný termín „fáze“ znamená oblast v podstatě homogenního složení, jež je zřetelnou a fyzikálně oddělenou částí heterogenního polymerního materiálu. Termín „fáze“ však znamená, že popisovaný materiál je chemicky čistá látka, ale pouze ze určité významné vlastnosti se podstatně liší od vlastností jiné fáze uvnitř tohoto materiálu. Proto se v souvislosti s polymemími složkami čočky fáze propustná pro ionty vztahuje k oblasti složené v zásadě pouze z polymeru propustného pro ionty (ionopermu) (a vody v případě hydratace), zatímco fáze propustná pro kyslík se vztahuje k oblasti složené v podstatě pouze z polymeru propustného pro kyslík (oxypermu).
Zde používaný termín „kontinuální fáze“ se vztahuje k oblasti s v podstatě uniformním složením tvořící nepřerušenou cestu pro transport od jednoho povrchu k druhému povrchu výrobku.
-5CZ 295931 B6
Zde používaný termín „ko-kontinuální fáze“ se vztahuje k alespoň dvěma oblastem, z nichž každá má v zásadě uniformní složení, jímž se liší od druhé, a k nichž každá tvoří kontinuální cestu od jednoho povrchu výrobku k druhému povrchu. Proto oftalimická čočka obsahující ko-kontinuální fáze polymeru propustného pro kyslík a polymeru propustného pro ionty bude mít dvě kontinuální cesty nebo soubory kontinuálních cest od vnitřního povrchu k vnějšímu povrchu čočky.
Zde používaný termín „morfologie“ se vztahuje ke struktuře nebo vzájemnému vztahu fází daného materiálu.
Zde používaný termín „oftalmicky kompatibilní“ se vztahuje k materiálu nebo povrchu materiálu, který může být dlouhodobě v těsném kontaktu s očním prostředím aniž by došlo k většímu poškození očního prostředí nebo nepohodlí nositele. Proto oftalmicky kompatibilní kontaktní čočka nezpůsobí vážnější botnání rohovky, bude přiměřeně pohyblivá na oku při mrkání, aby usnadnila potřebný odtok slz, nezpůsobí adsorpcí většího množství lipidů a během předepsané doby nošení nezpůsobí nositeli větší nepohodlí.
Zde používaný termín „oční prostředí“ se vztahu ke očním kapalinám (např. slzám) a oční tkáni (např. rohovce), jež mohou přijít do těsného styku s kontaktní čočkou použitou pro korekci vidění, uvolňování léků, hojení ran, úpravu barvy oba nebo jiná užití v očním lékařství.
Zde používaný termín „hydrofílní“ popisuje materiál nebo jeho část, který se ochotněji spojuje s vodou než s lipidy.
Zde používaný termín „hydrofílní povrch“ se vztahuje k povrchu, který je více hydrofílní a lipofobní než základní polymerní materiál výrobku (matrice). Proto oční čočka s hydrofilním povrchem znamená čočku se základním polymerním materiálem (matricí), který vykazuje určité hydrofílní vlastnosti a je alespoň zčásti opatřen povrchem více hydrofilním než matrice.
Zde používaný termín „vnější povrch“ čočky se vztahuje k povrchu čočky, který při nošení směřuje ven z oka. Vnější povrch, který je v typickém případě převážně konvexní, může být též označován jako čelní zakřivení čočky. „Vnitřní povrch“ čočky zde znamená povrch čočky, který při nošení směřuje dovnitř oka. Vnitřní povrch, který je v typickém případě převážně konkávní, může být též označován jako zadní zakřivení čočky.
Zde používaný termín „TRIS“ znamená 3-methakryloxypropyltris(trimethylsiloxy)silan podle CAS č. 17.096-07-0. Termín TRIS také zahrnuje dimeiy 3-methakryloxypropyltris(trimethylsiloxyjsilanu.
„Molekulová hmotnost“ polymerního materiálu (včetně monomemích nebo makromerních materiálů) zde znamená číselně vyjádřenou střední molekulovou hmotnost, pokud není specificky uvedeno něco jiného, nebo pokud zkušební podmínky neuvádějí něco jiného.
A. Polymerovatelné materiály propustné pro kyslík (oxypermy)
Polymerovatelné materiály propustné pro kyslík zahrnují širokou škálu materiálů,jež lze polymerovat za vzniku polymeru vykazujícího poměrně vysokou rychlost, jíž kyslík difunduje. Navíc tyto materiály musí být relativně oftalmicky kompatibilní. Tyto polymerovatelné materiály propustné pro kyslík zahrnují mimo jiné makromery a monomery obsahující siloxan, makromery a monomery obsahující fluor a makromery a monomery s trojnou vazbou.
Přednostně sem patří polymery typu oxyperm vytvořené zmakromeru obsahujícího siloxan. Zvláště jsou vhodné makromery s dialkylsiloxanovými skupinami, především dimethylsiloxany. Tyto makromery jsou všeobecně uváděny jako poly(dimethyl)siloxany (také PDMS). Makromery
-6CZ 295931 B6 obsahující siloxan mohou také obsahovat hydrofilní skupiny. Příklady vhodných makromerů obsahujících siloxan zahrnující mimo jiné materiály zde popsané A, B, C a D.
Prostupnost kyslíku čočkami (Dk/t) má být nejméně 70 barrerů/mm, ještě více se doporučuje hodnota nejméně 75 barrerů/mm a nejvíce hodnota nejméně 87 barrerů/mm. Tloušťka středu čoček je typicky více než 30 mikrometrů, doporučuje se tloušťka asi 30 až 200 mikrometrů, ještě lépe asi 40 až 150 mikrometrů nebo raději asi 50 až 120 mikrometrů a nejlépe asi 60 až 100 mikrometrů.
Prostupnost kyslíku čočkami pro dlouhodobé nošení od vnějšího povrchu k vnitřnímu povrchu musí být dostatečná, aby zabránila většímu botnání rohovky při dlouhodobém nošení. Je známo, že při nočním spánku se zavřenýma očima rohovka botná asi o 3 až 4 % v důsledku nedostatku kyslíku. Je také známo, že užívání typických kontaktních čoček jako jsou ACUVUE (Johnson and Johnson) po dobu 8 hodin (přes noc) má za následek botnání rohovky o asi 11 %. Avšak námi doporučované čočky pro dlouhodobé nošení vyvolají přinošení po dobu asi 24 hodin včetně nočního spánku botnání rohovky menší než asi 8 %, raději pod 6 % a nejraději pod 4 %. Námi doporučené čočky pro dlouhé nošení vyvolají po ca sedmidenním nošení včetně normálních period spánku botnání rohovky menší než asi 10 %, raději však méně než 7 % a nejraději méně než asi 5 %. Proto musí čočky pro dlouhodobé nošení obsahovat polymer propustný pro kyslík v množství dostatečném, aby vytvořil cesty pro transport kyslíku difúzí od vnějšího povrchu čočky k jejímu vnitřnímu povrchu postačující pro vznik výše uvedených vlastností ve vztahu k botnání rohovky. Je výhodné, když má čočka pro dlouhodobé nošení kontinuální fázi polymeru propustného pro kyslík sahající od vnějšího povrchu čočky k jejímu vnitřnímu povrchu.
B. Polymerovatelné materiály propustné pro ionty (ionopermy)
Polymerovatelné materiály propustné pro ionty (ionopermy) zahrnují širokou škálu materiálu jež lze polymerovat za vzniku polymerů, jimiž ionty difundují relativně vysokou rychlostí. Navíc musí být tyto materiály relativně oftalmicky kompatibilní. Tyto polymerovatelné materiály zahrnují mimo jiné akryláty a methakryláty jako jsou 2-hydroxyethylmethakrylát, akrylamid, methakrylamid a dimethylakrylamid; polyalkylenglykoly jako je polyethylenglykol; N-vinylpyrrolidony jako je N-vmyl-2-pyrrolidon; ap. a jejich směsi. Další materiály typu ionopermů jsou uvedeny v níže popsaných provedeních materiálů A-D.
C. Hmotnostní poměry
Poměr polymerovatelných materiálů typu oxypermu k ionopermům se může podstatně měnit v závislosti na zvolené rovnováze propustnosti pro kyslík a propustnosti pro ionty při zamýšleném finálním použití tvářeného polymerního výrobku. Je výhodné, když objemový poměr oxypermu k ionopermů včetně vody v plně hydratované čočce je asi 40 až asi 60 k asi 60 až asi 40. Je však třeba určit hmotnostní procenta odvozená od celkové hmotnosti čočky, protože při výrobě čoček se hmotnostní procenta více používají. Je výhodné, když čočky pro dlouhodobé nošení, obsahující v zásadě jenom materiály typu oxyperm a ionoperm, mají obsah polymerovatelného materiálu typu oxyperm v předpolymerační směsi asi 60 k asi 85 hmotnostním procentům a polymerovatelného materiálu typu ionoperm asi 15 kaši 40 hmotnostním procentům z veškeré hmotnosti polymerovatelného materiálu. Ještě výhodnější je, když předpolymerační směs obsahuje asi 70 k asi 82 hmotnostním procentům polymerovatelného materiálu typu oxyperm a asi 18 až asi 30 hmotnostních procent polymerovatelného materiálu typu ionoperm z veškeré hmotnosti polymerovatelného materiálu.
Do předpolymerační směsi lze před polymerací přidat širokou škálu dalších polymerovatelných materiálů. Pro zlepšení strukturální integrity a mechanické pevnosti lze přidat síťovací činidlo jako ethylenglykoldimethakrylát (EGDMA). Pro prevenci vzniku mikrobiální kultury na povrchu
-7 CZ 295931 B6 materiálu čočky lze přidat antimikrobiální polymerovatelný materiál jako jsou polymerní kvartémí amoniové soli. Pro úpravu propustnosti finálního tvářeného výrobku pro kyslík a ionty lze dodatečně přidat monomery a makromery propustné pro ionty a polymerovatelné materiály propustné pro kyslík. Obzvlášť užitečnou polymerovatelnou přísadou je TRIS, který jak zvyšuje propustnost pro kyslík, tak zlepšuje modul pružnosti.
Doporučená předpolymerační směs obsahuje (a) asi 30 až 60 hmotnostních procent makromeru propustného pro kyslík, (b) asi 20 až 40 hmotnostních procent polymerovatelného materiálu propustného pro ionty a (c) asi 1 až 35 hmotnostních procent TRIS z celkové hmotnostní čočky. Ještě výhodnější je podíl TRIS asi 10 až 33 hmotnostních procent z celkové hmotnosti předpolymerační směsi.
V doporučeném provedení obsahuje předpolymerační směs méně než asi 5 hmotnostních procent síťovacího činidla z celkové hmotnosti předpolymerační směsi. Je výhodnější, když předpolymerační směs obsahuje méně než asi 2 hmotnostní procenta síťovacího činidla z celkové hmotnosti předpolymerační směsi. Ještě výhodnější je, když předpolymerační směs v podstatě neobsahuje prakticky žádné síťovací činidlo. V obzvlášť doporučeném provedení předpolymerační směs neobsahuje žádný přídavek síťovacího činidla.
Výše popsané kvantitativní rozsahy pro polymerovatelné materiály propustné pro kyslík, polymerovatelné materiály propustné pro ionty a TRIS jsou předpokládány, aby čtenáři usnadnily lepší pochopení vynálezu. Je však třeba poznamenat, že specifická hmotnostní nebo objemová procenta polymerovatelných materiálů propustných pro kyslík nebo pro ionty nejsou rozhodujícími faktory při přípravě dobré čočky pro dlouhodobé nošení. Je mnohem důležitější, aby čočka měla dostatečnou propustnost pro ionty zajišťující dobrou pohyblivost na oku a dostatečnou propustnost pro kyslík zajišťující dobré zdraví rohovky při dlouhodobém nošení.
D. Morfologie
Jedním z požadavků na materiály čoček je, aby čočka měla vysokou propustnost pro viditelné světlo od vnějšího povrchu k vnitřnímu. Morfologie čočky, zahrnující i velké fázově oddělené oblasti, snižuje propustnost pro viditelné světlo a způsobuje značné nežádoucí zkreslení obrazu a tím ruší hodnotu čočky jako prvku pro korekci vidění. Proto musí mít čočka morfologie umožňující propustnost nejméně ca 80 % ještě raději však 90 % viditelného světla a nepůsobí větší nežádoucí zkreslení obrazu.
V jednom z doporučených provedení má materiál čočky alespoň dvě fáze: nejméně jednu fázi oxypermu a nejméně jednu ionopermu. Třebaže jde o dvě odlišné fáze, soudí se, že může být přítomna i přechodová fáze (interfáze), v níž je složení materiálu a jeho vlastnosti kombinací složení a vlastností materiálů propustných jednak pro kyslík, jednak pro ionty. Proto zde může existovat zřetelná fáze materiálu propustného pro kyslík nebo větší množství těchto fází, zřetelná fáze materiálu propustného pro ionty nebo větší množství těchto fází a směsná fáze jako směs fáze propustné pro kyslík a fáze propustné pro ionty. V jednom z doporučených provedení je teplota skelného přechodu (Tg) fáze propustné pro kyslík (oxyperm) méně než asi -115 °C.
Existence oddělených fází oxypermu a ionopermu je zřejmě spíše než směs fází oxypermu a ionopermu prospěšná při podpoře difúze kyslíku a iontů. Kyslík difunduje hlavně skrze polymer typu oxypermu, zatímco polymer typu ionopermu představuje pro difúzi kyslíku větší překážku. Podobně ionty dobře difundují skrze polymer typu ionopermu, ale polymer typu oxypermu jim klade větší odpor. Proto jediná směsná homogenní fáze složená z oxypermu a ionopermu klade nežádoucí odpor difúzi jak kyslíku tak iontů, zatímco dvě oddělené fáze oxypermu a ionopermu vykazují transportní cesty s nízkým odporem pro prostup kyslíku, iontů i vody. Proto má ideální čočka pro dlouhodobé nošení cestu nebo několik cest od vnějšího povrchu k vnitřnímu povrchu pro prostup kyslíku a analogickou cestu nebo několik cest pro prostup vody nebo iontů.
-8CZ 295931 B6
Ve zvláště výhodném provedení má čočka dvě kontinuální fáze, fázi oxypermu a fázi ionopermu, jež propouštějí vodu nebo ionty a kyslíku mezi předním a zadním zakřivením čočky.
E. Obsah vody v polymemím bloku
Měření obsahu vody je nesnadné, protože je obtížné odstranit ulpělé kapičky vody z povrchu, aniž by se ovlivnila hodnota celkového obsahu vody v čočce. Navíc se může voda z povrchu čočky rychle odpařovat a tím snižovat obsah vody z rovnovážné hladiny. V důsledku toho diskuse o celkovém obsahu vody v čočce si žádá i diskusi o technice měření používané pro stanovení obsahu vody.
Požadovaný celkový obsah vody v hydratovaných čočkách je funkcí vlastností materiálu čočky. Vlastnosti materiálu závisejí na makromerech a monomerech v předpolymerační směsi a na polymeračních podmínkách. Proto může být doporučovaný obsah vody v čočce obsahující materiál propustný pro kyslík, na bázi fluoru jiný než pro čočku obsahující oxyperm na bázi siloxanu.
V důsledku toho není vynález všeobecně omezen na specifické celkové obsahy vody, i když jsou pro lepší pochopení vynálezu nabízeny orientační limity pro celkový obsah vody.
Jeden způsob měření obsahu vody v čočce vypracovaný v souladu s tímto vynálezem, zde označovaný jako „Bulk Technique“, je tento: Čočka je nejdříve zcela hydratována ve fyziologickém roztoku, takže je voda v čočce v rovnováze s okolní vodou. Čočka je jemně zbavena povrchové vlhkosti mezi dvěma savými látkami nepouštějícími chloupky. Čočka se rychle přenese na hliníkovou misku váhy a změří se první hmotnost za vlhka Wj. Pak je tato miska s čočkou umístěna na 24 hodin v pícce při teplotě 36 °C. Po zahřívání se miska s čočkou umístí v desikátoru a nechá vychladnout při pokojové teplotě asi 22 °C. Miska s čočkou se opět zváží pro stanovení hmotnosti za sucha Wd. Čočka se opět uvede do rovnováhy s vodným prostředím ve fyziologickém roztoku a pak se stanoví druhá hmotnost za vlhka W2. Z hmotnostní za vlhka (Wj a W2) se stanoví průměrná hmotnost za vlhka Ww. Celkový obsah vody je určen rovnicí:
procento obsahu vody = (Ww-Wd)/Ww x 100
Doporučený obsah vody stanovený „Bulk Technique“ je méně než asi 32 hmotnostních procent. Ještě lépe je když má čočka obsah vody asi 10 až 30 hmotnostních procent z celkové hmotnosti čočky. Zvláště je třeba doporučit obsah vody asi 15 až asi 25 hmotnostních procent.
F. Propustnost pro ionty a vodu
Nečekaně bylo zjištěno, že propustnost čočky pro ionty dobře koreluje s její pohyblivostí na oku. Jak bylo výše řečeno, je známo, že dobrá pohyblivost čočky na okuje potřebná v zájmu dobrého odtoku slz a posléze i pro zajištění dobrého zdraví rohovky. I když se platnost patentu neváže na zde formulovanou teorii, její prezentace může být užitečná pro lepší pochopení, jak vynález realizovat.
Teoreticky se usuzuje, že propustnost pro vodu je mimořádně důležitý parametr pro čočku určenou pro dlouhodobé nošení obsahující polymery propustné pro kyslík jako materiály zde uvedené. Materiály propustné pro kyslík obsahující siloxan mají sklon pevně přilnout k oku a tím ztratit pohyblivost na oku. Soudí se, že schopnost propouštět vodu umožňuje polymemí čočkám obsahujícím siloxan pohyb na oku, přičemž je tento pohyb důsledkem sil vyvolaných vytlačováním vody mimo čočku. Rovněž se věří, že propustnost čoček pro vodu je důležitá pro doplňování vody obsažené v čočce když tento tlak ustane. Dále se věří, že propustnost pro ionty je přímo úměrná propustnosti pro vodu. Proto lze na základě propustnosti pro ionty předvídat pohyblivost čočky na oku.
V každém případě bez ohledu na to, zda teorie o propustnosti vody je správným pochopením reálného jevu pohybu čočky na oku, neočekávaně bylo shledáno, že nad určitou prahovou hod
-9CZ 295931 B6 notou propustnosti čočky pro ionty od vnitřního povrchu k vnějšímu nebo naopak se čočka na oku pohybuje a pod touto prahovou hodnotou čočka přilne k oku. Proto popisované zdokonalené kontaktní čočky pro dlouhodobé nošení dosahují rovnováhy mezi relativně vysokou propustností pro kyslík materiálů typu oxypermu (a jejich vysokou vazebnou silou) s nízkou vazebnou silou (vysokou pohyblivostí na oku) materiálů typu ionopermu. Věří se, že se toho dociluje díky množství kontinuálních transportních cest pro prostup iontů zajišťujících pohyb iontů a vody skrze čočku.
Je třeba poznamenat, že těmito cestami se ionty mohou skrze čočky pohybovat na základě různých mechanismů. Mohou např. difundovat skrz čočku vlivem koncentračních rozdílů mezi dvěma povrchy. Ionty mohou též být protlačovány cestami pro transport iontů mechanickým účinkem mrkání, při němž dochází ke stlačování čočky a vymačkávání vody z čočky. Navíc elektrostatický náboj na površích může vyvíjet elektromotorickou sílu,jež pohání pronikání iontů čočkou. Někdy může být některý z těchto zdrojů energie větší než ostatní a jindy může být jejich relativní velikost opačná. Toto vysvětlení podáváme pro ujasnění, že vynález není omezen metodou nebo pohonnou silou zajišťující pohyb iontů čočkou.
Měření propustnosti čočky pro vodu ani její propustnosti pro ionty nelze považovat za rutinní zkušební postup v průmyslu. Proto diskuse o osvědčených hodnotách propustnosti pro ionty nebo vodu ospravedlňuje i diskusi o postupech měření používaných pro určení propustnosti.
Propustnost čočky pro vodu lze stanovit na základě rychlosti pronikání vody čočkou od jednoho povrchu k druhému. Propustnost čočky pro vodu může být stanovena umístěním čočky mezi dvěma nádržemi obsahujícími roztoky rozdílné, avšak známé počáteční koncentrace vody značené tritiem, a následným měřením koncentrace značené vody v jímací nádobce (tj. nádobce, jež vykazuje pozitivní hodnotu čistého přítoku značené vody) jako funkci času.
Relativní propustnost čočky pro ionty může být stanovena z rychlosti pronikání iontu čočkou od jednoho povrchu k druhému. Rychlost pronikání lze stanovit umístěním čočky mezi dvěma nádržemi obsahujícími roztoky rozdílné avšak známé počáteční koncentrace iontů a následným měřením vodivosti v jímací nádobce (tj. nádobce, jež vykazuje pozitivní hodnotu čistého přítoku iontů) jako funkci času. Koncentraci iontů jako jsou sodné ionty lze přesně měřit použitím pH-metru a selektivní elektrody pro dané ionty. Soudí se, že ionty jsou propouštěny čočkou od vnitřního povrchu k vnějšímu, než naopak, difúzí iontů cestami pro transport vody v čočce. Panuje názor, že propustnost pro ionty dané čočky je přímo úměrná její propustnosti pro vodu.
1. Způsob měření propustnosti pro ionty Ionoflux
Následující způsob, zde představený jako technika Ionoflux je přednostně používaný způsob stanovení propustnosti čoček. Lze ho použít pro určení pravděpodobnosti pohyblivosti čočky na oku.
Technika Ionoflux zahrnuje použití konduktometru (LF 2000/C, katalog č. 300.105, Wissenschaftlich-Technische Werkstaetten GmbH (WTW, SRN), elektrody vybavené teplotním čidlem (RL 01/T, katalog č. 302 520, WTW), donorové komory obsahující fyziologický roztok, jímací komory obsahující asi 60 ml deionizované vody, míchadla a termostatu.
Donorová komora je speciálně konstruována tak, aby v ní bylo možno kontaktní čočku nepropustně uzavřít, takže donorový roztok nemůže procházet kolem čočky (tj. ionty mohou procházet výhradně čočkou). Donorová komora sestává ze skleněné trubky jež je opatřena závitem na konci ponořeném v jímacím roztoku. Skleněná trubka má centrálně umístěný otvor o průměru asi 9 mm. Víčko našroubované na skleněné trubce obsahuje člen pro fixaci čočky s centrálně umístěným otvorem o průměru asi 8 mm. Tento člen má zasunovací část tak tvarovanou, aby jí bylo možno nepropustně utěsnit okraje vnitřního (konkávního) povrchu čočky a část uzpůsobenou tak, aby utěsnila okraje vnějšího (konvexního) povrchu čočky.
-10CZ 295931 B6
Čočka určená k měření se umístí v členu pro fixaci čočky mezi oba uvedené těsnicí prvky. Oba tyto těsnicí prvky obsahují pružné těsnicí kroužky umístěné mezi čočkou a těsnicím prvkem. Po umístění čočky v tomto fixačním členu se člen umístí ve víku opatřeném závitem. Víko se našroubuje na skleněnou trubici čímž vznikne donorová komora. Ta se naplní 16 ml 0,1 molámího roztoku NaCl. Jímací komora se naplní 60 ml deionizované vody. Vodiče konduktometru se ponoří v deionizované vodě příjmové komory, jež se opatří míchadlem. Jímací komora se umístí v termostatu a teplota se udržuje na 35 °C. Nakonec se do jímací komory ponoří donorová komora.
Měření vodivosti se provádí každých 20 minut po dobu asi tří hodin, začne se 10 minut po ponoření donorové komory v příjmové komoře. Difuzní koeficient Ionoflux D se stanoví podle Fickova zákona:
D = -n'/(A x dc/dx) kde: n' = rychlost transportu iontu (mol/min)
A = exponovaná plocha čočky (mm2)
D = difuzní koeficient Ionoflux (mm2/min.) dc = koncentrační rozdíl (mol/L) dx = tloušťka čočky (mm)
Přednostně se vyžaduje difúzní koeficient Ionoflux větší než 6,4 x 1(T6 mm2/min, má-li se dosáhnout dostatečné pohyblivosti čočky na oku. Ještě lépe je, když difúzní koeficient je větší než ca 2,6 x 10’6mm2/min, zatímco nejvýhodnější je když difúzní koeficient Ionoflux je větší než 1,5 x 10‘6mm2/min. Je třeba zdůraznit, že difúzní koeficient Ionoflux koreluje s propustností čoček pro ionty a proto umožňuje předvídat pohyblivost čočky na oku.
2. Způsob měření propustnosti pro ionty Ionoton
Následující způsob, zde nazývaný technika Ionoton, je další výhodný způsob stanovení relativní propustnosti čočky pro ionty. Způsob se zakládá na měření difúze chloridu sodného čočkou.
Způsob Ionoton předkládá použití pH-metru (Beckmann, VWR katalog č. BK 123.142), ovládacího panelu difúzní cely VSC-1 (Crown-bio, Somerwille NJ), DCB-100B difúzní cely (CrownBio) a 6 cm elektrody specifické pro Na ionty (Microelectronics, Londonderry, NH, katalog č. MI-414P). Způsob se neomezuje na výše uvedené přístroje nebo materiály. Lze užít i jiných rovnocenných přístrojů a materiálů.
Kontaktní čočka se nejprve upevní na vstupní otvor cely DCB-100B (donorové komory). Proti donorové komoře s čočkou se umístí spojovací cela jako jímací komora a pevně fixuje na držák cely opatřený ovládacím panelem VSC-1. Potom se na jímací stranu komory přidá fosfátem pufrovaný fyziologický roztok (PBS, Mediatech catalog no. 21-031-LV). V každé komoře se umístí míchadlo. Na receptorové straně s pufrovaným fyziologickým roztokem se umístí 6cm elektroda. Když elektroda dosáhne vpufrovaném roztoku rovnovážného stavu, pH-metr se přepne na funkci mV pro stanovení bodu 0 mV. Do donorové komory se přidá roztok PBS nasycený chloridem sodným.
Signál vmV se zaznamenává v intervalech po 5, 10, 15, 30, 60, 120 a 180 min. Tyto údaje se převádějí na koncentraci sodných iontů pomocí standardních křivky koncentrace sodných iontů
-11 CZ 295931 B6 vynášených proti napětí vmV. Koeficient propustnosti pro ionty Ionoton (P) pak vyplývá z rovnice:
ln(l-2C(t)/C(O)) = -2APt/Vd kde: C(t) - koncentrace sodných iontů v čase t v jímací komoře
C(0) = počáteční koncentrace sodných iontů v donorové komoře
A = plocha membrány, tj. vystavená plocha čočky v celách
V = objem kyvětového prostoru cely (3, 0 ml) d = průměrná tloušťka čočky v exponované oblasti
P = koeficient propustnosti
Průměrná tloušťka čočky v exponované testované oblasti může být stanovena jako průměr z určitého počtu zjištěných hodnot, např. deseti, nízkotlakým přístrojem pro měření tloušťky jako je Mitotoya Mikrometr VL-50 nebo jeho plnohodnotná náhrada. Koeficient propustnosti pro ionty Ionoton (P) v jednotkách cm2/sec. lze potom stanovit z průběhu časového diagramu (t) proti ln(l—2C(t)/C)O)) x (~2At/Vd).
Doporučuje se koeficient propustnosti Ionoton (P) větší než 0,2 χ 10'6 cm2/sec, ještě lepší je větší než ca 0,3 χ 10'6 cm2/sec, ale větší než 0,4 χ 10'6 cm/sec je nej výhodnější. Je třeba zdůraznit, že koeficient propustnosti pro ionty Ionoton koreluje s propustností iontů čočkami a proto na jeho základě lze předvídat pohyblivost čočky na oku.
3. Způsob měření propustnosti pro vodu Hydrodell
Následující způsob zde nazývaný jako Metoda Hydrodell je přednostně doporučovaným způsobem určení propustnosti čoček pro vodu. Tento způsob lze použít pro stanovení pravděpodobnosti pohyblivosti čočky na oku.
Metoda Hydrodell se zakládá na měření rychlosti přenosu radioaktivně značených roztoků THO (3H-HO) a 14C-glukózy skrze kontaktní čočku s použitím dvoukomorového přístroje. 14C-glukóza se používá v této měřicí technice pro odhalení jakékoliv netěsnosti systému během testu. Čočka je umístěna mezi dvěma komorami jež jsou míchány kontrolovanou rychlostí. Komora I obsahuje roztok s vysokou koncentrací značeného roztoku. Komora II (jímací komora) obsahuje identický roztok, avšak bez uvedené značené látky v roztoku. Během zkušební doby jsou periodicky odebírány vzorky. Radioaktivita vzorků je měřena. Propustnost čočky se vypočítá ze změřené radioaktivity, časového pořadí vzorku, objemu komory a plochy čočky exponované vůči roztoku. Následuje podrobnější popis způsobu Hydrodell.
a. Příprava roztoku
Fosfáty pufrovaný fyziologický roztok (DPBS) (Dulbecco) se připraví postupným rozpouštěním asi 160 g chloridu sodného (NaCl), asi 4 g chloridu draselného (KC1), asi 23 g hydrogentetraoxofosforečnanu sodného (Na2HPO4) a asi 10 g azidu sodného v litru vody z reverzní osmózy (MilliQ). Potom se upraví na ca 7,3 přidáním vhodného množství kyseliny chlorovodíkové HC1. Nakonec se tento ústojný roztok zředí v poměru 1:20 (50 ml ústojného roztoku s 950 ml vody z reverzní osmózy) a ponechá se odplynit buď přes noc v nádrži opatřené víkem na závit, nebo vakuově.
-12CZ 295931 B6
Glukózový ústrojný roztok (Cold) se připraví přidáním ca 0,lg D-glukózy kjednomu litru DPBS, po čemž následuje sterilizace filtrací přes miliporózní filtr (0,2 μΐ) a až do použití se skladuje při 4 °C.
Roztok pro komoru I se připravuje přidáním asi 6 μΐ THO (TR53, aktivita 1,0 mCi/ml od firmy Amersham Australia vNorth Ryde NSW Austrálie) a asi 16 μΐ 14C-glukózy (v ethanolu od Amersham Australia) k asi 1 ml glukózového ústrojného roztoku. Doporučuje se spotřebování během 24 h. od přípravy. Roztokem v komoře lije DPBS.
h. Příprava přístroje
Objem komor umožňuje obsah roztoku při testování asi 12 ml. Tvar komor není rozhodující, ale čtyřúhelníkový průřez usnadňuje výrobu. Komory mohou být vyrobeny z mnoha tuhých pro vodu nepropustných materiálů, pokud možno průhledných (např. akrylátových desek firmy FX Plastics, Marrickville NSW Australia) tak, aby bylo možno vzorky při testech sledovat. Každá komora má okrouhlý otvor průměru cca 7 mm pro upevnění čočky mezi komory tak, aby byla v kontaktu s roztoky v obou komorách. Pro bezpečné spojení obou komor a fixací čočky mezi nimi jsou potřebné fixační prostředky jako souboru montážních svorníků nebo šrouby.
Testovaná kontaktní čočka se symetricky nasadí na vstupní otvor do komory II. Záhyby a vrásky na čočce se ručně odstraní. Komora I se umístí těsně proti otvoru a fixované čočce v komoře II a spojení obou se zajistí montážními svorníky nebo šrouby.
Do komory II se dá asi 12 ml (V2) DPBS. Do komory I se uvede asi 12 ml značeného roztoku pro komoru I a stanoví se čas t=0. Obě komory se opatří míchadly a rychlost míchání se nařídí na asi 1200 otáček/min.
c. Odebírání vzorků
Odebírání vzorků zpravidla začíná v čas t0 = 5 min. Konečný čas odebírání vzorků tf je obvykle asi 50 min. v případě kontaktních čoček s vysokým obsahem vody a asi 120 min. v případě čoček s nízkým obsahem vody, i když tyto časy nejsou rozhodující.
V době t0 = 5 min. jsou z komory I pipetovány dva vzorky o objemu asi 0,2 ml a pro zachování objemu se do komory I přidají dvě alikvotní dávky 0,2 ml DPBS. Tyto vzorky se umístí do plastových počítacích trubic obsahujících asi 4 ml činidla Ultima Gold™ cocktail (od firmy Packard Instrument Co., Meriden, Connecticut) a asi 0,9 ml DPBS.
V téže době t0 se z komory II pipetuje vzorek objemu 1,0 ml a alikvotní dávka DPBS se přidá pro zachování objemu do komory II. Vzorek se umístí do plastové počítací trubice obsahující asi 4 ml činidla Ultima Gold™ cocktail.
V době mezi t0 a tf se každých 10 min. pipetuje z komory II vzorek objemu 1,0 ml a jedna alikvotní dávka DPBS se přidá pro zachování objemu do komory II. Každý vzorek se umístí do plastové počítací trubice s asi 4 ml činidla Ultima Gold™ cocktail.
V době tf se z komory I pipetují dva vzorky s objemem 0,2 ml. Tyto vzorky se umístí do plastových počítacích trubic obsahujících asi 4 ml činidla Ultima Gold™ cockail a asi 0,9 ml DPBS.
Rovněž v době tf se z komory II pipetují dva vzorky o objemu asi 1,0 ml. Tyto vzorky jsou umístěny do plastových počítacích trubic obsahujících asi 4 ml činidla Ultima Gold™ cockatail.
-13CZ 295931 B6
d. Měření
Aktivita vzorků se měří počítáním scintilace v kapalině nebo jinou vhodnou technikou. Počítání scintilace v kapalině lze s výhodou realizovat pomocí 3H/14C (protokol č. 6) na kapalném scintilačním počítači Tri-Carb (1900TR od firmy Packard Intrument Co.)
Připraví se tři standardy obsahující asi 104 až 105cpm THO ve vodě z reverzní osmózy (MillioQ). Rovněž se připraví tři standardy obsahující asi 104 až 105 cmp !4C glukózy ve vodě z reverzní osmózy (MilliQ). Připraví se slepý referenční vzorek obsahující pouze vodu MilliQ. Parametry scintilačního počítače jsou LLA = 0 KeV a ULA = 12 KeV pro 3H („1“) v kanálu 1 a LLB = 12 KeV a ULB = 156 KeV pro 14C („2“) v kanálu 2. Standardy a slepý vzorek se počítají třikrát při každém počítání vzorků a výsledky jsou zprůměrněny. Aktivity jednotlivých měřených vzorků se označují následujícím způsobem:
bi = měřená aktivita slepého vzorku v kanálu 1 b2 - měřená aktivita slepého vzorku v kanálu 2
S'ii = měřená aktivita standardu 3H vzorku v kanálu 1
S' 12 = měřená aktivita standardu 14C vzorku v kanálu 2
S'2i = měřená aktivita standardu 3H vzorku v kanálu 1
S'22 = měřená aktivita standardu 14C vzorku v kanálu 2 yi = měřená aktivita zkušebního vzorku (3H a 14C) v kanálu 1 y2 = měřená aktivita zkušebního vzorku (3H a 14C) v kanále 2
e. Výpočet propustnosti pro vodu
Při výpočtu skutečné aktivity vzorku je třeba především korigovat změřené aktivity izotopů 3H a I4C pro odstranění chyby vzniklé v důsledku vzájemného znečištění a přítomnosti obou izotopů v jednom vzorku. Aniž bychom se zabývali matematickým odvozováním, nabízíme následující postupnou metodu jako příklad jednoho způsobu stanovení propustnosti pro vodu na základě výše uvedených měření.
(1) Vypočítejte Sn, S(2, S2j a S22 z následujících rovnic:
Sn = S'H-bi
S12 = S'12-bi
521 = S'2i — b2
522 = S'22 — b2 (2) Vypočítejte a12 a a2i z následujících rovnic:
&12 = S]2/S22 a2i = S21/S11 (3) Vypočítejte korigované koncentrace 3H („1“) a 14C („2“) z následujících rovnic:
ci = [(yi - bi) - a]2(y2 - b2)]/( 1 - a]2 a21)V
C2 = [(y2 - b2) - a2,(yi - b,)]/( 1 - a]2 a2])V
- 14CZ 295931 B6 kde V je objem zkoušeného vzorku (4) Vypočítejte propustnost pro vodu pro interval tj až t2 podle rovnice:
P = Vn [Cu(t2)—Cn(ti)]/A(ci-Cn)(t]—12) kde Vn je objem komory II, cn (t2) je koncentrace 3H v komoře II v době t2, Cn (ti) je koncentrace 3H v komoře II v době tb A je exponovaná plocha čočky, Ci je průměrná koncentrace 3H v komoře I v časovém intervalu ti až t2 v cn je průměrný koncentrace 3H v komoře II v časovém intervalu ti až t2.
Oční čočky v jednom provedení tohoto vynálezu mají koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell větší než 0,2 x 10'6 cm2/sec. V preferovaném provedení tohoto vynálezu mají koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell větší než asi 0,3 x 10’6 cm2/sec. Oční čočky ve velmi výhodném provedení tohoto vynálezu mají koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell větší než asi 0,4 x 10’6 cm2/sec.
G. Propustnost a propustnost pro kyslík.
Jak již zmíněno, rohovka přijímá kyslík především svým povrchem vystaveným prostředí na rozdíl od ostatních tkání, které kyslík přijímají z krevního oběhu. Proto oční čočka určená pro dlouhodobé nošení musí umožnit dostatečnému množství kyslíku pronikat čočkou v zájmu udržení dobrého zdraví rohovky. Jedním z následků nedostatečného přívodu kyslíku v rohovce je její botnání. V přednostně doporučeném provedení je prostupnost oční čočky pro kyslík dostatečná, aby předešla klinicky významnému rozsahu botnání rohovky.
Výhodný materiál oční čočky má prostupnost čočky pro kyslík (Dk/t) alespoň 70 (cm3 kyslíku) (mm)/mm-cm2 (sec/mm Hg) x 109 (čili barrerů/mm), ještě výhodněji alespoň 75 barrerů/mm a nejvýhodněji alespoň 87 barrerů/mm.
Propustnost čočky pro kyslík a prostupnost materiálu čočky pro kyslík lze stanovit následujícím způsobem. Proud kyslíku (J) se měří při 34 °C ve vlhké cele (tzn. že se proud kyslíku udržuje při ca 100% relativní vlhkosti) s použitím přístroje DklOOO firmy Applied Design and Development CO, Norcross, Georgia) nebo podobným analyzátorem. Proud vzduchu se známým obsahem kyslíku (tj. 21 %) je veden podél jedné strany čočky rychlostí asi 10 až 20 cm3/min., zatímco proud dusíku je veden na opačné straně čočky rychlostí asi 10 až 20 cm3/min. Změří se barometrický tlak v okolí systému Pměfený. Tloušťka čočky (t) v oblasti vystavené testování se stanoví měřením v asi 10 místech mikrometrem Mitotya VL-50 nebo podobným přístrojem a výsledky se zprůměrní. Koncentrace kyslíku v proudu dusíku (tj. kyslík difundovaný čočkou) se změří přístrojem DklOOO. Propustnost materiálu čočky pro kyslík Dk se stanoví následující rovnicí:
Dk = Jt/(PkyS]ík) kde:
J = prou kyslíku [mikrolitry O2/cm2 - min.]
Pkyslik = (Pměřený- Pvodnípáry) X (% O2 V proudu Vzduchu) (mm Hg) = parciální tlak kyslíku v proudu vzduchu
Pměřcný- barometrický tlak [mm Hg]
Pvodnípáry = θ mm Hg při 34 °C (v suché cele) [mm Hg]
- 15 CZ 295931 B6 t = průměrná tloušťka čočky v oblasti vystavené testům [mm] kde Dk je vyjádřeno v jednotkách barrer, tj.
[(cm3 kyslíku) (mm)/cm2] x [sec/mm Hg] x 10'10.
Prostupnost materiálu čočky pro kyslík (Dk/t) se může vypočítat dělením propustnosti pro kyslík (Dk) průměrnou tloušťkou (t) čočky.
H. Mechanické parametry pohyblivosti na oku
Pohyblivost čočky na oku lze předvídat z mechanických vlastností čočky a její propustnosti pro ionty a vodu, anebo jak z mechanických vlastností, tak i z propustnosti pro ionty a vodu. Z kombinace mechanických vlastností a propustnosti pro ionty a vodu lze pohyblivost čočky na oku skutečně předvídat přesněji.
I. Modul pružnosti a krátká relaxační doba
Pro stanovení mechanických vlastností lze na materiálech pro čočky provádět mechanické zkoušky pružnosti. Způsob přípravy zkušebního vzorku z čočky pro následné mechanické testy zahrnuje následující stupně:
1. Středem čočky se vyřízne proužek o rovnoběžných stranách. Vhodná šířka je 3,1 mm.
2. Zkušební proužek se před testem ponoří do fyziologického roztoku pufrovaného fosfátem s přibližně shodnou osmolalitou jako mají slzy na dobu asi 24 h.
3. Mechanické testy se provedou se zkušebním proužkem ponořeným ve fyziologickém roztoku pufrovaném fosfátem při teplotě okolí (asi 23 °C).
Modul pružnosti lze měřit užitím rychlosti deformace zkušebního vzorku cca 100 % za minutu a zaznamenáváním výsledného napětí. Test lze provést i s použitím jiné rychlosti deformace.
Relaxace se měří užitím konstantní deformace zkušebního proužku 5 % a zaznamenáváním výsledného napětí po dobu asi 5 minut. Použitelný zkušební přístroj pro tyto testy je Vitrodyne V-200 firmy Liveco Biochemical Instruments v Burlington, Vermont.
Pro polymemí materiály přicházejí v úvahu analýza údajů vztahujících se k relaxaci pomocí tříprvkového Maxwell-Wiechertova modelu (jedna pružina a dvě kombinace pružina-tlumič řezané paralelně). Pro tento model je modul relaxace určen následující rovnicí:
E(t) = Eo + E, exp (-t/ti) + E2 exp(-t/t2)
Křivky časového průběhu napětí lze normalizovat vzhledem k maximálnímu (počátečnímu) napětí vloženému na vzorky. Tyto křivky lze analyzovat řadou komerčně nabízených programů (např. software ORIGIN) aplikací exponenciální rovnice:
y(t) = Yo + Aiexp(-t/tj) + A2exp (—t/t2) tak abychom získali relaxační parametry y0, tb Ab t2, a A2.
Bylo zjištěno, že modul pružnosti E a konstanta krátké relaxační doby (tj) korelují s dobrou pohyblivostí čočky na oku. V zájmu toho, aby čočka měla vhodnou pohyblivost na oku, bývá
-16CZ 295931 B6 modul pružnosti pod hodnotou asi 3 MPa. Ještě výhodnější je když je E asi 0,4 až asi 2,5 MPa, ale nej výhodnější je, když je hodnota E mezi asi 0,5 a asi 1,5 MPa.
Je výhodné, když konstanta krátké relaxační doby (f) je větší než asi 3,5 sec. Ještě výhodnější je, když tj je větší než ca 4 sec. a zvláště výhodné je, když je větší než asi 4,5 sec.
2. Tangens delta.
Čočky lze též hodnotit na základě metod dynamického mechanického rozboru (DMA). Bylo pozorováno, že faktor známý jako tangens delta (faktor mechanické ztráty) koreluje dobře s pohyblivostí na oku. Rovněž bylo pozorováno, že materiál čočky pohyblivý na oku vykazuje výrazný růst tangens delta s rostoucí frekvencí od ca 0,1 do 10 Hz při testování těchto materiálů metodami dynamického mechanického rozboru, tangens delta výhodného materiálu čočky je nad ca 0,2 při 0,1 Hz a roste k asi 0,25 nebo více při asi 10 Hz. Více je doporučován tangens delta asi 0,3 nebo více při 10 Hz a ještě více tangens delta asi 0,5 nebo více při 10 Hz.
Měření DMA lze provést následujícím způsobem: vytvoří se kotouč materiálu čočky o průměru asi 3,0 mm a tlouštce asi 0,50 mm. Kotouč se umístí v přístroji Perkin-Elmer DMA-7. Kotouč se ponoří do roztoku pufrovaného na pH asi 7,2 a před testem se udržuje v izotermálních podmínkách po dobu asi 10 minut nebo více při teplotě 23 až 35 °C. Přístroj je nastaven na režim měření komprese a deformace vzorku je upraven na cca 2 % až 4 % podle reakce vzorku. Amplituda komprese je asi 2 až 4 pm. Měření modulu pružnosti a tangens delta se provádějí při frekvencích asi 0,1, 1, a asi 10 Hz.
3. Kombinace parametrů
Pro zajištění potřebného pohybu čočky na oku lze vybrat materiál, který má kombinace výše uvedených vlastností. Proto má skupina výhodných materiálů pro čočky určené pro dlouhodobé nošení (a) modul pružnosti (E) asi 1,5 MPa nebo méně, (b) konstantu krátké doby relaxace (b) větší než asi 4 sec. a (c) koeficient propustnosti Ionoton větší než si 0,3 x 10'6 cm2/sec. a/nebo difúzní koeficient Ionoflux větší než asi 6,4 x 10'6 mm2/min.
I. Příklady vhodných materiálů
1. Materiál „A“
Jedním provedením vhodného materiálu pro základní polymemí materiál (matrici) diskutovaných očních čoček je kopolymer vytvořený z těchto monomerních a makromerních složek:
(a) asi 5 až 94 hmotn. % bezvodého makromeru obsahujícího segment formule
CP-PAO-DU-ALK-PDMS-ALK-DU-PAO-CP kde PDMS je dvojmocný poly(disubstituovaný siloxan) ALK je alkylenová nebo alkylenoxyskupina s nejméně 3 uhlíkovými atomy,
DU je skupina obsahující diurethan,
PAO je dvojmocný polyoxyalkylen a
CP je vybrán z akrylátů a methakrylátů, kde uvedený makromer má číselně střední molekulovou hmotnost 2000 až 10 000;
(b) asi 5 až 60 % hmotn. methakryloxypropyltris(trimethylsiloxy) silanu;
-17CZ 295931 B6 (c) asi 1 až 30 % hmotn. % monomerního akrylátu nebo methakrylátu; a (c) 0 až 5 % hmotn. síťovacího činidla, přičemž se % hmotn. vztahují k hmotnosti polymemího komponent za sucha.
S výhodou používaný makromerní polysiloxanový segment je definován formulí
CP-PAO-DU-ALK-PDMS-ALK-DU-PAO-CP kde PDMS je dvojmocný poly(disubstituovaný siloxan);
CP je izokyanátoalkylakrylát nebo -methakrylát, s výhodou izokyanátoethylmethakrylát, kde je urethanová skupina vázána na koncový uhlík skupiny PAO;
PAO je dvojmocný polyoxyalkylen (který může být substituován) a je s výhodou polyethylenoxid, tj. (CH2-CH2-O-)mCH2CH2-, kde m může dosahovat hodnot od 3 do asi 44, ještě výhodněji od asi 4 do asi 24;
DU je diurethan, zvláště zahrnující cyklickou strukturu, kde je jeden kyslík urethanové vazby (1) vázán na skupinu PAO a jeden kyslík urethanové vazby (2) je vázán na skupinu ALK; ALK je alkylenová nebo alkylenoxyskupina s nejméně 3 uhlíky, s výhodou rozvětvená alky lenová skupina nebo alkylenoxidová skupina se 3 až 6 uhlíkovými atomy a ještě raději sec.butylová (tj. -CH2CH2CH(CH3-) nebo ethoxypropyloxyskupina (např. -O-(CH2)2-O-(CH2)3-).
Je třeba poznamenat, že skupina DU může být tvořena ze širokého spektr adiizokyanátů nebo triizokyanátů včetně alifatických, cykloalifatických nebo aromatických polyizokyanátů. Tyto izokyanáty zahrnují mimo jiné ethylendiizokyanát; 1,2-diizokyanátopropan; 1,3-diizokyanátopropan; 1,6-diizokyanátohexan; 1,2-diizokyanátocyklohexyn; 1,3-diizokyanátocyklohexyn; 1,4—diizokyanátobenzen, bis(4-izokyanátocyklohexyl)methan; bis(4-izokyanátocyklohexyl)methan, bis(4-izokyanátofenyl)methan; 1,2 a 1,4-toluendiizokyanát; 3,3-dichloro-4,4'-diizokyanátobifenyl; tris(4-izokyanátofenyl)methan; 1,5-diizokyanátonaftalen; hydrogenovaný toluendiizokyanát; l-izokyanátomethyl-5-izokyanáto-l,3,3-trimethylcyklohexan (tj. izoforondiizokanát); 1,3,5-tris(6-izokyanátohexyl)biuret; l,6-diizokanáto-2,2,2-(2,4,4)-trimethylhexan; 2,2'-diizokyanátodiethylfumarát; 1,5-diizokyanáto-l-karboxypentan; 1,2-, 1,3-, 1,6-, 1,7-, 1,8-, 2,7- a 2,3-diizokyanátonaftalen; 2,4- a 2,7-diizokyanáto-l-methylnaftalen; 1,4-diizokyanátomethylcyklohexyn; 1,3-diizokyanáto-6(7)-methylnaftalen; 4,4'-diizokyanátobifenyl; 4,4'-diizokanáto-3,3'-dimethoxybisfenyl; 3,3'- a 4,4'-diizokyanáto-2,2'-dimethylbisfenyl; bis(4-izokyanátofenyl)ethan; bis(4-izokyanátofenylether); 1,2- nebo 1,4-toluendiizokyanát; a jejich směsi. DU se s výhodou vytvoří z izoforondiizokyanátu nebo toluendiizokyanátu a ještě lépe z izoforondiizokyanátu, kde jedna izomemí diurethanová strukturní složka izoforondiizokanátu je definována nahoře.
-18CZ 295931 B6
S výhodou používaný makromerní segment materiálu A má tuto formuli:
í í
OCN----NCOH H
kde
R] a R2 je nižší alkyly (Cj až C6), výhodně alkyl Ci až C3, ještě výhodněji methyl;
R3, R4, R5 a R6 je nižší alkyly (Cj až C6), s výhodou alkylen C, až C3, ještě výhodněji alkylen C2 až C3 a doporučuje se, aby celkové množství uhlíkových atomů vR3 a R5, nebo R4 a R6 bylo větší než 4;
R7 a R8 jsou lineární nebo rozvětvené alkyleny nebo dvojmocné cykloalkyleny, s výhodou dvojmocný cykloalkylen;
R9, R)o, Rn a R)2 jsou alkyleny C) až C2, s výhodou alkylen C2;
R]3 a Ru jsou nižší alkyleny (Ci až C6), s výhodou alkylen Ci až C3, ještě raději ethylen; a
Ri5 a Rló jsou lineární nebo rozvětvené nižší alkenyleny, s výhodou alkenyleny C2 až C3;
map mohou nezávisle na sobě dosahovat hodnot od asi 3 do asi 44, ještě raději od asi 4 do asi 24; a n se může pohybovat v rozsahu asi 13 do asi 80, raději však od asi 20 do asi 50 a nejraději od asi 24 do asi 30.
Makromer na bázi polysiloxanu lze syntetizovat následujícím doporučeným postupem. Při přibližně pokojové teplotě (ca 20 až 25 °C) se poly(dimethylsiloxan)dialkanol s hydroxyalkylovými koncovými skupinami (tj. hydroxy-sec.butyl) nebo hydroxyalkoxylovými (tj. hydroxyethylpropyloxy) a s molekulovou hmotností od ca 2000 do 3000 (s výhodou asi 2200, tj. s přibližně 28 opakujícími se siloxanovými skupinami) nechá zreagovat s izoforondiizokyanátem vmolámím poměru ca 1:2 za použití asi 0,2 % hmotn. dibutylcíndilaurátu jako katalyzátoru (z celkového množství polydimethylsiloxanu). Reakce se provádí asi 36 až 60 hodin. K této směsi se přidá poly(ethylenglykol) s molekulovou hmotností od ca 400 do 1200 (výhodněji asi 500 až 700) při molárním poměru asi 2:1 nebo 2,1:1 ve vztahu kPDMS, asi 0,4 až 0,5% hmotn. dibutylcíndilaurátu (z hmotnosti polyethylenglykolu a tolik chloroformu, aby byla zaručena trvalá homogenita směsi. Směs se míchá 12 až 18 hodin a pak se udržuje asi 6 až 10 hodin při teplotě ca 44 až 48 °C. Nadbytečných chloroform se při přibližně pokojové teplotě odpaří za vzniku kompozice obsahující asi 50 % hmotn. pevných látek. Pak se ke směsi přidá izokyanátoethylmethakrylát při molárním poměru 2:1 až 2,3:1 ve vztahu kPDMS. Směs se při pokojové teplotě míchá asi 15 až 20 hodin. Výsledný roztok obsahuje makromer na bázi polysiloxanu s výše uvedeným složením a číselně střední molekulovou hmotností asi 2000 až 10 000, výhodněji asi 3000 až 5000.
-19CZ 295931 B6
Výhodným polymerním materiálem vytvořeným z makromemiho materiálu A dle tohoto materiálu je kopolymer výše zmíněného makromerního materiálu A a akrylovaného nebo methakrylovaného siloxanového monomeru, s výhodou methakryloxypropyltris(trimethylsiloxy)silanu (zde uváděného jako TR1S); hydrofdního monomeru, s výhodou 2-hydroxyethylmethakrylátu (HEMA); a s výhodou síťovacího činidla jako je ethylenglykoldimethakrylát (EGDMA). Finální složení kopolymeru obsahuje asi 10 až 90, s výhodou 70 až 90 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu; asi 5 až 60, s výhodou asi 8 až 20 % hmotn. monomeru na bázi siloxanu; asi 1 až 30, s výhodou asi 1 až 5 % hmotn. akrylátového nebo methakrylátového monomeru; a 0 až asi 5, s výhodou až asi 2 % hmotn. síťovacího činidla (tj. EGDMA) z celkové hmotnosti kopolymeru za sucha. Ještě výhodnější kompozice obsahuje asi 80 až 84 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 12 až 15 % hmotn. TRIS, asi 3 až asi 4 % hmotn. 2-hydroxyethylmethakrylátu a asi 0,7 až asi 1,2 % hmotn. ethylenglykoldimethakrylátu.
Výhodně lze kopolymery podle předloženého vynálezu vytvořit z dříve popsaného makromeru na bázi polysiloxanu následujícím způsobem. Roztok monomeru vzniká přidáním TRIS, HEMA, DARUCUR(r) 1173 (fotoiniciátor firmy Ciba Geigy Corp.) a fakultativně i EGDMA k roztoku makromeru na bázi polysiloxanu. Výsledný roztok prekurzoru polymeru má s výhodou obsahovat asi 83 až asi 95 % hmotn. roztoku polysiloxanového makromeru, asi 5 až asi 10 % hmotn. TRIS, asi 0,5 až asi 5 % hmotn. HEMA, asi 0,1 až asi 1,0 % hmotn. DAROCUR(r) 1173, a asi 0,1 až asi 1,0 % hmotn. EGDMA. Ještě výhodnější je, když roztok monomeru obsahuje asi 87 až asi 93 % hmotn. roztoku makromeru na bázi polysiloxanu, asi 7 až asi 8 % hmotn. TRIS, asi 2 až asi 4 % hmotn. HEMA, asi 0,3 až asi 0,7 % hmotn. DAROCUR(r) 1173 a asi 0,3 až asi 0,7 % hmotn. EGDMA. Roztok monomeru má být před polymeračním stupněm míchán asi 8 až asi 24h.
Kontaktní čočky lze vyrobit z roztoku monomeru umístěním roztoku monomeru do vhodných forem pro čočky a užitím dostatečné UV radiace pro iniciaci polymerace. UV záření lze aplikovat několik minut až asi 5 hodin v závislosti na intenzitě použitého záření. Po polymeraci je možno čočky extrahovat rozpouštědlem, např. izopropanolem, v zájmu odstranění nezreagovaných monomerů.
Proto je v obecném smyslu jedním z provedení tohoto vynálezu způsob tvorby tvářených polymerních výrobků vhodných pro aplikaci v očním lékařství a optice (zvláště kontaktních čoček), zahrnující tyto stupně:
(a) uvedení do styku poly(dialkylsiloxan)dialkanolu s diizokyanátovou sloučeninou v přítomnosti prvního katalyzátoru za podmínek dostatečných aby vyvolaly reakci uvedeného dialkanolu s uvedeným diizokyanátem za vzniku první směsi;
(b) uvedení do styku řečené první směsi s polyalkylenglykolem, druhým katalyzátorem a dostatečným množstvím rozpouštědla pro zajištění homogenity směsi za vzniku druhé směsi;
(c) odpaření dostatečného množství rozpouštědla z řečené druhé směsi za vzniku třetí směsi s obsahem pevných látek od asi 40 do 60 % hmotn.;
(d) přidání izokyanátoalkylmethakrylátu k řečené třetí směsi za vzniku čtvrté směsi obsahující makromer na bázi polysiloxanu;
(e) přidání k této čtvrté směsi 3-methakryloxypropyltris(trimethylsiloxy)silanu (TRIS), hydrofilního monomeru, síťovacího činidla a fotoiniciátoru za vzniku páté směsi;
(f) umístění této páté směsi do formy; a (g) užití dostatečného množství radiace pro kopolymeraci řečeného monomeru, přičemž dojde k přetvoření řečeného polymerního materiálu na tvářený polymemí výrobek.
-20CZ 295931 B6
Hydrofilní kopolymery podle tohoto vynálezu jsou zvláště výhodné při tvorbě „měkkých“ kontaktních čoček. Při použití těchto kopolymer pro výrobu kontaktních čoček mají čočky obsah vody asi 10 až asi 50 % hmotn., výhodněji asi 10 až 30 % hmotn. a nejvýhodněji asi 15 až asi 22 % hmotn. z celkové hmotnosti hydrofilního polymeru. Doporučuje se, aby plně hydratované kontaktní čočky měly prostupnost pro kyslík (Dk/t) větší než 70 barrerů/mm (tj. [(cm3 kyslíku) (mm)/cm2) x [sec/mm Hg] x 10'10, raději však větší než asi 75 barrerů/mm a nejraději větší než asi 87 barrerů/mm.
2. Materiál „B“ (polysiloxany obsahující perfluoralkylethery)
Makromemí materiál „B“ je definován formulí (1):
Pi - (Y)m - (L-XOp-Q-ÍXj-Dp-ÍYVPr· kde každé P1 je nezávisle na ostatních skupina polymerovatelná volnými radikály;
každý Y je nezávisle na ostatních -CONHCOO-, -CONHCONH-, -OCONHCO-, -NHCONHCO-, -HNCO-, -CONH-, -HNCONH-, -COO-, -OCO-, -NHCOO- nebo -CONH;
m a p jsou nezávisle na sobě 0 nebo 1;
každé L je nezávisle na ostatních dvojmocný radiál organické sloučeniny obsahující až 20 uhlíkových atomů;
každé X| je nezávisle na ostatních -NHCO-, -CONH-, -NHCONH-, -COO-, -CO-, -NHCOO-, nebo -OCONH-; a
Q je dvojmocný polymemí fragment sestávající ze segmentů:
(a) -(E)k-Z-CF2-(OCF2)-(OCF2CF2)-OCF2-Z(E)k_, kde x + y je číslo v rozsahu od 10 do 30;
každé Z je nezávisle na ostatních dvojmocný radikál obsahující až 12 uhlíků, nebo vazba;
Každé E je nezávisle na ostatních -(OCH2CH2)q-, kde q má hodnotu od 0 do 2, a kde vazba -Z-E- reprezentuje sekvenci (posloupnost) -Z-(OCH2CH2)q- a k je 0 nebo 1;
Φ) —Alk—SiI r2 kde n je celé číslo od 5 do 100;
Alk je alkylen obsahující až 20 uhlíkových atomů;
-21 CZ 295931 B6 až 100 % radikálů Rb R2, R3, a R4 jsou nezávisle na sobě alkyly a 0 až 20 % radikálů R1? R2, R3 a R4 jsou nezávisle na sobě alkenyly, aryly nebo kyanoalkyly; a (c) X2-R-X2 kde R je dvojmocný organický radikál obsahující až 20 uhlíkových atomů, a každé X2 je nezávisle na ostatních -HNCO-, -CONH- -HNCONH-, -COO-, -OCO-, -NHCOO- nebo -OCONH-; a to s výhradou, že v Q musí být nejméně jeden ze segmentů (a), (b) a (c), že každý segment (a) nebo (b) váže segment (c) a že každý segment (c) váže buď (a), nebo (b).
Počet segmentů (b) v polymemím fragmentu Q je s výhodou větší než počet segmentů (a) nebo stejný. Poměr mezi počtem segmentů (a) a (b) v polymemím fragmentu Q je s výhodou 3:4, 2:3, 1:2 nebo 1:1. Molární poměr mezi počtem segmentů (a) a (b) v polymemím fragmentu Q je ještě raději 2:3, 1:2 nebo 1:1.
Střední molekulová hmotnost polymerního fragmentu Q je v rozsahu od asi 1000 do asi 20 000, s výhodou v rozsahu asi 3000 až asi 15 000 a zvláště se doporučuje rozsah 5000 až asi 12 000.
Celkové množství segmentů (a) a (b) v polymemím fragmentu Q je s výhodou v rozsahu 2 až asi 11, ještě lépe v rozsahu 2 až asi 9 a nejlépe v rozsahu od 2 do asi 7. Nejmenší polymerní jednotka Q je v doporučeném případě složena z jednoho perfluorového segmentu (a), jednoho siloxanového segmentu (b) a jednoho segmentu (c).
V doporučeném provedení polymerního fragmentu Q, který má výhodně složení ve výše zmíněných poměrech, je polymerní fragment Q zakončen na každém konci siloxanovým segmentem (b).
Směsi ve dvojmocném polymemím fragmentu Q ve svých horních a spodních hodnotách vždy odpovídají střednímu statistickému složení. To například znamená, že pokud je finální statistické složení jak je zde uvedeno, tak obsahuje stejné jednotlivé radikály blokových kopolymerů obsahující opakovaně tytéž strukturní jednotky.
Xi je s výhodou -NHCONH-, -NHCOO- nebo -CONH a ještě lépe -NHCOO- nebo -CONH-.
Segment X2-R-X2 je s výhodou radikál odvozený od diizokyanátu, kde každý X je nezávisle na ostatních NHCONH-, -NHCOO- nebo -CONH-, zvláště však -NHCOO- nebo -OCONH-.
Z je s výhodou vazební prvek, nižší alkylen nebo -CONH- arylen, v níž je skupina -CO- vázána na skupinu CF2. Zvláště se doporučuje, aby Z byl alkylen, nejlépe methylen.
q je s výhodou 0,1, 1,5 nebo 2, doporučuje se 0 nebo 1,5.
Perfluoralkoxylové jednotky OCF2 a OCF2CF2 s indexy x a y v segmentu (a) mohou mít buď náhodnou distribuci, nebo být v podobě bloků v řetězci. Součet indexů x + y je výhodně hodnota v rozsahu 10 až 25, zvláště se doporučuje 10 až 15. Poměr x : y je přednostně v rozsahu 0,5 až 1,5, nejlépe v rozsahu 0,7 až 1,1.
Volnými radikály polymerovatelná skupiny P| je např. alkenyl, alkenylaryl nebo alkenylarylenalkyl obsahující až 20 atomů. Příklady alkenylu je vinyl, allyl, l-propen-2-yl, l-buten-2-3- a -4-yl, 2-buten-3-yl a izomery pentanylu, hexenylu, oktenylu, decenylu a undecenylu. Příklady alkenylarylu jsou vinylfenyl, vinylnaftyl nebo allylfenyl. Příkladem alkenylarylenalkylu je o-, m-, nebo p-vinylbenzyl. P) je s výhodou alkenyl nebo alkenylaryl mající až 12 uhlíkových atomů, ještě lépe alkenyl mající až 8 uhlíkových atomů a nejlépe alkenyl mající až 4 atomy.
-22CZ 295931 B6
Y je s výhodou -COO-, -OCO-, -NHCONH-, -NHCOO-, -OCONH-, -NHCO- nebo -CONH-, ještě lépe -COO-, -OCO-, NHCO- nebo -CONH- a nejlépe -COO- nebo -OCO-.
V přednostně doporučeném provedení nejsou indexy map současně 0. Je-li p 0, je m výhodně 1.
L je s výhodou alkylen, arylen a nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina s 6 až 20 uhlíkovými atomy, arylenalkylen, alkylenarylen, alkylenarylenalkylen nebo arylenalkylenarylen.
Je výhodné, když L je dvojmocný radikál mající až 12 uhlíkových atomů, ještě výhodnější je, když je dvojmocný radikál mající až 8 uhlíkových atomů. V doporučeném provedení je jím alkylen nebo arylen mající až 12 uhlíkových atomů. Ve zvláště výhodném provedení je L nižší alkylen, zvláště nižší alkylen mající až 4 uhlíkové atomy.
Dvojmocný radikál R je např. alkylen, arylen, alkylenarylen, arylenalkylen nebo arylenalkylenarylen mající až 20 uhlíkových atomů, nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 20 uhlíkových atomů nebo cykloalkylenalkylencykloalkylen mající 7 až 20 uhlíkových atomů.
Ve výhodném provedení je R alkylen, arylen, alkylenarylen, arylenalkylen nebo arylenalkylenarylen mající až 14 atomů nebo nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 14 uhlíkových atomů. Ve zvláště výhodném provedení je R alkylen nebo arylen mající až 12 uhlíkových atomů nebo nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 14uhlíkových atomů.
Ve výhodném provedení je R alkylen anebo arylen mající až 10 uhlíkových atomů nebo nasycený dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 10 uhlíkových atomů.
Ve zvláště doporučeníhodném smyslu je R radikál odvozený od diizokyanátu, např. od hexan-1,6-diizokyanátu, 2,2,4-trimethylhexan-l ,6-diizokyanátu, tetramethylendiizokyanátu, fenylen-l,4-diizokyanátu, toluen-2,4-diizokyanátu, toluen-2,6-diizokyanátu, m- nebo p-tetramethylxylendiizokyanátu, izoforondiizokyanátunebo cyklohexan-l,4-diizokyanátu.
Je výhodné, když je n celé číslo od 5 do 70, ještě lépe od 10 do 50 a nejlépe od 14 do 28.
Je výhodné, když 80 až 100 %, ještě raději 85 až 100 %, nejraději 90 až 100 % radikálů Rb R2, R3 a R4 jsou, nezávisle na sobě,nižší alkyly mající až 8 uhlíkových atomů, zvláště výhodné je když jsou nižší alkyly mající až 4 uhlíkové atomy, nejlépe nižší alkyly mající až 2 uhlíkové atomy. Další zvláště doporučeným provedením Rj, R2, R3 a R4 je methyl.
Ve výhodném provedení jsou 0 až 20 %, ještě lépe 0 až 15 % a nejlépe 0 až 10 % radikálů Rb R2, R3 a R4, nezávisle na sobě, nižší alkenyly, nesubstituované nebo nižšími alkyly nebo nižšími alkoxylovými skupinami substituované fenyly nebo kyano(nižší alkyl).
Arylen je s výhodou fenylen nebo naftylen, který je nesubstituovaný nebo substituovaný nižšími alkyly nebo nižšími alkoxyly, zvláště 1,3-fenylen, 1,4-fenylen nebo methyl-1,4-fenylen, 1,5-naftylen nebo 1,8-naftylen.
Aryl je karbocyklický aromatický radikál buď nesubstituovaný, nebo substituovaný přednostně nižšími alkyly nebo nižšími alkoxylovými skupinami. Příklady představují fenyl, tolyl, xylyl, methoxyfenyl, t-butoxyfenyl, naftyl a fenantryl.
Nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina je s výhodou cykloalkylen, např. cyklohexylen nebo cyklohexylen (nižší alkylen), např. cyklohexylenmethylen, který je nesubstituovaný nebo substituovaný jednou nebo více skupinami nižších alkylů, např. methylovými skupinami, např. trimethylcyklohexylenmethyl nebo dvojmocný izoforonový radikál.
-23CZ 295931 B6
Pro účely tohoto vynálezu termín „nižší“ v souvislosti s radikály a sloučeninami znamená, pokud není uvedeno jinak, radikály nebo sloučeniny mající až 8 uhlíkových atomů, s výhodou se 4 uhlíkovými atomy.
Nižší alkyl má přednostně až 8 uhlíkových atomů, s výhodou až 4 atomy a je jím např. methyl, ethyl, propyl, butyl, terc.butyl, pentyl, hexyl nebo izohexyl.
Alky len má až 12 uhlíkových atomů a může mít přímý řetězec nebo rozvětvený. Vhodnými příklady jsou decylen, oktylen, hexylen, pentylen, butylen, propylen, ethylen, methylen, 2-propylen, 2-butylen, 3-pentylen ap.
Nižší alkylen je alkylen mající až 8 uhlíkových atomů, s výhodou až 4 uhlíkovými atomy. Zvláště lze doporučit propylen, ethylen a methylen.
Arylenovou jednotkou v alkylenarylenu nebo arylenalkylenu je s výhodou fenylen, nesubstituovaný nebo substituovaný nižší alkyly nebo nižšími alkoxyly, a alkylenovou jednotkou v nich je s výhodou nižší alkylen jako methylen nebo ethylen, přednostně methylen. Tyto radikály jsou proto s výhodou fenylenmethylen nebo methylenfenylen.
Nižší alkoxyl má přednostně až 8 uhlíkových atomů, s výhodou až 4 uhlíkové atomy a představují je např. methoxyly, ethoxyly, propoxyly, butoxyly, terc.butoxyly nebo hexyloxyly.
Arylenalkylenarylen je přednostně fenylen(nižší alkylenjfenylen, mající až 8 uhlíkových atomů, ještě lépe až 4 uhlíkové atomy v alkylenové jednotce, např. fenylenmenthylenfenylen nebo fenylenmethylenfenylen.
Makromery formule (I) lze připravit známými procesy, např.:
V prvním stupni derivát perfluorpolyalkyletheru formu (IV):
X3-(E)k-Z-CF2-(OCF2)x-(OCF2CF2)y-OCF2-Z-(E)k-X3 (IV) kde X3 je -OH, -NH2, -COOH, COC1, -NCO nebo -COOR5, kde -COOR je obvykle aktivovaný ester ve kterém R5 je alkyl nebo aryl buď nesubstituovaný, nebo substituovaný halogenem nebo kyanovou skupinou a proměnné Z, E, k, x a y odpovídá výše uvedené definici. Je výhodné když X3 zreaguje se dvěma ekvivalenty bifunkčního radikálu formule (V):
X4-R-X4 (V) v níž je R definován výše a X4 je bifunkční radikál reagující s X3 a přednostně bývá-ΟΗ-, -NH2, COOH, -COC1, -COOR5 nebo -NCO; bez katalyzátoru nebo za přítomnosti vhodného katalyzátoru, takže reakce X3 s X4 dá skupinu X2, čímž je získán reaktivní derivát formule (VI):
X4-R-X2-(E)k-Z-CF2-(OCF2)x-(OCF2CF2)y-OCF2-Z-(E)k-X2-R-X4 (VI) který je potom s výhodou zreagován se dvěma ekvivalenty α,ω-substituovaného siloxanu formule (VII):
I'
Xg—Alk—SiI
R2 (VII)
-24CZ 295931 B6 kde proměnné Rb R2, R3, R4, n, X3 a Alk odpovídají výše uvedeným definicím a bez katalyzátoru nebo s vhodným katalyzátorem dávají sloučeninu formule (VIII):
X3-Sil-X2-R-X2-PFPE-X2-R-X2-Sil-X3 (VIII) v níž PFPE je (E)k-Z-CF2-(OCF2)x-(OCF2CF2)y-OCF2-Z-(E)k, Sil je siloxanový radiál
a ostatní proměnné odpovídající výše uvedeným definicím; pak je reaktivní meziprodukt formule (VIII) s výhodou zreagován se dvěma ekvivalenty sloučeniny formule (IXa) nebo (IXb):
PHY)m-L-X4(IXa)
P!-Y2(IXb) a to bez katalyzátoru nebo s vhodným katalyzátorem za vzniku makromeru formule (I):
Pj-ÍYj^L-xOp-Q-íXi-LjHWP!(i) v níž Y2 je funkční radikál reagující sX3 a s výhodou jím je -OH, -NH2, -COOH, -COC1, -COOR5, -CONCO nebo -NCO a proměnné odpovídající výše zmíněným definicím, a v níž X] vznikne reakcí X3 s X4 a Y vznikne reakcí Y2 s X3.
Materiálové vstupy formule (IV) pro přípravu perfluoralkyletherů jsou známy a mnohé jsou komerčně dostupné. Takové sloučeniny popisují např. patent US 3 810 8754 a evropský patent EP 0 211 237 (patent US 4 746 575). Firma Ausimont, Itálie, nabízí perfluoralkyletherdimethanoly pod jménem Fomblin, např. Fomblin ZDOL a Fomblin ZDOL-TX. Další deriváty Fomblinu podle formule (IV) jsou rovněž k dispozici, včetně např. Fomblin ZDISOC, v němž radikál -Z-X3 ve formuli (IV) je -CONH-C6H3(CH3)-NCO; Fomblin ZDEAL, v němž radikál Z-X3 podle formule (IV) je -COOR5; a Fomblin ZDIAC, v němž radikál -Z-X3 ve formuli (IV) je -COOH.
Bifunkční radikály se substituenty podle formule (V) existují ve značném množství a jsou komerčně dostupné. Příklady zahrnují mimo jiné: diizokyanáty jako izoforondiizokyanát a 2,2,4-trimethylhexan-l,6-diizokyanát; dioly jako glykol nebo cyklohexyn-l,2-diol; dikarboxylové kyseliny jako adipová nebo maleinová kyselina; diaminy jako ethylendiamin nebo hexamethylendiamin; diestery jako dimethylftalát a dibutylmalonát; deriváty obsahující různé funkční skupiny jako 2-aminoethanol, monomethylmalonát, glykolovou kyselinu, salicylovou kyselinu, glycin a glycinmethylester.
Přednost se dává bifunkčním derivátům formule (V) jež mají různé aktivity bez ohledu na povahu jejich funkčních radikálů X4. V případě identických radikálů X4 se toto dociluje například různými prostorovými nároky v těsné blízkosti radikálu X4. Příklady jsou izoforondiizokyanát, 2,2,4-trimethylhexan-l,6-diizokyanát a toluen-2,4-diizokyanát. Předností použití bifunkčních derivátů formule (V) různé reaktivity je, že délku řetězce polymeru Q (počet segmentů (a), (b) a (c)) lze pak snáze modifikovat a kontrolovat.
Rovněž jsou komerčně dosažitelné α,ω-siloxany formule (VII), např. polydimethylsiloxan KF 6001 od Shin-Etsu s a,ω-hydroxypropylovou koncovou skupinou.
-25 CZ 295931 B6
Tyto nové sloučeniny lze připravovat v přítomnosti rozpouštědel nebo bez nich. Je výhodné použít inertního rozpouštědla, tedy takového, které se nezúčastňuje na reakci. Jejich vhodnými příklady jsou ethery jako tetrahydrofuran (THF), diethylether, diethylenglykoldimethylether nebo dioxan, halogenované uhlovodíky jako chloroform nebo methylenchlorid, bipolámí aprotní rozpouštědla jako acetonitril, aceton, dimethylformamid (DMF) jako dimethylsulfoxid (DMF) nebo dimethylsulfoxid (DMSO), uhlovodíky jako hexan, petrolether, toluen nebo xylen a dále pyridin nebo N-methylmorfolin.
Při přípravě nových sloučenin je výhodné použít reakční složky ve stechiometrických množstvích. Reakční teplota může být např. od -30 °C do 150 °C, s výhodou od 0 °C do pokojové teploty. Reakční doba jsou v rozsahu od asi 15 min. do 7 dní, s výhodou asi 12 hodin. V případě potřeby se reakce provádí pod argonem nebo dusíkem jak ochrannými plyny. Při reakcích syntézy urethanu je výhodné použít vhodný katalyzátor, např. dibutylcíndilaurát (DBTDL).
Tento materiál „B“ se rovněž vztahuje na polymer obsahující produkt polymerace alespoň jedné sloučeniny dle formule (I) ve smyslu výše uvedené definice a v případě zájmu také nejméně jednoho vinylového komonomeru (a). V doporučovaném složení nového kopolymeru je hmotnostní složení sloučeniny formule (I) v rozsahu 100 až 0,5 %, raději však v rozsahu 80 až 10 %, výhodněji v rozsahu 70 až 30 % z veškerých polymerů.
Ve výhodném polymeru obsahujícím produkt polymerace alespoň jedné sloučeniny formule (I) není komonomer (a) přítomen a polymer je homopolymer.
Komonomer (a) přítomný v novém polymeru může být hydrofílní nebo hydrofobní nebo směsí obou. Vhodnými komonomery jsou především ty, které jsou obvykle používány při výrobě kontaktních čoček a biomedicinálních materiálů. Za hydrofobní materiál (a) se považuje monomer který v typickém případě poskytuje homopolymer který je nerozpustný ve vodě a může obsahovat méně než 10 % hmotnostních vody. Analogicky se za hydrofílní komonomer (a) považuje monomer který v typickém případě poskytuje homopolymer, který je rozpustný ve vodě nebo může absorbovat nejméně 10 % hmotn. vody. Vhodné hydrofobní komonomery (a) jsou mimo jiné C|-CI8-alkyl a C3-Ci8-cykloalkylakrylátu a methakryláty, C3-C'i8-alkylakrylamidy a -methakrylamidy, akrylonitrily, methakrylonitrily, vinyl-Ci-Ci8-alkanoáty, C2-Ci8-alkeny, C2Ci8-haloalkeny, styren, (nižší alkyl)-styren, (nižší alkyl)vinylethery, C2-C10-perfluoralkylakryláty a -methykryláty, odpovídajícím způsobem částečně fluorované akryláty a methakryláty, C3-Ci2-perfluoralkylethylthiokarbonylaminoethylakryláty a -methakryláty, akryloxy- amethakryloxyalkylsiloxany, N-vinylkarbazol, C|-C|2-alkylestery kyseliny maleinové, fumarové, ítakonové, mesakonové ap.
Přednost se dává např. akrylonitrilu, Ci-C4-alkylesterů nenasycených karboxylových kyselin s vinylovými skupinami a 3 až 5 uhlíkovými atomy nebo vinylesterům karboxylových kyselin obsahujících až 5 uhlíkových atomů.
Příklady vhodných nenasycených hydrofobních komonomerů (a) představují methylakrylát, ethylakrylát, propylakrylát, izopropylakrylát, cyklohexylakrylát, 2-ethylhexylakrylát, methylmethakrylát, ethymethakrylát, propylmethakrylát, butylakrylát, vinylacetát, vinylpropionát, vinylbutyrát, vinylvalerát, styren, chloropren, vinylchlorid, vinylidenchlorid, akrylonitril, 1-buten, butandien, methakrylonitril, vinyltoluen, vinylethylether, perfluorhexylethylthiokarbonylaminoethylmethakrylát, izobomymethakrylát, trifluorethylmethakrylát, hexafluorizopropylmethakrylát, hexafluorbutylmethakrylát, tris-trimethylsilyloxysilylpropylmethakrylát (TRIS), 3-methakryloxypropylpentamethyldisiloxan a bis(methakryloxypropyl)tetramethyldisiloxan.
Výhodnými příklady hydrofobních komonomerů (a) jsou methylmethakrylát, TRIS a akrylonitril.
-26CZ 295931 B6
Vhodnými hydrofilními komonomery (a) jsou, aniž by tím byl vyčerpán jejich seznam, hydroxylem substituované nižší alkylakryláty a methakrylátu, akrylamid, methakrylamid, (nižší alkyl)akrylamidy a methakrylamidy, ethoxylované akryláty a methakryláty, hydroxylem substituované (nižší alkyl)akrylamidy a methakrylamidy, hydroxylem substituované (nižší alkyl)vinylethery, sodný vinylsulfonát, sodný styrensulfonát, 2-akrylamido-2-methylpropansulfonová kyselina, N-vinylpyrrol, N-vinyl-2-pyrrolidon, 2-vinyloxazolin, 2-vmyl-4,4'-dialkyloxazolm5-on, 2- a 4-vinylpyridin, nenasycené karboxylové kyseliny s vinylovými skupinami a celkem 3 až 5 uhlíkovými atomy, amino(nižší alkyl)- (termín amino zde znamená i kvartémí amoniovou skupinu), mono(nižší alkylamino)(nižší alkyl)- a di(nižší alkylamino)(nižší alkyl)akryláty a -methakryláty, allylalkohol ap. Přednost se dává např. N-vinyl-2-pyrrolidonu, akrylamidu, methakrylamidu, hydroxylem substituovaným (nižší alkyl) akrylátům a -methakrylátům, hydroxylem substituovaným (nižší alkyl)akrylamidům a -methakrylamidům a nenasyceným karboxylovým kyselinám s vinylovými skupinami s celkem 3 až 5 uhlíkovými atomy.
Příklady vhodných hydrofilních komonomerů (a) jsou hydroxyethylmethakrylát (HEMA), hydroxyethylakrylát, hydroxypropylakrylát, trimethylamonium-2-hydroxypropylmethakryláthydrochlorid (Blemer(R) QA, např. od Nippon Oil), dimethylaminoethylmethakrylát (DMAEMA), dimethylaminoethylmethakrylamid, akrylamid, methakrylamid, N,N-dimethylakrylamid (DMA), allylalkohol, vinylpyridin, glycerolmethakrylát, N-(l,l-dimethyl-3-oxobutyl)akrylamid, N-vinyl-2-pyrrolidon (NVP), akrylová kyselina, methakrylová kyselina ap.
Za výhodné hydrofilní komonomery (a) se považují trimethylamonium-2-hydroxypropylmethakryláthydrochlorid, 2-hydroxyethylmethakrylát, diethylaminoethylmethakrylát, trimethylamonium-2-hydroxypropylmethakryláthydrochlorid, Ν,Ν-dimethylakrylát a N-vinyl-2-pyrrolidon.
Tyto nové polymery se syntetizují známým způsobem zodpovídajících monomerů (termín monomer zde také zahrnuje makromer podle definice formule (I)) polymerační reakcí běžnou pro odborníky. Obvykle se směs výše zmíněných monomerů zahřeje s přídavkem zdroje volných radikálů. Příklady takového zdroje představuje azoizobutyronitril (AIBN), persíran draselný, dibenzoylperoxid, peroxid vodíku a peruhličitan sodný. Při zahřátí těchto sloučenin se homolýzou tvoří volné radikály a potom mohou iniciovat např. polymeraci.
Polymerační reakce může být výhodně spouštěna pomocí fotoiniciátoru. V tomto případě se používá termínu fotopolymerace. Při fotopolymeraci je vhodné přidat fotoíniciátor, který může iniciovat polymeraci volnými radikály a/nebo síťování za použití světla. Příklady jsou známy odborníkům; vhodnými fotoiniciátory jsou zvláště benzoinmethylether, 1-hydroxycyklohexylfenylketon, produkty typu Darocur a Irgacur, zvláště Darocur(R) 1173 a Irgacur<R) 2959. Vhodné jsou též reaktivní fotoiniciátory, jež lze zahrnout do struktury makromerů, neboje lze použít jako specifické komonomery (a). Příklady podání evropský patent EP 0 632 329. Fotopolymeraci lze potom iniciovat aktinickou reakcí, např. světlem, zvláště UV zářením vhodné vlnové délky. Spektrální nároky lze v případě potřeby vhodně kontrolovat přídavkem příslušných fotosenzibilátorů.
Polymeraci lze provádět bez rozpouštědla nebo s rozpouštědlem. Vhodnými rozpouštědly jsou v principu všechna rozpouštědla rozpouštějící použité monomery, např. voda, alkoholy, zvláště nižší alkoholy jsou ethanol a methanol, dále karboxamidy jako dimethylformamid, dipolární aprotní rozpouštědla jako dimethylsulfoxid nebo methylethylketon, ketony, jako např. aceton nebo cyklohexanon, uhlovodíky, např. toluen, ethery, např. THF, dimethoxyethan (dioxan), halogenované uhlovodíky, např. trichlorethan a také směsi vhodných rozpouštědel, např. směsi vody a alkoholu, např. směs voda/ethanol nebo voda/methanol.
Polymerní síť může být podle přání zesítěna přídavkem síťovacího činidla, např. polynenasyceného komonomerů (b). V tomto případě se používá termín síťované polymery. Vynález se proto dále vztahuje k síťovaným polymerům obsahujícím produkt polymerace makromerů formule (I),
-27CZ 295931 B6 podle přání s alespoň jedním vinylovým komonomerem (a) a s alespoň jedním komonomerem (b).
Příklady typických komonomerů (b) jsou allyl(meth)akrylát, nižší alkylenglykoldi(meth) akrylát, poly(nižší alkylen)glykoldi(meth)akrylát, nižší alkylendi(meth)akrylát, divinylether, divinylsulfon, di- a trivinylbenzen, trimethylolpropantri(meth)akrylát, pentaerythritoltetra(meth)akrylát, bisfenol-A-di(meth)akrylát, methylenbis(meth)akrylamid, triallylftalát a diallylftalát.
Množství použitého komonomerů (b) se vyjadřuje jako hmotnostní podíl z veškerého polymeru a je v rozsahu 20 až 0,05 %, zvláště v rozsahu 10 až 0,1 %, s výhodou v rozsahu 2 až 0,1 %.
3. Materiál „C“
Polymerní materiály C vznikají polymerací polymerovatelných makromerů obsahujících volné hydroxylové skupiny. Uvádějí se makromery vytvořené např. z jednoho alkylaminového polysiloxanu substituovaného alespoň jednou polyolovou složkou obsahující jeden nenasycený polymerovatelný postranní řetězec. Polymery lze připravit na jedné straně z makromerů homopolymerací podle vynálezu. Zmíněné makromery lze kromě toho kombinovat a polymerovat s jedním nebo více hydrofilními a/nebo hydrofobními komonomery. Speciální vlastností makromerů připravených podle vynálezu je, že fungují jako prvky kontrolující separaci mikrofází mezi vybranými hydrofilními a hydrofobními komponenty v síťovaném finálním produktu. K separaci hydrofilní a hydrofobní mikrofáze dochází v oblasti méně než 300 nm. Makromery jsou přednostně síťovány na fázovém rozhraní mezi např. akrylátovým komomerem na jedné straně a na druhé straně nenasyceným polymerovatelným postranním řetězcem polyolů vázaných na polysiloxan, kovalentními vazbami a navíc i vzájemným reverzibilním fyzikálním působením, např. vodíkovými můstky. Jsou vytvářeny např. četnými amidovými a urethanovými skupinami. Kontinuální siloxanová fáze existující v tomto fázovém složení se vyznačuje vysokou propustností pro kyslík.
Toto provedení vynálezu se vztahuje k makromerů obsahujícímu alespoň jeden segment formule (I):
(I) ve které (a) je polysiloxanový segment, (b) je segment typu polyolu s nejméně 4 C atomy
Z je segment (c) nebo skupina Xb (c) je definován jako X2-R-X2, v níž
R je dvojmocný radikál organické sloučeniny obsahující až 20 C atomů a každý X2 nezávisle na ostatních je dvojmocný radikál obsahující alespoň jednu karbonylovou skupinu,
X, je definován jako X2, a (d) je radikál formule (II):
X3-L-(Y)lí-P1 (II)
-28CZ 295931 B6 ve které
Pi je skupina polymerovatelná volnými radikály;
Y a X3 jsou nezávisle na sobě dvojmocné radikály obsahující alespoň jednu karbonylovou skupinu;
k je 0 nebo 1; a
L je vazba nebo dvojmocný radikál obsahující až 20 C atomů organické sloučeniny.
Polysiloxanový segment (a) je odvozen od sloučeniny (ΠΙ):
(III) v němž n je celé číslo od 5 do 500;
99,8 % až 25 % radikálů Rj, R2, R3, R4, R5 a R6 jsou nezávisle na sobě alkyly a 0,2 až 75 % radikálů Rj, R2, R3, R4, R5 a R6 jsou nezávisle na sobě částečně fluorované alkyly, aminoalkyly, alkenyly, aryly, kyanoalkyly, alk-NH-alk-NH2 nebo alk-(OCH2)m-(OCH2)p-OR7,
R7 je vodík nebo nižší alkyl, alk je alkylen a map nezávisle na sobě jsou celé číslo od 0 do 10, přičemž jedna molekula obsahuje alespoň jednu primární aminovou nebo hydroxylovou skupinu.
Alkylenoxyskupiny -(OCH2CH2)m a (OCH2)P v siloxanu podle formule (III) jsou buď distribuovány náhodně v ligandu alk-(OCH2CH2)m-(OCH2)p-OR7, nebo jsou distribuovány jako bloky v řetězci.
Polysiloxanový segment (a) je vázán celkem 1 až 50x, svýhodou 2 až 30x a nejlépe 4 až lOx přes skupinu Z se segment (b) nebo jiným segmentem (a), přičemž Z v sekvenci „a-Z-a“ je vždy segment (c). Místem vazby segmentu (a) se skupinou Z je aminová nebo hydroxylová skupina zbavená jednoho vodíku.
V přednostně doporučeném provedení se polysiloxanový segment odvozuje od sloučeniny formule (III), v níž jsou radikály Rb R2, R3, R4, R5 a R6 obsaženy celkem 1 až 50x, raději 2 až 30x a nejraději 4 až lOx přičemž nezáleží na tom, zda jsou jako aminoalkyly nebo hydroxyalkyly umístěny koncově nebo bočně, přičemž ostatní proměnné jsou definovány výše.
V přednostně doporučeném provedení se siloxanový segment odvozuje od sloučeniny formule (III), v níž 95 až 29 % radikálů Rb R2, R3, R4, Ro a R6 jsou nezávisle na sobě alkyly a 5 až 71 % radikálů Rb R2, R3, R4, R5 a R6 jsou nezávisle na sobě částečně fluorované alkyly, aminoalkyly, alkenyly, aryly, kyanoalkyly, alk-NH-alk-NH2, nebo alk-(OCH2CH2)m-(OCH2)p-OR7 a v níž jsou ostatní proměnné definovány výše.
Je výhodné když n je celé číslo od 5 do 400, raději však od 10 do 250 a nejraději od 12 do 125.
Rovněž je výhodné když dva terminální radikály R] a R6 jsou aminalkyly nebo hydroxyalkyl, přičemž jsou ostatní proměnné definovány výše.
-29CZ 295931 B6
Rovněž je výhodné, když radikály R^ a R5 jsou obsaženy 1 až 50x, raději 2 až 30x a nejraději 4 až lOx jako bočně umístěné aminoalkyly nebo hydroxyalkyly, přičemž jsou ostatní proměnné definovány výše.
Rovněž je výhodné, když jsou radikály Rb R2, R3, R4, R5 a R6 celkem 1 až 50x, raději však 2 až 3Okřát a nejraději 4 až 1 Okřát nezávisle jako koncově tak bočně umístěny aminoalkylové nebo hydroxyalkylové skupiny, přičemž jsou ostatní proměnné definovány výše.
Jestliže Z je Xb Xt je dvojmocná skupina obsahující nejméně jednu karbonylovou skupinu. Zmíněná karbonylová skupina je v případě potřeby jakýmkoliv způsobem substituována postranními skupinami -0-, -CONH-, -MHCO- nebo -NH-.
Příklady dvoj mocných skupin Z představují typicky karbonyly, estery, amidy, urethany, močovina nebo karbonáty.
X, je s výhodou ester, amid, urethan nebo močovinová skupina, nejlépe ester nebo amidová skupina.
X2 je definován stejně jako X! a je výhodně ester, amid, urethan, karbonátová nebo močovinová skupina a nejraději ester, amid, urethan nebo močovinová skupina.
Jestliže Z ve formuli (I) je Xb potom polyolovým segmentem (b) se přednostně rozumí polyol odvozený od sacharidu, jeho monolaktonu nebo dilaktonu. Sacharidem se rozumí mono-, di—, tri-, tetra-, oligo- nebo polysacharid. Laktonem sacharidu se rozumí lakton aldonové nebo uronové kyseliny. Aldonová nebo uronová kyselina je např. karboxylová kyselina vytvořená oxidace mono-, di-, tri-, tetra-, oligo- a polysacharidu. Příklady laktonů aldonové kyseliny jsou glukonolakton, galaktonolakton, laktobionolakton nebo maltoheptonolakton; příklady laktonů uranové kyseliny jsou lakton kyseliny glukuronové, lakton kyseliny mannuronové nebo lakton kyseliny iduronové. Příkladem dilaktonu sacharidu je D-glukaro-l,4:6,3-dilakton.
Lakton sacharidu reaguje např. s primární aminovou skupinou nebo hydroxylovou skupinou segmentu (a) za vzniku kovalentní amidové nebo esterové vazby typu X. Takové vazby představují podstatnou část dalšího rovněž preferovaného provedení tohoto vynálezu. Takové makromery mají střídavou distribuci segmentů typu (a) a (b), které jsou přerušovány Xj.
Toto provedení vynálezu se přednostně vztahuje k makromeru podle formule (JÍV).
a---X,---b
I (IV) d
v níž proměnné odpovídají výše uvedeným definicím.
Provedení tohoto vynálezu se dále přednostně vztahuje k makromeru odpovídajícímu formuli (V):
a—fXl--Mq v níž polysiloxanový segment (a) obsahuje q bočních ligand, x je 0, 1 nebo 2,
-30CZ 295931 B6 q má průměrnou číselnou hodnotu 1 až 20, s výhodou 1 až 10, a nejraději 1 až 5, a segmenty (b) v makromeru podle formule (V) jsou vázány celkem (na molekulu) s až 20, výhodně s až 15 a nejraději s až 6 polymerovatelnými segmenty (d).
Provedení vynálezu se dále výhodně vztahuje k makromeru odpovídajícímu formuli (VI):
—(-a X1---b-^(d)x (VI) v níž je přítomna lineární sekvence, x je 0, 1 nebo 2, q má průměrnou číselnou hodnotu 1 až 20, raději 1 až 10 a nejraději 1 až 5, a segmenty (b) v makromeru podle formule (VI) jsou vázány celkem (na molekulu) saž 20, s výhodou s až 15 a nejraději s až 6 polymerovatelnými segmenty (d).
Provedení tohoto vynálezu se dále velmi výhodně vztahuje kmakromeru podle formule (VII):
(d)x (<Px
(ď)x <d)x v níž xje 0, 1 nebo 2, a průměrný počet segmentů (d) na molekulu podle formule (VII) je výhodně v rozsahu od 2 do 5 a velmi výhodně v rozsahu od 3 do 4.
Polyolový segment (b) je odvozen od polyolu, který neobsahuje žádnou laktonovou skupinu, jestliže skupina Z e segment (c). Příklady takových polyolů jsou 1,2 polyol, např. redukované monosacharidy, např. mannitol, glucitol, sorbitol nebo idotol, a 1,3-polyol, např. polyvinylalkohol (PVA), který je odvozen od částečně nebo zcela hydrolyzovaného polyvinylacetátu, a dále aminovou skupinou ukončené telomery PVA, aminopolyoly, aminocyklodextriny, aminomono-, -di, -tri-, -oligo- nebo -polysacharidy nebo deriváty cyklodextrinu, např. hydroxypropylcyklodextrin. Výše zmíněný dilakton sacharidu může s výhodou reagovat např. se dvěma ekvivalenty teploměru PVA zakončeného aminovými skupinami za vzniku polyolového makromeru, který v centrální části obsahuje glycidickou sloučeninu odvozenou od dilaktonu. Takové polyoly v té kompozici obsažené jsou rovněž považovány za vhodné polyoly.
Jak ukazuje formule (I), segment (b) obsahuje nejméně jeden vinylickýpolymerovatelný segment (d), vazbu segmentu (d) přes jeho dvojmocný radikál X3 na aminovou nebo hydroxylovou skupinu segmentu (b) zbavenou jednoho vazebného vodíku.
Vinylový polymerovatelný segment (d) je podle tohoto vynálezu s výhodou obsažen bočně nebo terminálně 1 až 20x, raději 2 až 15x a nejraději 2 až 6x na molekulu makromeru.
Vinylový polymerovatelný segment (d) je v souladu s vynálezem a podle přání obsažen terminálně a také bočně (jako směs bočních a terminálních segmentů) s výhodou 1 až 20x, raději 2 až 15x a nejraději 2 až 6x na molekulu makromeru.
-31 CZ 295931 B6
Skupina Pb již lze polymerovat volnými radikály, je např. alkenyl, alkenylaryl nebo alkenylarylenalkyl mající až 20 C atomů. Příklady alkenylů je vinyl, allyl, l-propen-2-yl, l-buten-2nebo -3- nebo -4-yl, 2-buten-3-yl a izomery pentylu, hexenylu, oktenylu, decenylu nebo undecenylu. Příklady alkenylarylu jsou vinylfenyl, vinylnaftyl nebo allylfenyl. Příkladem alkenylarylenalkylu je vinylbenzyl.
Pi je s výhodou alkenyl nebo alkenylaryl mající až 12 uhlíkových atomů, raději alkenyl mající až 8 C atomů a nejraději alkenyl mající až 4 C atomy.
L je výhodně alkylen, arylen, nasycená dvojmocná cykloaliratická skupina mající 6 až 20 uhlíkových atomů, arylenalkylen, alkylenarylen, alkylenarylenalkylen nebo arylenalkylenarylen. V preferovaném případě může L být rovněž výhodně vazba.
Je výhodné když L je dvojmocný radikál mající až 12 C atomů a ještě výhodnější je, když je dvojmocný radikál obsahující až 8 atomů uhlíku. Rovněž je výhodné, když je L alkylen nebo arylen obsahující až 12 C atomů. Ve velmi výhodném případě je L nižší alkylen, zvláště nižší alkylen obsahující až 4 C atomy.
V je s výhodou karbonylová, esterová, amidová nebo urethanová skupina, především karbonylová, esterová nebo amidová skupina, a ve velmi výhodném případě karbonylová skupina.
V jiném preferovaném případě Y zcela chybí, tzn. že kje 0.
V preferovaném případě je X3 urethanová, močovinová, esterová, amidová nebo karbonátová skupina, výhodněji urethanová, močovinová, esterová nebo amidová skupina a nejraději urethanová nebo močovinová skupina.
Vinylový polymerovatelný segment (d) se odvozuje např. od akrylové kyseliny, methakrylové kyseliny, methakryloylchloridu, 2-izokyanátoeťhylmethakrylátu (IEM), allylizokyanátu, vinylizokyanátu, izomerních vinylbenzylizokyanátů nebo adduktů hydroxyethylmethakrylátu (HEMA) a 2,4-tolyldiizokyanátu (TDI) nebo izoforondiizokyanátu (IPDI), zvláště aduktu v poměru 1:1.
Vynález se dále přednostně vztahuje k makromeru, v němž je obsažen segment (d) buď na konci, nebo bočně nebo jako směs koncových a bočních umístění 5x. Vynález se dále přednostně vztahuje k makromeru v němž je segment (d) obsažen na konci 5x.
Diradikál R je např. alkylen, arylen, alkylenarylen, arylenalkylen nebo arylenalkylenarylen obsahující až 20 uhlíkových atomů, nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 20 uhlíkových atomů nebo cykloalkylenalkylencykloalkylen mající 7 až 20 uhlíkových atomů.
Ve výhodném případě je R alkylen, arylen, alkylenarylen, arylenalkylen nebo arylenalkylenarylen obsahující až 14 uhlíkových atomů nebo nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 14 uhlíkových atomů.
Ve výhodném případě je R alkylen, arylen, alkylenarylen nebo arylenalkylen mající až 14 uhlíkových atomů, nebo nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 14 C atomů. Je výhodné, když R je alkylen nebo arylen obsahující až 12 uhlíkových atomů, nebo nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina s 6 až 14 uhlíkovými atomy.
Ve výhodném případě je R alkylen nebo arylen mající až 10 uhlíkových atomů, neboje nasycená dvojmocná cykloalifatická skupina mající 6 až 10 uhlíkových atomů.
-32CZ 295931 B6
V ještě výhodnějším případě je segment (c) odvozen od diizokyanátu, např. od hexan-1,6-diizokyanátu, 2,2,4-trimethylhexan-l,6-diizokyanátu, tetramethylendiizokyanátu, fenylen-l,4-diizokyanátu, toluen-2,4-diizokyanátu, toluen-2,6-diizokyanátu, m- nebo p-tetramethylxylendiizokyanátu, izoforondiizokyanátu, nebo cyklohexan-l,4-diizokyanátu.
Ve výhodném provedení je segment (c) dále odvozen od diizokyanátu, v němž mají izokyanátové skupiny různé reaktivity. Rozdílné reaktivity jsou ovlivněny zvláště prostorovými nároky a/nebo elektronovou hustotou v sousedství izokyanátové skupiny.
Střední molekulové hmotnost makromeru podle vynálezu je výhodně v rozsahu od asi 300 do asi 30.000, výhodněji v rozsahu od asi 500 do asi 20.000, ještě raději od asi 800 do asi 12000 a nejraději od asi 1000 do asi 10 000.
Výhodné provedení makromeru má segmentovou sekvenci formule (VIII):
b-Z-a-{c-a}r-(Z-b)t (VIII) v níž r je celé číslo od 1 do 10, s výhodou od 1 do 7, ještě výhodněji od 1 do 3; t je 0 nebo 1, s výhodou 1;
Jde zde (t=l) lineární řetězec (c-a) který může a nemusí být zakončen segmentem (b); a výše uvedené preference se týkají celkového množství segmentů (d), jež je výhodné vázat na segment (b).
Výhodné provedení makromeru má segmentovou sekvenci formule (IX):
b-Z-a-(c-a-(Z-b)t}r (IX) v níž sekvence (c-a)-(Z-b)t je bočně krát vázána na segment (a) a může a nemusí být ukončena segmentem (b);
r je celé číslo od 1 do 10, výhodně od 1 do 7, a ještě lépe od 1 do 3;
t je 0 nebo 1, s výhodou 1;
Z je segment (c) nebo skupina X]; a výše uvedené preference se týkají celkového množství segmentů (d), jež je výhodné vázat na segment (b).
Jiné výhodné provedení makromeru má segmentovou sekvenci formule (X):
b-c-{a-c}s-B (X) v níž s je celé číslo od 1 do 10, výhodně od 1 do 7, ještě raději od 1 do 3;
B je segment (a) nebo (b); a výše uvedené preference se vztahují k počtu segmentů (d) vázaných na segment (b).
Jiné výhodné provedení makromeru má segmentová sekvence formule (XI):
B-(c-b)s-Z-a-(b)t (XI) v němž jsou struktury lineární
-33 CZ 295931 B6 s je celé číslo od 1 do 10, výhodně od 1 do 7, nejraději od 1 do 3;
B je segment (a) nebo (b);
t je 0 nebo 1, a výše uvedené preference se vztahují k těm segmentům (d), které jsou vázány na segment (b).
Poměr počtu segmentů (a) a (b) vmakromeru v souladu s provedením materiálu „C“ podle vynálezu je výhodně (a):(b)=3:4, 2:3, 1:2, 1:1, 1:3, nebo 1:4.
Celkový počet segmentů (a) a (b) nebo v případě potřeby (a) a (b) a (c) je v rozsahu od 2 do 50, výhodněji od 3 do 30 a nejlépe v rozsahu od 3 do 12.
Alkyl má až 20 uhlíkových atomů a může mít přímý nebo rozvětvený řetězec. Vhodné příklady zahrnují dodecyl, oktyl, hexyl, pentyl, butyl, propyl, ethyl, methyl, 2-propyl, 2-butyl, nebo 3-pentyl.
Arylen je výhodně fenylen nebo naftylen, nesubstituovaný nebo substituovaný nižšími alkyly nebo nižšími alkoxyskupinami, zvláště 1,3-fenylenem, 1,4-fenylenem nebo methyl-l,4-fenylenemnebo 1,5-naftylenem nebo 1,8-naftylenem.
Aryl je karbocyklický aromatický radikál, nesubstituovaný nebo substituovaný alkyly nebo alkoxyly, přednostně nižšími. Příklady jsou fenyl, toluyl, xylyl, methoxyfenyl, t-butoxyfenyl, naftyl nebo fenanthryl.
Saturovaná dvojmocná cykloalifatická skupina je výhodně cykloalkylen, např. cyklohexylen nebo cyklohexylen-nižší alkylen, např. cyklohexylenmethyl, který je nesubstituován nebo substituován jednou nebo více nižšími alkylovými skupinami, např. methylovou skupino, např. trimethylcyklohexylenmethylen, např. dvojmocný izoforonový radikál.
Termín „nižší“ v tomto vynálezu v souvislosti s radikály a sloučeninami znamená zvláště, není-li jinak uvedeno, radikály nebo sloučeniny mající až 8 uhlíkových atomů, přednostně mající až 4 uhlíkové atomy.
Nižší alkyl má mít až 8 uhlíkových atomů, výhodněji až 4 C atomy a je jim např. methyl, ethyl, propyl, butyl, terč, butyl, pentyl, hexyl a izohexyl.
Alkylen má až 12 uhlíkových atomů a může mít rovný řetězec nebo být rozvětvený. Vhodné příklady jsou decylen, oktylen, hexylen, pentylen, butylen, propylen, ethylen, methylen, 2-propylen, 2-butylen nebo 3-pentylen.
Nižší alkylen je alkylen mající až 8 a výhodněji až 4 uhlíkové atomy. Zvláště výhodnými příklady nižších alkylenů jsou propylen, ethylen a methylen.
Arylenovou jednotkou alkylenarylenu nebo alkylenalkylenu je přednostně fenylen, který je nesubstituován nebo substituován nižšími alkyly nebo nižšími alkoxylovými skupinami a jejich alkylenová jednotka je výhodně nižší alkylen jako methylen nebo ethylen, přednostně methylen. Takovými radikály jsou proto výhodně fenylenmethylen nebo methylenfenylen.
Nižší alkoxylová skupina má mít až 8 uhlíkových atomů, výhodněji až 4 C atomy a představuje ji např. methoxy-, ethoxy-, propoxy, butoxy- terč, butoxy- nebo hexyloxyskupina.
-34CZ 295931 B6
Částečně fluorovaným alkylem se rozumí alkyl, v němž je až 90 %, raději až 70 %, ještě raději až 50 % vodíku nehrazeno fluorem.
Arylenalkylearylen je výhodně fenylen-nižší alkylenfenylen mající až 8, ale raději až 4 uhlíkové atomy v alkylenové jednotce, např. dfenylenethylenfenylen nebo fenylenmethylenfenylen.
Monosacharidem se v kontextu tohoto vynálezu rozumí alkdopentóza, aldehexóza, aldetetróza, ketopentóza nebo ketohexóza.
Příklady aldopentózy představuje D-ribóza, D-arabinóza, d-xylóza nebo D-lyóza; příklady aldehexózy jsou D-allóza, D-altróza, D-glukóza, D-mannóza, D-gulóza, D-idóza, D-galaktóza, D-talóza, L-fukóza, nebo L-rhamnóza; příklady ketopentózy jsou D-ribulóza nebo D-xylulóza; příklady tetrózy jsou D-erythróza nebo threóza; a příklady ketohexózy jsou D-psikóza, D-fruktóza, D-sorbóza nebo D-tagatóza. Příklady disacharidu jsou trehalóza, maltóza, somaltóza, cellobióza, gantiobióza, sacharóza, laktóza, chitobióza, Ν,Ν-diacetylchitobióza, palatinóza nebo sacharóza. Rafinóza, panózu nebo maltotriózu lze zmínit jako příklady trisacharidů. Příklady oligosacharidů jako maltotetróza, maltohexóza, chitoheptóza a dále cyklické oligosacharidy jako cyklodextriny.
Cyklodextriny obsahují 6 až 8 identických jednotek a-1,4—glukózy. Příklady jsou α-, β-, a γ-cyklodextrin, deriváty takových cyklodextrinů, např. hydroxypropylcyklodextrinů a rozvětvených cyklodextrinů.
Makromery podle vynálezu lze připravit již známými způsoby, např.:
V prvním stupni reaguje polysiloxan obsahující alespoň jednu primární aminovou nebo hydroxyalkylovou skupinu s laktonem sacharidu, při čemž vzniká amidová nebo esterová vazba a sloučenina formule (Xlla) nebo (Xllb):
(a-Z-b)q a-(Z-b)q (Xlla) (Xllb) v nichž proměnné odpovídajíc výše uvedeným definicím a Zje skupina Xb načež sloučenina (XII) reaguje s nenasycenou polymerovatelnou sloučeninou formule (XIII):
(XIII) v níž X4 je skupina koreaktivní s hydroxylovou nebo aminovou skupinou segmentu (b), přičemž touto reakcí vzniká skupina X3 segment (d) podle formule (II), kde X4 je přednostně -COOH, -COOR10, -COCL nebo -NCO, kde
Rio je alkyl, nebo aryl nesubstituovaný nebo substituovaný nižšími alkylovými nebo alkoxylovými skupinami a ostatní proměnné odpovídají výše uvedeným definicím, načež vzniká makromer podle formule (IV) nebo (V) a---χ1---b
(IV)
v nichž jsou segmenty (d) obsaženy buď koncově, nebo bočně.
-35CZ 295931 B6
Jiný proces začíná polysiloxanem (a) kteiý obsahuje koncové primární amino- nebo hydroxyalkylové skupiny a reaguje s dilaktonem sacharidu za vzniku lineárních struktur formule (XIV):
(XIV) v nichž proměnné odpovídají výše uvedeným a doporučeným definicím, načež sloučenina formule (XIV) reaguje se sloučeninou formule (XIII) podobně jako v předešlém způsobu za vzniku makromeru formule (VI):
—f-a X1--b-^_ (d)x (VI) v němž proměnné odpovídají výše uvedeným a doporučeným definicím.
Jiný proces začíná polysiloxanem (a), který obsahuje koncové primární aminové nebo hydroxyalkylové skupiny a nejdříve reaguje s bifunkční sloučeninou formule (XV):
X4-R-X4 (XV) ve kterém X4 je skupina koreaktivní s hydroxylovou nebo aminovou skupinou segmentu (a), přičemž skupina X2 segmentu (c) vzniká reakcí v níž X4 je přednostně -COOH, -COOR10, -COC1 nebo -NCO, kde Rio je alky nebo aryl nesubstituovaný nebo substituovaný nižšími alkyly nebo nižšími alkoxylovými skupinami a R odpovídá výše uvedené definici, načet meziprodukt reaguje s polyolem, který neobsahuje žádnou laktonovou skupinu za vzniku sloučeniny formule (XVI):
b-c-{a-c}s-b(XVI) v níž proměnné odpovídají výše uvedeným a doporučeným definicím, načež sloučenina formule (XVI) reaguje se sloučeninou formule (XIII) za vzniku makromeru formule (X):
b—c—(a—c}s—B(X) v níž s je celé číslo do 1 do 10, výhodněji od 1 do 7 a nejlépe od 1 do 3; B je segment (a) nebo (b); a výše uvedené preference se vztahují k těm segmentům (d), jež jsou vázány na segment (b).
Jiný proces začíná bifunkční sloučeninou formule (XVI):
X4-R-X4(XV) který reaguje s nadbytkem polysiloxanu (a) za vzniku sekvence -a-(c-a)r-, pro niž platí výše uvedené připomínky, načež ve druhém stupni meziprodukt reaguje s polyolem, který neobsahuje lakton, za vzniku sloučeniny formule (XVII):
b-Z-a-{c-a}r-Z-b (XVII) načež sloučenina (XVII) reaguje se sloučeninou (XIII) za vzniku makromeru formule (VIII):
b-Z-a-{c-a}r-(Z-b) (VIII)
-36CZ 295931 B6 v níž r je celé číslo od 1 do 10, přednostně od 1 do 7 a ještě lépe do 1 do 3; t je 0 nebo 1, ale raději 1; v níž je přítomen (t=l) lineární řetězec (c-a), který může ale nemusí být zakončen segmentem (b).
Jiný proces začíná lakton sacharidu, který v prvním stupni reaguje se sloučeninou formule (XIII) při zachování laktonové funkce, načež vzniklý meziprodukt reaguje s polysiloxanem obsahujícím alespoň jednu aminovou nebo hydroxylovou skupinu za vzniku sloučeniny formule (IV) nebo (V):
a—(X1—~b)q (IV) I (V) kde q je typicky 1 nebo 2, kde se jinak užívají výše uvedené významy a preference a segmenty (d) jsou obsaženy koncově nebo bočně.
Toto provedení vynálezu se dále vztahu k meziproduktům, které jsou nové a které podle vynálezu vznikají během syntézy makromerů.
Proto se vynález dále týká sloučenin podle formule (Xlla):
(a-Z-b)q (Xlla) kde q je větší než 1, (a) se odvozuje od polysiloxanu definovaného výše formulí (I) a (b) je odvozeno od dilaktonu sacharidu.
Jedno provedení vynálezu se dále vztahuje ke sloučenině formule (Xllb):
a-(Z-b)q (Xllb) kde Z, (b) a q odpovídají -výše uvedeným definicím a preferencím s touto výhradou, že segment (a) je odvozen od sloučeniny formule (III):
(III) kde n je celé číslo od 5 do 500;
99,8 až 25 % radikálů Rb R2, R3, R», Rs a R6 jsou nezávisle na sobě alkyly a 0,2 až 75 % radikálů Rb R2, R3, R4, R5 a R6 jsou nezávisle na sobě zčásti fluorované alkyly, aminoalkyly, alkenyly, aryly, kyanoalkyly, alk-NH-alk-NH2 nebo alk-(OCH2CH2)m-(OCH2)p-OR7 kde R7 je vodík nebo nižší alkyl, alk je alkylen a m a p jsou nezávisle na sobě celé číslo 0 až 10, přičemž jedna molekula obsahuje nejméně jednu primární aminovou nebo hydroxylovou skupinu a alespoň jednu částečně fluorovanou alkylovou skupinu.
Vynález se dále týká sloučeniny formule (XVI):
-37CZ 295931 B6 b-c-{a-c}s-b (XVI) v níž je segment (b) odvozen od polyolu který neobsahuje lakton a ostatní proměnné odpovídající výše uvedeným definicím a preferencím.
Jedno provedení tohoto vynálezu se dále vztahuje ke sloučenině formule (XVII):
b-Z-a-{c-a}r-Z-b (XVII) v níž je segment (b) odvozen od polyolu který neobsahuje lakton a ostatní proměnné odpovídají výše uvedeným definicím a preferencím.
Siloxan (a) obsahující alespoň jednu primární aminovou nebo hydroxylovou skupinu lze získat na trhu. Příklady jsou K.F-6002, KF-8003, X-22-161C (Shin Etsu) nebo GP4 (Genesee). Ostatní siloxany lze systetizovat pomocí uveřejněných způsobů.
Polyol (b) pro syntézu potřebný je zpravidla komerčně dosažitelný. Příklady jsou glukonolakton nebo laktobionolakton. Ostatně je lze syntetizovat pomocí uveřejněných způsobů.
Sloučeniny podle vynálezu lze připravit v přítomnosti rozpouštědel nebo bez nich. Výhodně se používá velmi inertního rozpouštědla, tj. takového, které se nezúčastňuje na reakci. Vhodnými příklady jsou ethery jako tetrahydrofuran (THF), 1,2-dimethoxyethan, diethylenglykoldimethylether (dioxan), halogenované uhlovodíky jako je chloroform nebo methylenchlorid, bipolámí aprotní rozpouštědla jako acetonitril, aceton, dimethylformamid (DMF) nebo dimethylsulfoxid (DMSO), uhlovodíky jako toluen nebo xylen a dále pyridin nebo N-methylmorfolin.
Reakční složky se pro přípravu sloučenin podle vynálezu výhodně používají ve stechiometrických množstvích. Reakční teploty mohou být např. od -30 °C do 150 °C. Přednostně se používá reakční teplota od 0 °C do 40 °C. Reakční doby jsou v rozsahu od asi 15 minut do 7 dní, přednostně kolem asi 12 h. V případě potřeby se reakce provádí pod argonem nebo inertním plynem. Při reakcích, za nichž dochází ke vzniku urethanu, je výhodné přidat vhodný katalyzátor, např. dibutylcíndilaurát (DBTDL).
Tento vynález se dále vztahuje k polymeru obsahujícímu polymerační produkt alespoň jednoho makromeru podle tohoto vynálezu, jak výše specifikováno a, v případě potřeby, alespoň jednoho vinylového komonomeru (a).
Přednostně aplikované složení polymeru podle vynálezu obsahuje makromer podle vynálezu v množství od 100 do 0,5 % hmotn. ještě lépe v rozsahu od 80 do 10 % a nejraději od 70 do 30 %.
V přednostně doporučovaném polymeru obsahujícím polymerační produkt alespoň jednoho makromeru podle vynálezu není komonomer (a) obsažen a polymer je homopolymer.
Komonomer (a) obsažený v polymeru podle vynálezu může být hydrofilní nebo hydrofobní nebo směs obou. Vhodné komonomery obsahují zvláště ty polymery, které jsou obvykle používány pro přípravu kontaktních čoček a biomedicinálních materiálů.
Hydrofobními komonomery (a) se rozumějí monomery, které jako homopolymery typicky poskytují polymery ve výše nerozpustně a absorbující méně než 10 % hmotn. vody.
Analogicky se hydrofilními komonomery (a) rozumějí monomery, které jako homopolymery typicky poskytují polymery ve vodě rozpustné a absorbující alespoň 10% hmotn. vody.
-38CZ 295931 B6
Vhodné hydrofobní komonomery (a) zahrnují mimo jiné C| až Cj8 alkyl- a C3 až C]g cykloalkylakryláty a -methakryláty, C3 až CiS alkylakrylamidy a -methakrylamidy, akrylonitril, methakrylonitril, vinyl-Ci až Ci8-alkanoáty, C2 až Cj8 alkenyl, C2 až Clg haloalkeny, styren, nižší alkylstyreny, nižší alkylvinylethery, C2 až CI0 perfluoralkylakryláty a -methakryláty nebo odpovídající zčásti fluorované akryláty a methakryláty, C3 až C]2 perfluoralkylethylthiokarbonylaminoethylakryláty a -methakryláty, akryloxy- a methakryloxyalkylsiloxany, N-vinylkarbazol a C] až C|2 alkylestery maleinové kyseliny, fumarové kyseliny, itakonové kyseliny, mesakonové kyseliny ap. Přednostně uplatňované komonomery jsou např. akrylonitrily, Ci až C4 alkylestery vinylových nenasycených karboxylových kyselin s 3 až 5 uhlíkovými atomy, nebo vinylestery karboxylových kyselin majících až 5 uhlíkových atomů.
Příklady vhodných hydrofobních komonomerů (a) zahrnují methylakrylát, ethylakrylát, propylakrylát, izopropylakrylát, izobutylakrylát (DBA), izooktylakrylát (OA), izodecylkrylát (DA), cyklohexylakrylát, 2-ethylhexylakrylát (EHA), methylmethakrylát, ethylmethakrylát, propylmethakrylát, butylakrylát, vinylacetát, vinylpropionát, vinylbutyrát, vinylvalerát, styren, chloropren, vinylchlorid, vinylidenchlorid, akrylonitril, 1-buten, butadien, methakrylonitril, vinyltoluen, vinylethylether, perfluorhexylethylthiokarbonylaminoethylmethakrylát, izoburonylmethakrylát, trifluorethylmethakrylát, hexafluorizopropylmethakrylát, hexafluorbutyl(meth)akrylát (HFBMA a HFBA), tris-trimethylsilyloxysilylpropylmethakrylát (TRIS), 3-methakryloxypropylpentamethyldisiloxan abis(methakryloxypropyl)tetramethyldisiloxan.
Preferovanými příklady hydrofobních komonomerů (a) jsou methylmethakrylát, IBA, HFBA, HFBMA, OA, EHA, DA, TRIS a akrylonitril.
Vhodné hydrofílní komonomery (a) mimo jiné zahrnují hydroxylem substituované nižší alkylakryláty a methakryláty, akrylamid, methakrylamid, nižší alkylakrylamidy a -methakrylamidy, ethoxylované akryláty a methakryláty, hydroxylem substituované nižší alkylakrylamidy a methakrylamidy, hydroxylem substituované nižší alkylvinylethery, vinylsulfonát sodný, styrensulfonát sodný, 2-akrylamido-2-methylpropansulfonovou kyselinu, N-vinylpyrrol, N-vinyl-2-pyrrolidon, 2-vinyloxazolin, 2-viny, 4,4'-dialkyloxazolin-5-on, 2- a 4-vinylpyridin, vinylem substituované nenasycené karboxylové kyseliny obsahující celkem 3 až 5 uhlíkových atomů, nižší aminoalkyly (termín amino se vztahuje i ke kvartérní amoniové skupině), mono-nižší alkylamino-nižší alkyl- a di—nižší alkylamino-nižší alkylakryláty a -methakryláty, allylalkohol ap. Výhodně používané komonomery jsou např. N-vinyl-2-pyrrolidon, akrylamid, methakrylamid, hydroxylem substituované nižší alkylakrylamidy a -methakrylamidy a vinylem substituované nenasycené karboxylové skupiny mající celkem 3 až 5 uhlíkových atomů.
Příklady vhodných hydrofilních komonomerů (a) zahrnují hydroxyethylmethakrylát (HEMA), hydroxyethylakrylát, hydroxypropylakrylát, trimethylamonium-2-hydroxypropylmethakryláthydrochlorid (Blemer(R) QA, např. od Nippon Oil), dimethylaminoethylmethakrylamid, akrylamid, methakrylamid, Ν,Ν-dimethylakrylamid (DMA), allylalkohol, vinylpyridin, glycerinmethakrylát, N-(l,l-dimethyl-3-oxobutyl)akrylamid, N-vinyl-2-pyrrolidon (NVP), akrylová kyselina, methakrylová kyselina ap.
Přednostně používané hydrofílní komonery (a) jsou 2-hydroxyethylmethakrylát, dimethylaminoethylmethakrylát, trimethylamonium-2-hydroxypropylmethakryláthydrochlorid, Ν,Ν-dimethylakrylamid a N-vinyl-2-pyrrolidon.
Polymery podle tohoto vynálezu vznikají známým způsobem z odpovídajících monomerů (přičemž termín monomer zde rovněž zahrnuje ve vynálezu uváděný makromer) polymerační reakcí známou odborníkům. Obvykle se směs výše zmíněných monomerů zahřeje v přítomnosti činidla uvolňujícího volné radikály. Takovým činidlem je např. azoizobutyronitril (AIBN), persíran draselný, dibenzoylperoxid, peroxid vodíku nebo peruhličtan sodný. Zahřátím zmíněných sloučenin se hemolýzou vytvářejí volné radikály a mohou případně iniciovat polymeraci.
-39CZ 295931 B6
Zvlášť výhodně lze polymerační reakci provést fotoiniciátorem. V tomto případě se užívá termín fotopolymerace. Za účelem fotopolymerace se přidá vhodný fotoiniciátor, který může iniciovat polymeraci volnými radikály a/nebo síťování světlem. Příklady fotoiniciátorů jsou odborníkům známy specificky vhodnými fotoiniciátory jsou benzoinmethylether, 1-hydroxycyklohexylfenylketon a výrobky Darocur a Irgacur, především Darocur(R) 1173 a Darocur(R) 2959. Rovněž jsou vhodné reaktivní fotoiniciátory, jež lze vestavět do makromeru nebo mohou být použity jako speciální komonomery (a). Jejichž příklady lze nalézt v EP 632 329. Fotopolymerace se pak může spustit aktinickým zářením, např. světlem, zvláště UV světlem o vhodné vlnové délce. Speciální požadavky lze v případě potřeby kontrolovat přidáním vhodného fotosenzibilizátoru.
Polymeraci lze provádět v přítomnosti rozpouštědel nebo bez nich. Vhodnými rozpouštědly jsou v principu všechny rozpouštědla jež rozpouštějí použité monomery, např. voda, alkoholy jako nižší alkanoly, například ethanol nebo methanol a dále amidy karboxylových kyselin jako dimethylformamid, dipolární aprotní rozpouštědla jako dimethylsulfoxid nebo methylethylketon, ketony, např. aceton nebo cyklohexanon, uhlovodíky, např. toluen, ethery, např. THF, dimethoxyethan nebo dioxan a halogenované uhlovodíky např. trichlorethan, a také směsi vhodných rozpouštědel, např. směsi vody a alkoholu, např. směs voda/ethanol nebo voda/methanol.
Je-li to vhodné, může polymerní síť zesílena tzv. síťovacím činidlem, např. polynenasyceným komonomerem (b). Vynález se dále vztahuje k polymeru obsahujícímu polymerační produkt makromeru podle vynálezu s nejmíň jedním vinylovým komonomerem (a) a alespoň jedním komonomerem (b) v případě potřeby.
Příklady typického komonomeru (b) jsou např. alkylmethakrylát, nižší alkylenglykoldi(meth)akrylát, poly(nižší alkylen)glykoldi(meth)akrylát, nižší alkylendi(meth)akrylát, divinylether, divinylsulfon, di- nebo trivinylbenzen, trimethylolpropantri(meth)akrylát, pentaerythritoltetra(meth)akrylát, bisfenol A di(meth)akrylát, methylenbis(meth)akrylamid, triallylftalát nebo diallylftalát.
Množství použitého komonomeru (b) se vyjadřuje jako obsah na základě hmotnosti vzhledem k veškerému polymeru a je v rozsahu od 20 do 0,05 %, zvláště v rozsahu od 10 do 0,1 % a ještě raději v rozsahu od 2 do 0,1 %.
4. „Materiál D“
Další výhodné provedení tohoto vynálezu se vztahuje k použití makromeru obsahujícího siloxan vzniklý z poly(dialkylsiloxan)dialkoxyalkanolu s následující strukturou:
-R3OR4--OH π
kde n je celé číslo od asi 5 do asi 500, s výhodou od asi 20 do asi 200, ještě raději od asi 20 do asi 100;
radikály Rb R2, R3 a R4 jsou nezávisle na sobě nižší alkyleny, přednostně C]-C6 alkyleny, ještě raději Ci~C3 alkyleny, kde ve výhodném provedení je celkové množství uhlíkových atomů v Rí a R2 nebo v R3 a R4 větší než 4; a R5, R6, R7 a Rs jsou nezávisle na sobě nižší alkyly, přednostně Ci až C6 alkyly, ještě raději Ci až C3 alkyly.
Celková struktura makromeru pro materiál D je tato:
-40CZ 295931 B6
AKRYLÁT-LINK-ALK-O-ALK-PDAS-ALK-O-ALK-LINK-AKRYLÁT kde AKRYLÁT je vybrán zakrylátů a methakrylátů; LINK je zvolen z urethanových a diurethanových vazeb, ALK-O-ALK odpovídá výše uvedeným definicím (R]-O-R2 nebo R3-O-R4) a PDAS je poly(dialkylsiloxan).
Makromer pro materiál D lze například připravit reakcí izoforondiizokyanátu, 2-hydroxyethyl(meth)akrylátu a poly(dialkylsiloxan)dialkoxyalkanolu, přednostně poly(dimethylsiloxan)dipropoxyethanolu v přítomnosti katalyzátoru.
Výhodný makromer pro materiál D se může připravit reakcí slabého nadbytku izokyanátoalkylmethakrylátu, zvláště izokyanátoethylmethakrylátu (IEM), s polydialkylsiloxandialkoxyalkanolem, přednostně s polydimethylsiloxandipropoxyethanolem v přítomnosti katalyzátoru, zvláště organocinového katalyzátoru jako je dibutylcíndilaurát (DBLT). Primárně výsledná struktura je tato:
kde R100 a R2oo jsou definovány takto:
R200 :
O c—C=CH
kde R9 a Rn jsou alkyl, přednostně Ci až C6 alkylen, ještě výhodněji ethylen; a R10 a R12 jsou methyl nebo vodík.
Předpolymerační směs materiál D může být vytvořen smíšením výše zmíněného makromeru obsahujícího siloxan s jedním nebo více hydrofilními monomery a termoiniciátorem nebo fotoiniciátorem jako je Carocur(R) 1173. V zájmu homogenizace směsi se výhodně přidá rozpouštědlo jako např. hexanol. Rovněž je výhodné přidat pro sníženi modulu pružnosti na potřebnou úroveň vhodné množství TRIS: Z výše zmíněných monomerů propustných pro ionty nebo hydrofilních se může zvolit monomer (nebo monomery) propustný pro ionty. Je výhodné zvolit tento monomemí ionoperm ze skupiny sestávající z akrylátů, methakrylátů, akrylamidů, methakrylamidů a jejich směsí. Ještě výhodnější je když je vybrán z dimethylakrylamidu (DMA) a methakrylové kyseliny (MAA).
Předpolymerační směs materiálu D ve výhodném složení obsahuje v % hmotn. z celkové hmotnosti asi 35 až 60 % makromeru materiálu D; asi 6 až 25 % TRIS; asi 15 až 35 % monomeru propustného pro ionty; asi 0,1 až 1 % fotoiniciátoru; a asi 10 až 20 % rozpouštědla. Výhodnější předpolymerační směs materiálu D obsahuje v % hmotn. z celkové hmotnosti: asi 40 až 55 % makromeru materiálu D; asi 8 až 16 % TRIS; asi 40 až 55 % makromeru materiálu D; asi 8 až 16 % TRIS; asi 20 až 30 % dimethylakrylamidu; asi 0,2 až 2 % methakrylové kyseliny; asi 0,1 až 1 % fotoiniciátoru; a asi 10 až 20 % rozpouštědla. Zvláště výhodná předpolymerační směs materiálu D obsahuje v % hmotn. z celkové hmotnosti: asi 44 až 50 % makromeru materiálu D; asi 10
-41 CZ 295931 B6 až 12 % TRIS; asi 22 až 26 % dimethylakrylamidu; asi 0 až 1 % methakrylové kyseliny; asi 0,2 až 0,6 % fotoiniciátoru; a asi 10 až 20 % rozpouštědla.
Z předpolymerační směsi mohou být tvářením vyráběny čočky nebo jiné oftalmické prvky kterýmkoliv z početných způsobů v oboru známých a zde popisovaných. Doporučuje se umístit předpolymerační směs v konkávní polovině formy na čočky, konvexní polovinu formy spojit s konkávní polovinou formy a iniciovat polymeraci užitím vhodné dávkyzáření. Přednost se dává UV záření, ale lze užít i řadu dalších energetických zdrojů známých v oboru a zde popisovaných.
Oční čočka z materiálu D je ve výhodném případě polymerační produkt následujících makromerních a monomerních složek v množství vyjádřeném na základě celkové hmotnosti polymerovatelného materiálu:
(a) asi 45 až asi 65 % makromeru materiálu D;
(b) asi 5 až asi 25 % TRIS; a (c) asi 20 až asi 40 % monomeru propustného pro ionty.
Oční čočka z materiálu D je v ještě výhodnějším případě polymerační produkt následujících makromerních a monomerních složek v množství vyjádřeném na základě celkové hmotnosti polymerovatelného materiálu:
(a) asi 50 až asi 60 % makromeru materiálu D;
(b) asi 10 až asi 20 % TRIS; a (c) asi 25 až asi 35 % monomeru propustného pro ionty.
V preferovaném provedení je oční čočka z materiálu D polymerační produkt následujících makromerních a monomerních složek v množství vyjádřeném na základě celkové hmotnosti polymerovatelného materiálu:
(a) asi 50 až asi 60 % makromeru materiálu D;
(b) asi 10 až asi 20% TRIS;
(c) asi 25 až asi 35 % DMS; a (d) až asi 2 % MAA.
V jiném výhodném provedení se používá asi 0,2 až 1,0 % hmotn. MAA společně se složkami (a), (b) a (c) ve výše uvedených množstvích.
III. Oftalmicky kompatibilní povrchy
Oční čočky dle tohoto patentu mají povrchy během požadované prodloužené doby nošení biokompatibilní s oční tkání a kapalinami. V jednom z přednostně doporučovaných provedení mají oční čočky vyrobené na základě tohoto vynálezu výše popsaný materiál polymemí matrice alespoň zčásti pokrytý povrchem, který je více hydrofílní a lipofobní než matrice. Hydrofílní povrch je žádoucí v zájmu toho, aby zvýšil kompatibilitu čoček s očními tkáněmi a slzami. Se zvyšováním hydrofilního charakteru povrchu dochází typicky ke zmenšování nežádoucí přitažlivosti a adheze lipidů a bílkovinných složek. Jsou však i jiné faktory kromě hydrofílnosti povrchu, které mohou přispět k vytváření úsad na čočkách, jako např. imunologická reakce. Ukládání lipidů a bílkovin má za následek zákal čočky a tím sníženou průhlednost. Bílkovinné úsady mohou způ
-42CZ 295931 B6 sobit i další problémy jako dráždivost očí. Po delším kontinuální nebo přerušovaném nošení je třeba čočku vyjmout z oka pro čištění, tj. odstranění úsad. Proto zvýšená hydrofilnost povrchu a následné omezení úsad biologických materiálů umožňuje delší dobu nošení.
„Způsoby povrchové úpravy“ zde použité se vztahují ke způsobům zvyšování oftalmické kompatibility povrchu, při nichž kontaktem s párou nebo kapalinou a/nebo aplikací energetického zdroje (1) se na povrch výrobku nanese povlak, (2) na povrch výrobku se adsorbují chemické chemikálie, (3) změní se chemická povaha (například elektrostatický náboj) chemických skupin na povrchu výrobku, nebo (4) povrchové vlastnosti výrobku jsou jinak upraveny.
Existuje množství způsobů v oboru známých jak učinit povrch materiálů hydrofílním. Čočky mohou být např. povlečeny vrstvou hydrofilního polymerního materiálu. Hydrofílní skupiny mohou být rovněž naroubovány na povrch čočky za vzniku monovrstvy hydrofilního materiálu. Toto povlékání nebo roubování lze provést množstvím způsobů, včetně expozice čočky plazmového plynu nebo ponoření čočky do roztoku monomeru za vhodných podmínek, (aniž by tím byly možnosti vyčerpány).
Jiný soubor způsobů jak změnit povrchové vlastnosti čočky zahrnují procedury před vznikem čočky polymerací. Forma např. může být ještě před polymerací vystavena účinkům plazmatu (tj. ionizovaného plynu), elektrostatickému náboji, ozáření nebo jinému energetickému zdroji, což má za následek, že vrstva předpolymerační směsi v bezprostředním styku s formou má jiné složení než ostatní hmota předpolymerační směsi.
Přednostně užívanou kategorií procedur povrchových úprav jsou plazmové způsoby, při nichž se na povrch výrobku aplikuje ionizovaný plyn. Plasmové plyny a způsoby aplikace jsou popsány podrobněji v patentu US 4 312 575 a US 4 632 844, jejichž popis je zde nahrazen odkazem. Plazmový plyn je s výhodou směs nižších alkanů a dusíku, kyslíku nebo inertního plynu.
V jednom výhodném provedení je čočka modifikována plazmatem v přítomnosti (a) alkanů C] až C6 a (b) plynu vybraného ze skupiny obsahující dusík, argon, kyslík a jejich směsí. V ještě výhodnějším provedení je čočka modifikována plazmatem v přítomnosti směsi methanu a vzduchu.
IV. Výrobky
A. Oční čočky
Nové polymery nebo síťované polymery lze zpracovat na oftalmické výlisky, zvláště na kontaktní čočky, způsoby běžnými v oboru, např. fotopolymerací nebo síťováním nových polymerů účinkem světla ve vhodné formě pro kontaktní čočky. Příklady nových oftalmických výlisků zahrnují kromě kontaktních čoček mj. kontaktní čočky pro korekci vidění, kontaktní čočky pro úpravu barvy očí, oftalmické prvky pro podávání léků, oftalmické prvky pro hojení ranap.
B. Kontaktní čočky
Specifické zaměření vynálezu se týká kontaktních čoček, které v podstatné míře obsahují nový polymer nebo polymemí síť. Takové kontaktní čočky mají soubor neobvyklých a velmi výhodných vlastností. Mezi těmito vlastnostmi jsou například jejich vynikající kompatibilita s lidskou rohovkou (v případě potřeby po vhodné povrchové úpravě (povlak)) a s kapalinou slz, jež je založena na vyrovnaném poměru mezi obsahem vody a propustností pro vodu, propustností pro kyslík a mechanických a adsorpčních vlastností. Tato vyváženost žádoucích vlastností má za následek vysoký komfort a skutečnost že nedochází k dráždění a alergickým efektům. Díky dobré propustnosti vůči různým solím, živinám, vodě a dalším složkám slz a plynů (oxid uhličitý a kyslík) nemají nové kontaktní čočky žádný nebo prakticky žádný účinek na metabolické procesy v rohovce. Na rozdíl od mnoha ostatních kontaktních čoček obsahujících siloxany tyto nové
-43CZ 295931 B6 čočky pro dlouhodobé nošení mají chemické a mechanické vlastnosti a propustnost pro ionty dostatečné ktomu, aby nedocházelo k nežádoucím vazebným efektům. Navíc mají nové kontaktní čočky vysokou rozměrovou stálost a skladovatdnost.
Je třeba zdůraznit, že tato vyváženost charakteristik, zvláště vysoká propustnost pro ionty ve spojeni s vysokou propustností pro kyslík, je klíčovým předpokladem pro výrobu skutečných kontaktních čoček pro dlouhodobé nošení. Vysoká propustnost pro kyslík je žádána v zájmu prevence botnání rohovky, protože snižuje pravděpodobnost poškození oka a nepohodlí uživatele při dlouhodobém nošení. Vysoká propustnost pro ionty usnadňuje pohyblivost čočky na oku, takže se výrazně nemění zdraví rohovky, a pohodlí nositele při dlouhodobém a nepřerušovaném kontaktu s tkáněmi a kapalinami oka je na přijatelné úrovni.
Doporučené kontaktní čočky pro dlouhodobé nošení podle tohoto vynálezu jsou takové, které jsou pro uživatele při dlouhodobém nošení stále pohodlné. Je-li průměr čočky příliš malý, oční víčka při otevřeném oku nepokryjí žádný úsek Čočky. Proto oční víčko zavadí o okraj čočky při každém zavření oka. Opakované vzájemné působení čočky a víčka typicky způsobuje podráždění, pocit nepohodlí uživatele a posun čočky. V důsledku toho doporučované průměry kontaktních čoček jsou dostatečně veliké, aby minimalizovaly vzájemné působení víčka a čočky a s tím spojené dráždění. Je výhodné, když kontaktní čočka má průměr asi 12 až 16 mm, raději asi 13 až 15 mm a nejraději asi 13,5 až 14,8 mm.
V. Způsoby užití při dlouhodobém nošení čoček
Výše popsané oční čočky mají speciální použití jako kontaktní čočky pro dlouhodobé nošení. Kontaktní čočky s dostatečnou rychlostí prostupností pro kyslík a vodu od vnitřního (zadního) zakřivení k vnějšímu (přednímu) zakřivení lze nepřetržitě a dlouhodobě nosit bez podstatného botnání rohovky a pohodlí uživatele. Způsob nošení zahrnuje (a) vložení čočky do oka, (b) ponechání čočky v těsném kontaktu s okem a očními kapalinami po dobu alespoň 24 hodin bez podstatného záporného účinku na zdraví rohovky a pohodlí nositele.
Přednostně používaný způsob zahrnuje dodatečné stupně (c) vyjmutí čočky z prostředí oka, (d) údržbu čočky (tj. desinfekcí nebo čištění čočky, (e) opětovné umístění čočky v oku, (f) ponechám čočky v intimním kontaktu s okem a kapalinou slz po dobu alespoň 24 h bez podstatného záporného účinku na zdraví rohovky a pohodlí nositele.
Ve výhodném provedení se čočka nosí nepřetržitě alespoň čtyři (4) dny bez podstatného botnání rohovky nebo nepohodlí uživatele. V jiném výhodném provedení se čočka nosí nepřetržitě alespoň sedm (7) dní bez podstatného botnání rohovky nebo nepohodlí uživatele. V dalším výhodném provedení se čočka nosí nepřetržitě nejméně čtrnáct (14) dní bez podstatného botnání rohovky nebo nepohodlí uživatele. V ještě jiném výhodném provedení se čočka nosí nepřetržitě nejméně třicet (30) dní bez podstatného botnání rohovky nebo nepohodlí uživatele.
VI. Způsoby výroby
Oční čočka se může obecně řečeno vyrábět důkladným smícháním polymerovatelných materiálů jednak propustných pro kyslík, jednak propustných pro ionty, naplněním dutiny čočkové formy vhodným množstvím směsi a iniciací polymerace. K předpolymerační směsi lze přidat za účelem iniciace polymerace fotoiniciátory jako např. výše popsané komerční fotoiniciátory. Polymeraci lze iniciovat jistým množstvím dobře známých způsobů, které v závislosti na polymerovatelném materiálu mohou zahrnovat užití radiace jako jsou mikrovlny, tepelné, UV a elektronové paprsky. Přednostně používaným způsobem iniciace polymerace je aplikace UV záření.
Bylo zjištěno, že propustnost některých výše zmíněných polymerních matric pro ionty a/nebo vodu se může zvýšit iniciací a dokončením polymerace v atmosféře, jež je v zásadě bez kyslíku. Vhodné plyny komerčně snadno dostupné zahrnují mj. dusík a oxid uhličitý. Tímto způsobem
-44CZ 295931 B6 jsou v přednostně doporučovaném provedení polymerovatelné materiály propustné jednak pro kyslík, jednak pro ionty, polymerovány v atmosféře s méně než cca 10.000 ppm kyslíku. Výhodnější je, když atmosféra obklopující polymerovatelný materiál obsahuje méně než asi 1000 ppm kyslíku. Ještě výhodnější je, když obklopující atmosféra obsahuje méně než asi 100 ppm kyslíku, zatímco nejvýhodnější obsah kyslíku je méně než asi 20 ppm.
Ve výše uvedeném provedení musí být předpolymerační směs před polymerní odplyněn. Odplynění lze uskutečnit řadou způsobů známých v oboru. Jeden způsob odplynění předpolymerační směsi zahrnuje použití řady cyklů zmražení a rozmražení opakovaných do dosažení požadované koncentrace plynu v předpolymerační směsi. Tato metoda mražení/rozmražení zahrnuje chlazení předpolymerační směsi dokud směs neztuhne, evakuování ztuhlé předpolymerační směsi, zrušení vakua a uvedení předpolymerační směsi do roztaveného stavu, takže je směs opět v kapalné formě. Tento způsob odplynění je sice výhodný v laboratorním měřítku, ale při komerční výrobě čoček mohou být výhodnější jiné odplyňovací postupy.
Alternativně však za určitých podmínek může atmosféra obklopující formu na čočky obsahovat kyslík. Např. pokud jsou obě poloviny forem na čočky neprodyšně spojeny na materiál formy má nízkou propustnost pro kyslík (např. polypropylen), je možné polymerovat odplyněnou předpolymerační směs obklopenou okolním vzduchem, aniž by koncentrace kyslíku v předpolymerační směsi stoupla natolik, aby podstatně klesla propustnost finálních čoček pro ionty a vodu. Proto je v jiném výhodném provedení oboustranného tváření připravena čočka v následujících stupních: (1) předpolymerační směs je odplyněna, (2) jedna polovina formy na čočky je naplněna předpolymerační směsí, (3) poloviny forem jsou spojeny jedna s druhou, a (4) iniciuje se polymerace za vzniku čoček, přičemž poloviny forem na čočky jsou vyrobeny z materiálu s nízkou propustností pro kyslík a stupně 2 až 4 mohou proběhnout za přítomnosti kyslíku nebo bez něho. V tomto provedení se považuje za výhodné skladovat formy na čočky před použitím v inertní atmosféře bez kyslíku, tj. v dusíku na oxidu uhličitém.
Podstatným znakem výrobních způsobů těchto inovovaných čoček a že dosahují rovnováhy mezi vysokou propustností pro kyslík a vysokou propustností pro ionty. Výrobní způsoby a podmínky, které mají za následek snížení propustnosti buď pro kyslík, nebo pro ionty pod úroveň potřebnou pro dobré zdraví rohovky a pohyblivost čočky na oku při dlouhodobém nošeni jsou nepřijatelné pro výrobu inovovaných kontaktních čoček pro dlouhodobé nošení podle tohoto vynálezu.
Je výhodné, když výrobní způsob zajišťuje získání kontaktní čočky mající Dk/t alespoň 70barrerů/mm a koeficient propustnosti pro ionty Ionoton alespoň 0,2 x 106cm3/sec. Ještě výhodnější je, když výrobní způsob zajišťuje čočky mající Dk/t nejméně 75 barrerů/mm a koeficient propustnosti pro ionty nejméně 0,3 x 10‘6 cm2/sec. V nejlepším případě výrobní způsob zajišťuje čočky mající Dk/t nejméně 87 barrerů/mm a koeficient propustnosti pro ionty Ionoton nejméně 0,4 x 10’6 cm2/sec.
Výše uvedený popis umožní každému odborníkovi realizovat tento vynález. S cílem usnadnit čtenáři pochopení specifických provedení a jejich přednosti jej odkazujeme na následující příklady. Nemají však býti chápány jako omezení rozsahu platnosti vynálezu.
Příklady A až D jsou uspořádány v souladu s výše popsanými materiály. Příklady A-l, A-2 atd. se proto vztahují k materiálu „A“ popsanému výše, příklady B-l, B-2 atd. se vztahují k materiálu „B“ popsanému výše, příklady C-l, C-2 atd. se vztahují k materiálu „C“ a příklady D-l, D-2 atd. k materiálu „D“. Teploty jsou uvedeny ve stupních Celsia pokud není stanoveno jinak.
Příklady E, F a G jsou určeny k demonstrování korelace mezi pohyblivostí na oku a koeficientem propustnosti iontů Ionoton, koeficientem propustnosti Iontů Ionoflux a koeficientem propustnosti pro vodu Hydrodell.
-45CZ 295931 B6
Příklady provedení vynálezu
Příklad A-l
Polysiloxanový makromer se připraví reakcí 1 mol (asi 100 g) poly(dimethylsiloxan)dialkanolu (Shin Etsu Chemical Co., Tokyo, Japan) s hydroxyethylpropyloxy- koncovými skupinami při pokojové teplotě se 2 molekvivalenty (asi 21,1 g) izoforondiizokyanátu (Aldrich Chemical Co., Milwaukee, Wiskonsin) v přítomnosti asi 0,2 g katalyzátoru dibutylcíndilaurátu (Pfaltz and Bauer, lne., Waterbury, Connecticut). Po asi 48 hodinách reakční doby se přidají 2,02 molekvivalenty (asi 38,7 g) polyethylenglykolu („PEG“, asi 610 g/mol Mn, Dow Chemical Corp., Midland, MI) a asi 0,17 g dibutylcíndilaurátu (asi 0,43 % hmotn. PEG) k 80 g reakčního produktu z prvního stupně. K této směsi se přidá dostatečné množství chloroformu (Aldrich Chemical Co.) v zájmu její homogenizace. Směs se míchá asi 15 h. při pokojové teplotě. Potom se směs míchá asi 8 hodin při teplotě asi 44 až 48 °C, přičemž se teplota udržuje konstantní olejovou lázní. Potom se chloroform odpaří mícháním směsi asi 8 hodin při pokojové teplotě na konečný obsah pevné fáze asi 50 % hmotn. Potom se ke směsi přidá asi 2,14 molekvivalentů (asi 10,4 g) izokyanatoethylmethakrylátu („IEM“, Monomer polymer, lne., Feasterville, PA). Nakonec je směs pokryta hliníkovou fólií a asi 17 hodin míchána při pokojové teplotě, čímž vzniká makromer obsahující polysiloxan se střední molekulovou hmotností (Mn) asi 4.000g/mol.
Roztok makromeru se v dalším polymeruje v přítomnosti asi 0,5 % fotoiniciátoru DAROCUR(R) 1173 (Ciba-Geigy Corp., Ardsley, NY) ve tvaru kontaktních čoček. Polypropylenové formy na kontaktní čočky jsou naplněny roztokem prekurzoru kopolymeru. Na roztok ve formě se působí asi 3 h. při pokojové teplotě UV světlem (asi 300 až 400 nm) při asi 3 až 6 mW/cm2. UV světlo spolu s fotoiniciátorem vede k polymeraci roztoku za vzniku kontaktních čoček s tvarem formy. Čočky se extrahují izopropanolem pro odstranění zbývajícího chloroformového rozpouštědla a nezreagovaných složek. Produktem je polymemí kontaktní čočka obsahující polysiloxan.
Před měřením propustnosti pro kyslík se čočky hydratují umístěním čoček v izotonickém pufrovaném fyziologickém roztoku solí na alespoň 8 hodin. Po hydrataci je každá čočka, je-li to nutné vzhledem k manipulaci, očištěna činidlem MIRAFLOW(R) Daily Cleaner (Ciba Vision Corp., Duluth, Georgia) pro odstranění tuků a lipidů před testováním. Nadbytečný čisticí prostředek MIRAFLOW(R) se odstraní opláchnutím fyziologickým roztokem nebo přečištěnou vodou.
Tok kyslíku (J) se měří při 34 °C ve vlhké komoře (tzn. že proud plynu se udržuje na přibližně 100% relativní vlhkosti) pomocí přístroje Dk 1000. Prostupnost kyslíku Dk/t se stanoví jak uvedeno v textu o propustnosti pro kyslík a jeho prostupnosti.
Příklad A-2
Makromer obsahující polysiloxan se nejdříve připraví v podstatě shodně se způsobem popsaným v příkladu A-l.
Roztok prekurzoru kopolymeru se připraví mícháním asi 180 g makromeru obsahujícího polysiloxan, asi 15 g 3-methakryloxypropyltrismtrimethylsiloxy)silanu (Shin Etsu), asi 4g 2-hydroxyethylmethakrylátu (HEMA), asi 1 g ethylenglykoldimethakrylátu („EDGMA“) a asi 1 g fotoiniciátoru DAROCUR(R) 1173 při pokojové teplotě po dobu asi 16 h.
Roztok prekurzoru kopolymeru je potom polymerován za vzniku kontaktních čoček. Polypropylenové formy na kontaktní čočky jsou naplněny roztokem prekurzoru kopolymeru. Na roztok ve formě se při pokojové teplotě asi 3 hodiny působí UV světlem (asi 300 až 400 nm) při asi 3 až 6 mW/cm2. UV světlo polymeruje roztok na kontaktní čočky ve tvaru formy. Čočky se extrahují izopropanolem pro odstranění reziduálního chloroformového rozpouštědla a všech nezreagova
-46CZ 295931 B6 ných složek. Výsledný polymer v preferovaném případě obsahuje 81,8 % hmotn. polysiloxanového makromeru, asi 13,6 % TRIS, asi 3,6 % 2-hydroxyethylmethakrylátu a asi 0,9 % EDGMA.
Kontaktní čočky se odplyní umístěním čoček ve vhodném vakuu na dobu postačující pro odstranění v podstatě všeho plynu z matrice čočky. Plně hydratované odplyněná kontaktní čočka tohoto složení má Dk asi 87 barrerů, obsah vody asi 19 % hmot, a modul pružnosti asi 2,5 MPa.
Příklad A-3
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 19,5 % makromeru na bázi polysiloxanu, asi 47 % TRIS a asi 33,5 % N,N-dimethylakrylamidu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 49 barrerů, obsah vody asi 30 % hmotn. a modul pružnosti asi 2,4 MPa.
Příklad A-4
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné sloužení má asi 30 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 50 % TRIS a asi 20 % Ν,Ν-dimethylakrylamidu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 76 barrerů, obsah vody asi 20 % hmotn. a modul pružnosti asi 1,3 MPa.
Příklad A-5
Kontaktní čočka se připraví v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 30 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 40 % TRIS a asi 30 % Ν,Ν-dimethylakrylamidu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 55 barrerů, obsah vody asi 30 % hmotn. a modul pružnosti asi 3,5 MPa.
Příklad A-6
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 30 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 60 % TRIS a asi 10 % Ν,Ν-dimethylakrylamidu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 110 barrerů, obsah vody asi 8,7 % hmotn. a modul pružnosti asi 2,6 MPa.
Příklad A-7
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 30 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu a asi 70 % TRIS. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 128 barrerů a obsah vody asi 4,9 % hmotn.
Příklad A-8
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 30 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 45 % TRIS, 5 % fluorakrylátu a asi 20 % Ν,Ν-dimeethylakrylamidu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 69 barrerů, obsah vody asi 20 % hmot, modul pružnosti asi 1,4 MPa.
-47CZ 295931 B6
Příklad A-9
Kontaktní čočka se připraví v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 82 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 14,4 % TRIS a asi 3,7 % 2-hydroxyethylmethakrylátu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 96 barrerů, obsah vody asi 19 % hmotn. a modul pružnosti asi 1,8 MPa.
Příklad A-10
Makromer na bázi polysiloxanu se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-l, ale polyethylenglykol má molekulovou hmotnost asi 660.
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné složení má asi 81,9 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 13,6 % TRIS, asi 3,7 % 2-hydroxyethylmethakrylátu a asi 0,8 % ethylenglykoldimethakrylátu. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 81 barrerů, obsah vody asi 20% hmotn. a modul pružnosti asi 1,4 MPa.
Příklad A-l 1
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jak je popsáno v příkladu A-2, ale konečné sloužení má asi 82 % hmotn. makromeru na bázi polysiloxanu, asi 8,6 % TRIS, asi 4,9 fluorakrylátu, asi 3,5 % 2-hydroxyethylmethakrylátu a asi 1 % EDGMA. Plně hydratované kontaktní čočky s tímto složením mají Dk asi 77 barrerů, obsah vody asi 22 % hmotn. a modul pružnosti asi 1,3 MPa.
Příklad A-12
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě stejně jako v příkladu A-l, ale použitý makromer na bázi polysiloxanu má hydroxy-sec. butylové koncové skupiny v poloze proti koncovým hydroxyethylpropyloxyskupinám. Plně hydratované kontaktní čočky mají po odplynění Dk asi 70barrerů, obsah vody asi 22 % hmotn. a modul pružnosti asi 2,4 MPa.
Příklad B-l
Syntéza makromeru
51,5 g (50 mmol) perfluorpolyetheru Fomblm(R) ZDOL (od Ausimont S.p.A., Milán) se střední molekulovou hmotností 1030 g/mol a obsahující 1,96 meq/g hydroxylových skupin podle titrace koncových skupin se umístí v trojhrdlé baňce společně s 50 mg dibutylcíndilaurátu. Obsah baňky se evakuuje na asi 2000 Pa za míchání a následně dekompromuje argonem. Tato operace se opakuje dvakrát. 22,2 g (0,1 mol) čerstvě nadestilovaného izoforondiizokyanátu udržovaného pod argonem se potom přidá pod protiproudem argonu. Teplota v baňce se udržuje pod 30°C chlazením ve vodní lázni. Po celonočním míchání za pokojové teploty je reakce u konce. Titrace izokyanátu dává obsah NCO 1,40 meq/g (teorie je 1,35 meq/g).
202 g polydimethylsiloxanu substituovaného koncovými α,ω-hydroxypropylovými skupinami od Shin Etsu se střední molekulovou hmotností 2000 g/mol (1,00 meq/g hydroxylových skupin zjištěných titrací) se umístí v baňce. Obsah baňky se evakuuje na přibližně 10 Pa a dekomprimuje argonem.Tato operace se opakuje dvakrát. Odplyněný siloxan se rozpustí v 202 ml čerstvě nadestilovaného toluenu udržovaného pod argonem a přidá se 100 mg dibutylcíndilaurátu
-48CZ 295931 B6 (DBTDL). Po úplné homogenizaci roztoku se pod argonem přidá všechen perfluorpolyether zreagovaný s izoforondiizokyanátem (IPDI).
Po celonočním míchán při pokojové teplotě je reakce ukončena. Rozpouštědlo se odtáhne při vysokém vakuu a pokojové teplotě. Mikrotitrace ukazuje 0,36 meq/g hydroxylových skupin (teorie 0,37 meq/g.)
13,78 g (88,9 mmol) 2-izokyanatoethylmethakrylátu (IEM) se pod argonem přidá k 247 g terpolymeru na bázi polysiloxanperfluorpolyether-polysiloxan substituovaného α,ω-hydroxypropylovými koncovými skupinami (terpolymer ve stechiometrickém průměru, ale jsou zde i jiné délky bloků.) Směs se tři dny míchá při pokojové teplotě. Mikrotitrací potom nelze zjistit žádné izokyanátové skupiny (mez detekce 0,01 meq/g). Methakrylových skupin bylo nalezeno 0,34 meq/g (theorie 0,34 meq/g).
Takto připravený makromerje zcela čirý a bezbarvý. Lze jej skladovat několik měsíců na vzduchu při pokojové teplotě bez přístupu vzduchu.
Příklad B-2
Syntéza makromeru
Opakuje se první stupeň syntézy makromeru popsaný v příkladu B-l. Titrace izokyanátu vperfluorpolyetheru zreagovaném s IPDI dává obsah 1,33 meq/g NCO (teorie 1,35 meq/g).
Ve druhém stupni se rozpustí v 87 ml toluenu 87,1 g polydimethylsiloxanu substituovaného α,ω-hydroxypropylovými koncovými skupinami TegomerH-Si2111 (Th. Goldschmidt AG, Essen) se střední molekulovou hmotností 890 g/mol (2,25 meq/g hydroxylových skupin podle titrace). Po provedení reakce stejným způsobem jako v příkladu B-l a odstraněné rozpouštědla se mikrotitrací stanoví obsah hydroxylových skupin 0,66 meq/g (teorie 0,60 meq/g). Výsledný meziprodukt se nechá zreagovat se stechiometrickým množstvím izokyanatoethylmethakrylátu. Mikrotitrací potom již nelze zjistit žádné izokyanátové skupiny (limit detekce 0,01 meq/g). Je stanoveno 0,56 meq/g methakrylových skupin (teorie 0,53 meq/g). Takto připravený makromerje zcela bezbarvý a čirý a má dlouhou skladovatelnost.
Příklad B-3
Syntéza makromeru
Opakuje se první stupeň syntézy makromeru popsaný v příkladu B-l, ale s použitím odlišného perfluorpolyetheru: Fomblm(R) ZDOLTX (od Ausimont S.p.A., Milán). Tento materiál je ukončen skupinou O-CF2-CH2-(OCH2CH2)n-OH (kde n = 0, 1 nebo 2). Použitý materiál má střední molekulovou hmotnost 1146 g/mol a obsahuje 1,72 meq/g hydroxylových skupin podle analýzy koncových skupin. Titrace izokyanátu v perfluorpolyetheru zreagovaném s IPDI ukazuje obsah 1,23 meq/g NCO (teorie 1,25 meq/g).
Ve druhém stupni se opět přidá stechiometrické množství Tegomer Hi-Si2111 a toluenu. Po provedení reakce způsobem uvedeným v příkladu B-l a odstranění rozpouštědla se mikrotitrací stanoví obsah hydroxylových skupin 0,63 meq/g (teorie 0,58 meq/g). Výsledný meziprodukt se nechá zreagovat se stechiometrickým množstvím izokyanatoethylmethakrylátu. Mikrotitrací potom nelze zjistit žádné izokyanátové skupiny (limit detekce asi 0,01 meq/g). Methakrylových skupin se stanoví 0,55 meq/g (teorie 0,51 meq/g). Makromer připravený tímto způsobem je zcela bezbarvý a čirý a má dlouhou skladovatelnost.
-49CZ 295931 B6
Příklad B-4
Syntéza makromeru
První stupen syntézy makromeru popsaný v příkladu B-l se opakuje, ale použije se 5,0 g Fomblin/ZDOL a 2,18 g IPDI. Po ukončení reakce se mikrotitrací stanoví obsah izokyanátových skupin 1,31 meq/g (teorie 1,36 meq/g).
Podobně se provede i druhý stupeň syntézy popsané v příkladu B-l, přičemž je stechiometrický poměr mezi perfluorpolyetherem s izokyanátovou koncovou skupinou a polysiloxanem s hydroxypropylovou koncovou skupinou 2:3. Po ukončení reakce a odstranění rozpouštědla ukazuje mikrotitrace obsah hydroxylových skupin 0,2 meq/g (teorie 0,18 meq/g).
Třetí stupeň syntézy popsaný v příkladu B-l se rovněž provede analogicky, přičemž se IEM použije v přesně stechiometrickém poměru. Po reakcijiž nelze stanovit žádné volné izokyanátové skupiny (mez detekce je 0,01 meq/g). Stanoví se 0,19 meq/g methakrylových skupin (teorie 0,19 meq/g).
Příklad B-5
Výroba kontaktních čoček
13,0 makromeru z příkladu B-l se rozpustí v 5,6 g ethanolu (Fluka, puriss.p.a.) (70 % hmotn.). Po úplné homogenizaci roztoku se přidá 5,2 g 3-tris(trimethylsiloxy)silylpropylmethakrylátu (TRIS od Shin Etsu, výrobek č. KF-2801), 7,8 g čerstvě nadestilovaného dimethylakrylamidu (DMA) a 160 mg fotoiniciátoru Darocur(R) 1173 (Ciba). Roztok se filtruje teflonovou membránou se šířkou pórů 0,45 mm pod argonem za tlaku 100 až 200 kPa. Zfiltrovaný roztok se zmrazí v bance v kapalném dusíku, baňka se za vysokého vakua evakuuje a roztok se při uzavřené baňce vrátí na pokojovou teplotu. Tato odplyňovací operace se opakuje dvakrát. Baňka s roztokem makromeru/komonomeru se vloží do komory s vně uloženými rukavicemi a atmosférou inertního plynu, kde se roztok napipetuje do bezprašných polypropylenových forem na kontaktní čočky. Formy se uzavřou a polymerační reakce se provede UV zářením (15 mW/cm2, doba 5 min.) za současného síťování. Formy se otevřou a vloží do ethanolu, kde se čočky uvolní z forem botnáním. Čočky se 24 h extrahují při průběžném doplňování destilovaného dichlormethanu a následně suší ve vysokém vakuu. Vysušené čočky se uvedou do rovnováhy s fyziologickým roztokem pufrovaným fosfátem ve vysokotlakých nádobách a potom 30 min. Zahřívají v autoklávech při 120 °C. Měření fyzikálních charakteristik se provádí na čočkách až po vyjmutí zautoklávů.
Takto vyrobené čočky mají charakteristiky následujících hodnot: propustnost pro kyslík (Dk) 77 barrerů (stanovená „mokrým“ způsobem popsaný níže), obsah vody po uvedení do rovnovážného stavu s fyziologickým roztokem 32 % hmotn., poměrné prodloužení při přetržení při teplotě 35 °C 360 %, modul pružnosti při 30 °C 0,5 MPa (měřeno přístrojem Minimat fy Polymer Laboratories, UK).
„Mokré měření propustnosti pro kyslík
Propustnost materiálu pro kyslík se určuje coulometricky. Za tímto účelem se čočky po zahřívání v autoklávu upevní svorkou a překryjí 2 cm vrstvou vody nad svrchní stranou. Vrstvou vody se nepřetržitě a za víření prohání plynová směs obsahující 21 % kyslíku a 79 % dusíku. Kyslík difundující čočkami se měří coulometrickým detektorem. Referenční hodnoty k měřeným se získají použitím této metody u komerčních kontaktních čoček. Cibasoft<R( (Ciba-Vision, čočky HEMA) vykazují propustnost asi 7 až 10 barrerů, Excelens(R) (Ciba-Vision, čočka PVA) asi 22 barrerů.
-50CZ 295931 B6
Propustnost např. kontaktních čoček pro kyslík se v literatuře bohužel často udává jako jednoduchá hodnota Dk bez další definice a často i bez jakéhokoliv referenčního materiálu. Obvykle jde o hodnoty stanovené na suchém materiálu (suché měření). Srovnávací měření propustnosti polymeru B-5 pro kyslík vykazuje tyto rozdíly:
a) „mokré“ měření: 77 barrerů, ale b) „suché“ měření: 158 barrerů
Příklad B-6
Opakuje se způsob popsaný v příkladu B-5 pro výrobu kontaktních čoček, ale směs komonomerů má následující složení (v % hmotn.):
% hmot makromeru z příkladu B-l % TRIS
22,5 % DMA
0,5 % Blemer(R) QA
Příklad B-7
Opakuje se způsob popsaný v příkladu B-5, ale směs komonomerů má toto složení (v % hmotn.):
% makromeru z příkladu B-l % TRIS % DMA
Příklad B-8
Obdobně jako příklad B-5 (v % hmotn.) % makromeru z příkladu B-l % TRIS % DMA
Příklad B-9
Opakuje se způsob výroby kontaktních čoček popsaný v B-5, ale použije se 70% (hmotn.) roztok makromeru v toluenu namísto výše popsaného 75 % (hmotn.) roztoku v ethanolu. Směs komonomeru (v % hmotn.) má toto složení:
% makromeru z příkladu B-l % TRIS % DMA
Příklad B-10
Opakuje se postup výroby kontaktních čoček popsaný jako B-5, ale použije se 70% (hmotn.) roztok makromeru v oktamethylcyklotetrasiloxanu namísto 75% (hmotn.) roztoku v ethanolu jak popsáno výše. Směs komonomerů má toto složení (v % hmotn.):
-51 CZ 295931 B6 % makromeru z příkladu B-l % TRIS % DMA
V tabulce B-l jsou uvedeny výsledky fyzikálních měření materiálů pro kontaktní čočky z příkladů B-5 až B-10 (Dk pro kyslík, „mokrý“ způsob):
Tabulka B-I
Příklad Obsah vody % Dk (barrer) Modul pružnosti (MPa) Tažnost %
B-5 32 77 0,5 360
B-6 23,8 110 1,1 160
B-7 19,5 110 0,6 130
B-8 30,9 81 0,3 300
B-9 30
B-10 25
Příklad B-l 1
Asi 10,0 g makromeru z příkladu B-l se rozpustí v 3,3 g ethanolu (Fluka, puriss. p.a.). Po úplné homogenizaci roztoku se přidá asi 4,0 g 3-tris(trimethylsiloxy)silylpropylmethakrylátu (TRIS od fy Shin Etsu, výrobek č. KF-2801), asi 5,9 g čerstvě nadestilovaného dimethylakrylamidu (DMA), asi 0,1 g Bemer<R) QA (Methakrylát substituovaný kvartémí amoniovou skupinou), Linz Chemie) a asi 100 mg fotoiniciátoru Darocur(R) 1173 (Ciba). Roztok se zfiltruje teflonovou membránou o šířce pórů 0,45 pod argonem při tlaku asi 100 až 200 kPa.
Zfiltrovaný roztok se zmrazí v baňce v kapalném dusíku, baňka se evakuuje při vysokém vakuu a teplota roztoku se vrátí na pokojovou při zavřené baňce. Tato operace se dvakrát opakuje. Baňka obsahující roztok makromer/komomer se přemístí do komory s inertním atmosférou opatřené rukavicemi umístěnými vně, kde se roztok napipetuje do bezprašných polypropylenových forem pro kontaktní čočky. Formy se uzavřou a polymerační reakce se provede zářením UV za současného síťování. Potom jsou formy otevřeny a vloženy do izopropylalkoholu, v němž se čočky uvolní z forem botnáním. Čočky se extrahují asi 24 hodin při průběžném doplňování izopropylalkoholu. Následně jsou čočky sušeny ve vysokém vakuu.
Vysušené čočky jsou ve vysokotlakých nádobách uvedeny do rovnováhy s fyziologickým roztokem pufrovaným fosfáty a umístěny do autoklávu při asi 120 °C na 30 min. Fyzikální charakteristiky čoček jsou po vyjmutí z autoklávu tyto:
Dk (barrer):93 obsah vody (%):20,3 modul pružnosti (MPa):0,96
Příklad B-l2
Čočky jsou připraveny způsoby popsanými v příkladu B-ll, ale následně jsou povrchově upraveny popsaným způsobem: vysušené čočky jsou přemístěny do přístroje pro plazmové povlékání, kde jsou povrchově asi 5 minut upravovány směsí methanu a „vzduchu“ („vzduchem“ se zde rozumí směs 79 % dusíku a 21 % kyslíku). Tento přístroj a způsob plazmového povlékání byl popsán v knize „Plazmová polymerace“ (Plasma Polymerization) autor H. Yasuda, Academie Press, Orlando, Florida (1985), s. 319).
-52CZ 295931 B6
Kontaktní čočky upravené plazmatem jsou ve vysokotlakých nádobách uvedeny do rovnováhy s fyziologickým roztokem pufrovaným fosfáty a umístěny do autoklávu při asi 120 °C na 30 min. Fyzikální charakteristiky čoček jsou pro vyjmutí z autoklávu tyto:
Dk (barrer):88 obsah vody (%):21,8 modul pružnosti (MPa):1,03
Příklad B-13
Čočky se připraví způsoby popsanými v příkladu B-5, ale směs komomerů má toto složení (% hmotn.):
makromer podle příkladu 1: TRIS:
DMA
60%
25%
15%
Příklad B-14
Čočky se připraví způsoby popsanými v příkladu B-6 při stejném složení komonomerů, ale tyto komonomery se plní do bezprašných forem pro kontaktní čočky v atmosféře okolního ovzduší.
Příklad C-l
Reakce α,ω-bis-aminopropyldimethylsiloxanu s d-laktonem D(+)glukonové kyseliny:
Před reakcí se polydimethylsiloxan s aminovými skupinami použitý pro tuto syntézu (X-22-161-C, Shin Etsu, Japonsko) jemně disperguje v acetonitrilu, extrahuje a podrobí molekulám destilaci.
Následující reakce probíhá za nepřítomnosti vody. 200 g přečištěného polydimethylsiloxanu substituovaného aminovými skupinami (0,375 meq NH2/q; Mn stanovená VPO je 3.400 až 3.900) rozpuštěného v 200 ml absolutního THF, se po kapkách přidává k suspenzi 13,35g (75 mmol) dlaktonu D(+)glukonové kyseliny v 50 ml absolutní THF a směs se 24 h míchá při 40 °C až zreaguje veškerý lakton. (Reakce se monitoruje chromatografíí v tenké vrstvě (TLČ) s použitím silikagelu a směsi izopropanol/voda/ethylacetát v poměru 6:3:1 za indikace reagentem CPS (síran ceričitý/fosfomolybdenová kyselina) v roztoku. Po proběhlé reakci je reakční roztok zahuštěn do sucha a zbytek sušen 48 h při tlaku pod 3 Pa. Získá se 213,3 a,ro-bis(3-glukonamidopropyl)polydimethylsiloxanu. Titrace aminoskupin chloristou kyselinou ukazuje konverzi aminoskupin více než 99,8 %.
Reakce a, a>-bis-3-glukonamidopropyldimethylpolysiloxanu s IEM
Získaný produkt (213,3 g) se rozpustí v 800 ml absolutního THF a roztok se zahřeje na 40 °C za přítomnosti katalyzátoru dibutylcíndilaurátu (DBTDL). 14 g (90 mmol) IEM ve 20 ml THF se v průběhu asi 4 h přidají po kapkách k tomuto roztoku. To odpovídá koncentraci 1,2 ekvivalentů IEM na glukonamidovou jednotku. Reakce probíhá 48 h a monitoruje se IR spektroskopií vazeb NCO. Reakční roztok se zahustí a produkt se suší 24 h v hnědé baňce pod tlakem 3 Pa a za chlazení ledem. Výsledkem je 227,2 g bezbarvého produktu s vysokou průhledností a pružného jako kaučuk.
-53CZ 295931 B6
Příklady C-2 až C-7
Další aminopropyldimethylpolysiloxany (PDMS) se zreagují s různými množstvími laktonu glukonové kyseliny a roztok IEM stejně jako v příkladu C-l. Tyto příklady jsou přehledně popsány v tabulce C-l.
Tabulka C-I
Polydimethylsiloxan (PDMS) Množství
Příklad Jméno Typ Mn nh2* PDMSg (mmol NH2 Glug (mmol) IEM g (mmol)
C-l X-22-161-C term. 3400 2 220 (75) 13,4 (75) 14,0 (90,0)
C-2 X-22-161-C term. 3400 2 200 (75) 13,4 (75) 25,7(165,0)
C-3 X-22-161-C term. 3400 2 200 (75) 13,4(75) 29,2(187,5)
C-4 PS 813 pen. 1200 1
C-5 GP-4 pen. 3150 2,6
C-6 GP-6 pen. 5960 3
C-7 KF 8003 pen. 9700 4,7 200 (98) 17,5 (98) 18,2(117,4)
legenda:
X-22-161-C a KF 8003 jsou výrobky fy Shin Etsu (Japonsko), PS813 je výrobek fy Petrarch-H IS, GP4 a GP6 jsou produkty Genesse.
* aminoskupiny na řetězec makromeru
Glu: d-lakton D(+) glukonové kyseliny term: koncový pen: boční
Příklad C-8
Reakce se provádí způsobem popsaným v příkladu C-l, ale místo laktonu D(+)glukonové kyseliny se po kapkách přidá 75 mmol 1,5-laktonu laktobionové kyseliny suspendované v 50 ml absolutního THF k roztoku polydimethylsiloxanu substituovaného aminovými skupinami (X-22-161-C) v 180 ml absolutního THF a 20 ml DMSO (čistota 99%). Titrace aminových skupin chloristou kyselinou dokazuje stupeň konverze 99 % (< 0,01 meq NH2/g). I v tomto případě se získá bezbarvý a čirý makromer.
Příklad C-9 a C-10
Reakce se provádějí hodně s příkladem C-l. Jiný je však katalyzátor potřebný pro addici izokyanátu na hydroxylové skupiny. Místo DBTDL se přidávají malá katalytická množství
1.4- diazabicyklo ((2,2,2)oktanu (DABCO) nebo 4-dimethylaminopyrinu (DMAP) a reakce pokračuje jak je opsáno v příkladu C-l. V obou případech se získá způsobem popsaným v příkladu C-l bezbarvý, opticky čirý makromer pružnosti podobný kaučuku.
Příklad C-l 1
Reakce probíhá analogicky jako v příkladu C-l. Stejně jako v příkladu C-8 se 0,1 mol
1.5- laktonu laktobionové kyseliny suspenduje v 50 ml absolutního THF a suspenze se po kap
-54CZ 295931 B6 kách přidá k roztoku polydimethylsiloxanu substituovaného aminovými skupinami (KF-8003) ve 180 ml absolutního THF a 20 ml DMSO (čistota 99 %). Reakční doba se zvýší na 48 h. Lze zjistit reziduální obsah 0,07 meq NH2/g a reakce proběhne beze zbytku po přidání odpovídajícího množství d-laktonu D(+)glukonové kyseliny kreakčnímu roztoku. Bezbarvý a vysoce průhledný produkt má reziduální obsah aminoskupin <0,01 meq/g.
Příklad C-12
52,09 g (9,78 mmol) polymethylsiloxanu substituovaného aminovými skupinami (X-22-161-C, Shin Etsu, Japonsko) rozpuštěného v 110 ml absolutního THF se v atmosféře inertního plynu zavedou do reakční nádoby a přidá se 1,14 g (6,52 mmol) D-glukaro-1,4; 6,3-dilaktonu rozpuštěného ve 20 ml absolutního THF. Reakční roztok se míchá 15 hodin při pokojové teplotě a potom zpracuje stejně jako v příkladu C-l. Obsah aminů je 0,134 meq/g. Koncové aminoskupiny výsledného pentapolymeru reagují v následujícím stupni s glukonolaktonem. 41,84 g (5,146 meq NH2) výše uvedeného pentameru a 0,917 g (5,15 mmol) d-laktonu D(+)glukonové kyseliny se suspenduji ve 300 ml absolutního THF a suspenze se míchá pod sodíkem 18 hodin při 40 °C. Zfíltrovaný roztok se zahustí a zbytek se suší při tlaku 3 Pa 48 hodin. Výsledkem je vysoce viskózní opticky čirý materiál sreziduálním obsahem aminoskupin 0,013 meq/g.
Příklad C-l 3
Příprava polydimethylsiloxanu substituovaného aminovými a perfluoralkylovými skupinami
K 15 g kopolymeru polydimethylsiloxanu a methylhydrosiloxanu (Bayer Silopren U-230; 10.00 g/mol; 2,3 mmol Si-H/g) se přidá 3,0 ml absolutního toluenu; potom se přidá 1,72 g (9,2 mmol) allylftalimidu (CAS reg. č. 5428-09-1). Potom se směs několikrát zmrazí, baňka se evakuuje a opět zahřeje na pokojovou teplotu. Potom se baňka vypláchne argonem. Přidá se 0,7 ml 0,005 molárního roztoku Lamoreauxova katalyzátoru (připraveného podle patentu US 3 220 972, Generál Electric) v absolutním toluenu (100 ppm PtPmol Si-H) a směs se zahřeje na 80 °C. Po půlhodinové reakční době se získá bezbarvý, čirý až slabě zakalený roztok, jehož 'H-NMR spektrum již nevykazuje rezonanci vodíkových atomůallylu.
Potom se pomalu přidají 6,2 g (15,3 mmol) odplyněného allyl-lH,lH,2H,2H-perfluoroktyletheru a směs se 2 hodiny míchá při 80 °C. 'H-NMR nyní ukazuje silně zeslabenou rezonanci funkce Si-H při 4,6 ppm a silnou rezonanci při 0,5 ppm, která přísluší vodíkovým atomům Si-CH2.
Potom se přidají 3,0 ml 1-hexanu při zreagování zbylého nadbytku skupin Si-h, jež by jinak mohly způsobit síťování polymeru při nadbytku vzduchu. Dále se směs míchá půl hodiny při 80°C. Potom se reakční směs nechá přes noc stát. Produkt se přečistí přes sloupec silikagelu s hexanem/ethylacetátem v poměru 3:2 jako rozpouštědlem, rozpouštědlo se stripuje a makromer suší ve vysokém vakuu. Získá se bezbarvý, čirý a viskózní produkt. Takto přečištěný makromer se rozpustí v 20 ml hexanu, přidá se 20 mol methylaminu (33% v ethanolu) a směs se zahřeje na 40 °C. Po 10 až 15 minutách se vysráží bílá objemná sraženina. Po 30 minutách se suspenze ochladí a zfiltruje a sraženina se promyje trochou hexanu. Filtrát se odpaří a zbytek se suší ve vysokém vakuu. Potom se obsah aminoskupin stanoví titrací chloristou kyselinou.
Výsledný makromer je čirý a viskózní. Obsah aminoskupin je 78,6% teorie. Celkový výtěžek makromeru po chromatografickém přečištění je 75 %.
-55CZ 295931 B6
Příprava glukonamidu
17,3 g (odpovídající obsahu aminu 5,4 meq) tohoto produktu substituovaného aminoalkylovými skupinami se rozpustí ve 20 ml bezvodého THF. Roztok je opakovaně zmražen, odplyněn a překryt argonem. Všechny následující operace se dějí v atmosféře argonu. Přidá se 712 mg d-laktonu D(+)glukonové kyseliny (4 mmol). V důsledku nízké rozpustnosti laktonu se zpočátku získá suspenze. Po celonočním míchání při 50 °C je roztok čirý a byl spotřebován veškerý lakton. Potom se přidá stechiometricky zbývající množství d-laktonu D(+)glukonové kyseliny (260 mg, 1,46 mmol) a směs se opět míchá přes noc při 50 °C. Lze pozorovat stopu nezreagovaného laktonu. Dokončení reakce lze kontrolovat na silikagelových deskách pomocí tenkovrstvé chromatografíe s mobilní fází 1-propanol/ethylacetát/voda (6:1:3). Silikagelové desky se vyvíjejí roztokem síran ceričitý/fosfomolybdenová kyselina. Následná titrace aminoskupin ukazuje reziduální obsah aminů < 0,1 %. Po filtraci a odstranění rozpouštědla destilací se získá vysoce viskózní čirý makromer s 0,295 meq glukonamidu na g makromeru.
Příklad C-14
Před polymerací se používané akryláty, totiž izobutylakrylát (IBA), N,N-dimethylakrylamid (DMA) a 3-methakryloyloxypropyltris(trimethylsilyloxy)silan (TRIS) zbaví destilací inhibitorů. 0,32 g (2,76 mmol) IBA, 0,80 g (8,1 mmol) DMA a 1,44 g (3,4 mmol) TRIS se naváží do 50 ml baňky s kulatým dnem, do níž je půl hodiny uváděn dusík za chlazení ledem. Do baňky skulatým dnem a přívodem dusíku se přenese 1,44 makromeru z příkladu C-l, odplyňuje 24 hodin za tlaku 3 Pa a rozpustí v 2,7 g ethanolu, který byl hodinu předtím půl hodiny zaplavován dusíkem. Následná příprava vzorků a polymerace se provádějí v komoře opatřené vně umístěnými rukavicemi za nepřítomnosti kyslíku. Výše uvedená směs monomeru a roztok markcmeru z příkladu ΟΙ se míchají s přídavkem 0,012 (0,21 mmol) přípravku Darocur<R) 1173 a směs se podrobí mikrofíltraci při šířce póru 0,45 mm. 180 μΐ této směsi se přenese do polypropylenové formy, jež se uzavře vhodným polypropylenovým víčkem. Potom se směs ozařuje rtuťovou vysokotlakou výbojkou UV-A v dusíkové atmosféře v UV pícce k tomu účelu upravené po dobu 5 minut. Lampy (5 kusů typu TLK40W/10R, Philips) jsou umístěny nad a pod držákem s formami na čočky. Intenzita ozařování je 14,5 mW/cm2.
Polypropylenové formy se otevřou a hotové kotouče nebo čočky se z nich odstraní nasáknutím rozpouštědlové směsi methylenchloridu a ethanolu (2:3). Čočky a kotouče se extrahují v ethanolu při pokojové teplotě ve speciálních polypropylenových klíckách po dobu 48 hodin a potom suší při 40 °C z tlaku 10 Pa 24 hodin (zahřívání v autoklávu během 30 min. při 120 °C). Kotouče vykazují modul pružnosti 1,1 MPa, propustnost pro kyslík 183 barrerů a tvrdost (Shora A) 53.
Příklad C-l 5 až C-19
Následující polymery se připravují jako v případě příkladu C-14 (složení v % hmotn.). Tabulka C-II ukazuje příklad C-l 5 až C-19 a vlastnosti výsledných materiálů měřené na kotoučích.
Tabulka C-II
Přiklad Obsah vody Makromek z příkladu Makromer % hmotn. DMA % hmotn. TRIS % hmotn. Modul pružnosti (MPa) Dk barrer
C-l 5 netestován C-3 32,8 30* 37,2 - -
C-l 6 19,9 C-3 32,9 34,3 32,7 0,7 84
C-l 7 25,1 C-3 39,3 34,3 36,4 0,9 72
C-l 8 17,5 C-3 35,7 34,3 30,0 0,7 100
C-19 23,4 C-3 33,3 33,3 33,4 0,7 96
-56CZ 295931 B6
Legenda:
DMA: N,N-dimethylakrylamid
TRIS: 3-methakryloyloxypropyl-tris(trimethylsilyloxy)silan *: namísto DMA byl v tomto příkladu užit DMEA (2-dimethylaminoethylakrylát)
Příklad C-20
Kontaktní čočka se připraví způsobem shodným s příkladem C-14 za použití makromeru z příkladu C-3 s následujícím složením v % hmotn.:
Makromer:33,3
DMA:33,3
TRIS:33,4
Čočka má Dk asi 94 a obsah vody asi 20,0 % hmotn. Výsledky jsou ukázány v tabulce C—III pro srovnání s vlastnostmi povlečených čoček.
Příklad C-21
Kontaktní čočky upravené plazmatem
Vysušené čočky připravené v souladu se způsoby popsanými v příkladu C-20 se přenesou do přístroje pro povlékání plazmovým způsobem, kde se jejich povrch upraví směsí methan/“vzduch“ („vzduch“ znamená 79 % dusíku a 21 % kyslíku). Přístroj a způsob plazmové úpravy vysvětluje H. Yasuda v knize „Plasma Polymerization“, Academie Press, Orlando, Florida (1985), s. 319 a další.
Vysušené kontaktní čočky upravené plazmatem se v tlakových nádobkách přivedou do rovnovážného stavu s fyziologickým roztokem pufrovaným fosfáty a 30 minut při 120 °C zahřívají v autoklávu. Po úpravě plazmatem a autoklávem mají čočky Dk 90 barrerů a obsah vody 21,5 %. Výsledky jsou v tabulce C—III pro srovnání s vlastnostmi povlečených čoček.
Tabulka C-III
Příklad Typ povrchu Dk (barrer) Obsah vody (%)
C-20 neupravený 94 20,0
C-21 upravený plazmatem 90 21,5
Příklad C-22
Syntéza tohoto polymeru odpovídá příkladu C-14 s následujícím složením komonomerů: makromer z příkladu C-3/TRIS/DMA: 32,8 %/32,6 %/34,2 % (v % hmot.) a s přídavkem 0,4 % hmotn. trimethylamonium-2-hydroxypropylmethakryláthydrochloridu (Blemer(R) QA, Nippon Oil Corp.) Polymer má modul pružnosti 0,9 MPa a propustnost pro kyslík 82 barrerů. Obsah vody je 25,1 % (po zahřívání v autoklávu 30 minut při teplotě 120 °C). Pro srovnání, produkt
-57CZ 295931 B6 z příkladu C-16 má obsah vody 20 % při velmi podobném složení komonomeru (bez přídavku Blemer(R) QA).
Příklad C-23
Polymer se připravuje obdobně jako v příkladu C-14, ale polymerace se provádí v bloku, tzn. bez přídavku ethanolu. Sloužení komonomerů a materiálové vlastnosti syntetizovaného polymeru měřené na discích jsou uvedeny níže.
Makromer z příkladu C-7: 41 %
IBA: 23 %
l-vinyl-2-pyrrolidon (NVP): 24%
akrylonitril (AN): 12%
Tvrdost kotouče (shore A) je 68.
Příklad C-24
Polymerace se provádí podle příkladu C-14 ale s následujícími změnami ve složení komonomeru: makromer z příkladu C-7/IBA/TRIS v poměru 20%/19%/60% a 1% (v % hmotn.) bis(3-methakryloyloxypropyl)tetramethyldisiloxanu.
Získá se opticky čirý polymer s modulem pružnosti 0,4 MPa, propustností pro kyslík 241 barrer a tvrdostí (Shora A) 42.
Příklad C-25 až C-27
Kontaktní čočky se připravují v souladu se způsobem popsaným v příkladu C-14. Sloužení v % hmotn. je toto:
Příklad Makromer Makromer % hmotn. IBA% hmotn. DMA % hmotn. TRIS % hmotn. HFBA % hmotn.
C-25 C-3 36,0 8,0 20,0 36,0 —
C-26 C-2 35,0 5,0 20,0 35,0 5,0
C-27 C-3 32,8 - 30,0 37,2 -
kde IBA je izobutylakrylát,
DMA je N,N-dimethylakrylamid
TRIS je 3-methakryloyloxypropyl-tris(trimethylsiloxy)silan
HFBA je 2,2,3,4,4,4-hexafluorobutylakrylát
Příklad C-28
Polymerace se provádí v souladu s příkladem C-14, ale s následující změnou složení komonomeru: makromer z příkladu C-l/DMA/TRIS v poměru 33,3 %/33,3 %/33,3 %. Získá se opticky čirý polymer.
-58CZ 295931 B6
Příklad D-l
Syntéza makromeru
V komoře chráněné proti vlhkosti se v dusíkové atmosféře umístí v nádobě asi 200 g bezvodého PDMS dipropyloxyethanolu od Shin Etsu. Přidá se izokyanátoethylmethakrylát IEM v množství odpovídajícím asi 2 molům na mol PDMSdialkanolu. Přidá se asi 0,1 % hmotn. (z hmotnosti PDMSdialkanolu) katalyzátoru dibutylcindilaurátu (DBTL) společně s míchací tyčinkou. Nádoba se ponoří do olejové lázně na míchací desce a zajistí svorkou. Proud vzduchu v kvalitě UPS se pod stlakem asi 0,14 MPa uvádí do směsi. Směs se míchá asi 24 hodin při pokojové teplotě asi 22 °C. Následuje rutinní zjištění obsahu izokyanátu ve směsi a přidá se IEM v případě že PDMSdoialkoxyalanol zcela nezreagoval. Směs se míchá asi 24 h nebo více. Vzniklý produkt je makromer obsahující siloxan.
Příklad D-2
Příprava čoček
Předpolymerační směs se připraví smíšením asi 56 g makromeru z příkladu D-l, asi 14 g TRIS, asi 29 g Ν,Ν-dimethylakrylamidu (DMA), asi 1 g methakrylové kyseliny, asi 0,5 g fotoiniciátoru Darocur(R) 1173 a asi 20 g hexanolu. Směs se míchá asi 20 min. při pokojové teplotě. V dalším se odplyní řadou cyklů zmražení/rozmrazení. Nádoba se umístí v lázni s kapalným dusíkem dokud směs neztuhne. Při tlaku asi 27 Pa se asi 5 minut aplikuje vakuum. Potom se nádoba postaví do vody s pokojovou teplotou, aby směs zkapalněla. Tento způsob se opakuje celkem třikrát. Potom se směs polymeruje za vzniku kontaktních čoček. Předpolymerační směs se v dusíkové atmosféře vlije do polypropylenových forem na čočky. Polymerace se uskuteční aplikací UV záření (asi 4 až 6 mW/cm2) po dobu asi 15 min. Výsledná plně hydratovaná kontaktní čočka má obsah vody asi 23 %. Čočka má Dk asi 115 barrerů a modul pružnosti asi 2 MPa.
Příklad D-3
Výroba čoček
Kontaktní čočka se připraví v souladu se způsobem v příkladu D-2, ale rozdíl je ve složení: asi 50 % makromeru z příkladu D-l, asi 20 % TRIS a asi 30 % DMA. Výsledná plně hydratovaná kontaktní čočka má obsah vody asi 20 %. Čočka má Dk asi 118 barrerů a modul pružnosti asi 1,8 MPa.
Příklad E-l (materiál A)
Kontaktní čočka se vyrobí v zásadě v souladu se způsobem popsaným v příklad A-2. Před polymerací se polymerační směs odplyní ochlazením předpolymerační směsi kapalným dusíkem od ztuhnutí směsi a poklesu její teploty blízko teploty kapalného dusíku, tato směs je vakuována (asi 13 Pa), vakuum se přeruší a směs se rozmrazí do kapalného skupenství. Tato odplyňovací operace se s předpolymerační směsí provede celkem třikrát. Předpolymerační směs se v dusíkové atmosféře vytvrdí na kontaktní čočky. Vytvrzené čočky mají rovnovážný obsah vody asi 19 %. Po vytvrzení jsou čočky povrchově upravovány plazmatem asi 10 min. v atmosféře methanu a vzduchu v objemovém poměru 2:1. Pracovní tlak plynu je asi 8 Pa. Plazmová úprava se děje v zařízení Plasma Polymerization Apparatus LCVD-20-400A (Plasmacarb, Bedford, Massachusetts).
-59CZ 295931 B6
Čočky mají koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,81 x 10'3 cm2/sec. Klinicky byla zjištěna dobrá pohyblivost na oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-2 (materiál B)
Kontaktní čočka se připravuje v podstatě analogicky jak je popsáno v příkladu B-10. Před polymerací se předpolymerační směs probublává dusíkem pro odstranění kyslíku. Předpolymerační směs se tvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktních čoček. Vytvrzené čočky mají rovnovážný obsah vody asi 26 % hmotn. Na povrch se neaplikuje povlak. Čočky mají koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,063 x 10'3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují, že se čočka na lidském oku nepohybuje, jak ukazuje tabulka E pro srovnání výsledků.
Příklad E-3 (materiál B)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu B-12. Před polymerací se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení /odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Vytvrzená čočka má rovnovážný obsah vody asi 30 % hmotn. Po vytvrzení je čočka asi 3 minuty upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu při objemovém poměru 2:1. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,50 x 10’3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-4 (materiál B)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu B-12. Před polymerací se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Vytvrzená čočka má rovnovážný obsah vody asi 30 % hmotn. Po vytvrzení je čočka asi 5 minut upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu při objemovém poměru 2:1. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,47 x 10'3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-5 (materiál B)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu B-12. Před polymerací se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Vytvrzená čočka má rovnovážný obsah vody asi 30 % hmotn. Po vytvrzení je čočka asi 7,5 minuty upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu při objemovém poměru 2:1. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,35 x 10'3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-6 (materiál B)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu B-ll. Před polymerací se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Vytvrzená čočka má rovnovážný obsah vody asi 30 % hmotn. Čočka není opatřena povlakem. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 1,1 x 103 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
-60CZ 295931 B6
Příklad E-7 (materiál C)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu C-21. Před polymeraci se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení je čočka asi 5 minut upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu pro ionty Ionoton 2,9 x 10'3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-8 (materiál C)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu C-21. Před polymeraci se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení je čočka asi 7,5 minut upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu při objemovém poměru 2:1.Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,25 x 10'3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-9 (materiál C)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu C-20. Před polymeraci se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí na vzduchu za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení není čočka povrchově upravována. Čočka má koeficient propustnost pro ionty Ionoton 0,008 x 103cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují, že se čočka na lidském oku nepohybuje, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-10 (materiál D)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu D-2. Před polymeraci se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení není čočka povrchově upravována. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton
1,4 x 10’3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-l 1 (materiál D)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu D-2. Před polymeraci se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení je čočka asi 7,5 minut upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu při objemovém poměru 2:1. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 0,61 x 10'3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
-61 CZ 295931 B6
Příklad E-12 (materiál D)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu D-2. Před polymerací se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle pří5 kladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v dusíkové atmosféře za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení je čočka asi 5 minut upravována plazmatem v atmosféře methanu a vzduchu při objemovém poměru 2:1. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton 1,5 x 10‘3 cm2/sec. Klinické zkoušky ukazují dobrou pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Příklad E-l3 (materiál D)
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu D-2. Před 15 polymerací se předpolymerační směs odplyní opakováním cyklů zmražení/odmražení podle příkladu E-l. Předpolymerační směs se vytvrdí v atmosféře vzduchu za vzniku kontaktní čočky. Po vytvrzení není čočka povrchově upravována plazmatem. Čočka má koeficient propustnosti pro ionty Ionoton -0,001 x 10'3 cm3/sec. Klinické zkoušky ukazují, že se čočka na lidském oku nepohybuje, jak ukazuje tabulka E srovnávající výsledky.
Tabulka E
Příklad Materiál Odplynění Atmosféra tvrzení Povrchová úprava plazmatem CH4:vzduch (minuty) Koef. propustnosti Ionoton (10-3 x cm2/sec) Pohyblivost na oku
E-l A 3 cykly zmražení/odmražení dusík 10 0,81 ano
E-2 B 3 cykly zmražení/odmražení dusík žádné plazma -0,063 ne
E-3 B 3 cykly zmražení/odmražení dusík 3 0,50 ano
E-4 B 3 cykly zmražení/odmražení dusík 5 0,47 ano
E-S B 3 cykly zmražení/odmražení dusík 7,5 0,35 ano
E-6 B 3 cykly zmražení/odmražení dusík žádné plazma 1,1 ano
E-7 C 3 cykly zmražení/odmražení dusík 5 2,9 ano
E-8 C 3 cykly zmražení/odmražení dusík 7,5 0,25 ano
E-9 C 3 cykly zmražení/odmražení vzduch žádné plazma 0,008 ne
E—10 D 3 cykly zmražení/odmražení dusík žádné plazma 1,4 ano
E-l 1 D 3 cykly zmražení/odmražení dusík 7,5 0,61 ano
E-12 D 3 cykly zmražení/odmražení dusík 5 1,5 ano
E-l 3 D 3 cykly zmražení/odmražení vzduch žádné plazma -0,001 ne
Při posuzování příkladů E-l až E-l3 v tabulce E zjišťujeme, že nejnižší hodnota koeficientu propustnosti pro ionty Ionoton umožňující pohyblivost čočky na okuje 0,25 x 10’3 cm2/sec. Nejvyšší hodnota tohoto koeficientu u čočky která pevně lpí na oku je asi 0,008 x 10”3 cm2/sec. Proto má kontaktní čočka pokud možné mít koeficient propustnosti pro ionty Ionoton větší než asi 0,008 x 10'3 cm2/sec., ještě raději však větší než asi 0,25 x 103 cm2/sec.
-62CZ 295931 B6
Příklad F-l (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v zásadě shodným způsobem jak je popsáno v příkladu C-25. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux na hodnotě kolem 0 mm2/min.
Po změření propustnosti pro ionty se povrch čočky povleče v souvislosti s následující operací polyvinylpyrrolidonem (PVP), a to pomocí skleněného plazmového reaktoru vybaveného vnější ío kruhovou elektrodou a radiofrekvenčním (RF, 27,13 MHz) generátorem pro generování induktivně zdvojeného studeného doutnavého výboje. Jako plazmový plyn a nosný plyn pro monomer N-vinylpyrrolidon (NVP), který se uvádí asi lOcm pod pásmem doutnavého výboje, se užívá vysoce čistého argonu.
Kontaktní čočka se umístí v plazmovém reaktoru o průměru 20 cm asi 15 cm pod pásmem doutnavého výboje. Potom se reaktor evakuuje na asi 0,9 Pa po dobu asi 30 min. Po evakuování se příkon plazmového plynu upraví na 20 standardních kubických centimetrů, doutnavý výboj zahájí při asi 15 Pa a asi 1 minutu se udržuje na intenzitě 170 W v zájmu vyčištění a aktivace povrchu čoček. Po snížení přítoku plazmového plynu na asi 10 standardních cm3 se obdobně sníží 20 na 10 sem3 na přítok argonu jako nosného plynu pro NVP. Teplota zdrojového NVP se udržuje na asi 40 °C (přičemž nosný plyn probublává kapalným NVP). Čočka jsou upravovány asi 10 min. impulzově modulovaným doutnavým výbojem (1 psec. zapnuto, 3 psec. vypnuto) při tlaku asi 35 Pa a intenzivně asi 150 W.
Po přerušení doutnavého výboje a toku nosného plynu se reaktor asi 30 min nepřetržitě čistí proudem argonu (asi 20 sem3) při tlaku asi 0,9 Pa pro odstranění zbytkových množství monomeru a aktivovaných produktů. Takto vyrobené kontaktní čočky povlečené PVP jsou vysoce smáčivé a vykazují následující dynamické kontaktní úhly při měření přístrojem KRUESS K-12 (Hamburg, SRN):
Upravený Neupravený
Rostoucí 102 38
Ustupující 48 23
Hystereze 53 15
Klinické testy ukazují, že se čočky na očích nepohybují, jak vyplývá z tabulky F uvádějící přehledně výsledky.
Příklad F-2 (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu C-26. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 2,8 x 10’7mm2/min. Po změření 40 propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku nepohybuje. Viz tabulka F sumerizující výsledky.
Příklad F-3 (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu C-27. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionfolux 9,3 x 10'7mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku nepohybuje. Viz tabulka F sumerizující výsledky.
-63CZ 295931 B6
Příklad F-4 (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu C-18. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 2,6 x 10'6 mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče pólyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
Příklad F-5 (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu C-16. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 1,3 x 10’5 mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulku F sumarizující výsledky.
Příklad F-6 (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu C-19. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 2,7 x 10’5mm2/mn. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulku F sumarizují výsledky.
Příklad F-7 (materiál C)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu C-17. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 7,8 x 10'6 mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
Příklad F-8 (materiál B)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu B-13. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 1,5 x 10’6mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku nepohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
Příklad F-9 (materiál B)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu B-14. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 1,1 x 10’6mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvivinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku nepohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
Příklad F-10 (materiál B)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu B-7. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 3,8 x 106 mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
-64CZ 295931 B6
Příklad F-l 1 (materiál B)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu B-6. Před povrchovou úpravou se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 8,5 x 10'6mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
Příklad F-l2 (materiál B)
Kontaktní čočka se připraví v podstatě v souladu s popisem v příkladu B-5. Před povrchovou úpravu se stanoví koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux 7,1 x 10'5mm2/min. Po změření propustnosti se povrch povleče polyvinylpyrrolidonem jako v příkladu F-l. Klinické testy ukazují, že se čočka na oku pohybuje. Viz tabulka F sumarizující výsledky.
Z příkladů F-l až F-l3 v tabulce F na příští straně vyplývá, že nejnižší hodnota koeficientu propustnosti pro ionty Ionoflux, při níž se čočka pohybuje na oku je 2,6 x 10’6 mm2/min. Nej vyšší hodnota koeficientu propustnosti pro ionty Ionoflux pro čočky, které pevně lpí na oku je
1,5 x 10'6mm2/min. Proto má mít kontaktní čočka koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux výhodně vyšší než asi 1,5 x 10'6 mm2/min., ještě raději vyšší než asi 2,6 x 10’6 mm2/min.
Příklad G-l
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu A-2. Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell byl stanoven jako asi 0,71 x 10'6 cm2/sec. Klinické testy prokázaly pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka G sumarizující výsledky.
Tabulka F
Příklad Materiál (z příkladu č.) Koeficient propustnosti pro ionty Ionoflux (mm2/min.) Pohyblivost na oku (klinicky stanovená)
F-l C-25 0 ne
F-2 C-26 0,28 x 10'6 ne
F-3 C-27 0,93 x 10‘6 ne
F-4 C-18 2,6 x 10’6 ano
F-5 C-16 13,0 x 10’6 ano
F-6 C-19 27,0 x 10'6 ano
F-7 C-17 7,8 x 10’6 ano
F-8 B-13 1,5 x 10’6 ne
F-9 B-14 1,1 x 10‘6 ne
F-10 B-7 3,8 x 10'6 ano
F-ll B-6 8,5 x 10’6 ano
F-12 B-5 71,0 x 10‘6 ano
* Všechny koeficienty propustnosti pro ionty Ionoflux byly stanoveny na nepovlečených čočkách
-65CZ 295931 B6
Příklad G-2
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu B-5. Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell byl stanoven jako asi 1,09 x 10'6 cm2/sec. Klinické testy 5 prokázaly pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka G sumarizující výsledky.
Příklad G-3 ío Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu B-6. Čočka se povrchově upravuje plazmovým plynem v souladu se způsobem popsaným v příkladu F-l. Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell byl stanoven jako asi 0,27 x 10'6 cm/sec. Klinické testy prokázaly pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka G sumarizující výsledky.
Příklad G-4
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu C-19. Čočka se povrchově upravuje plazmovým plynem v souladu se způsobem popsaným v příkladu F-l.
Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell byl stanoven jako asi 0,37 x 10'6 cm2/sec. Klinické testy prokázaly pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka G sumarizující výsledky.
Příklad G-5
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu D-2. Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell byl stanoven jako asi l,26x 10'6cm2/sec. Klinické testy prokázaly pohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka G sumarizující výsledky.
Příklad G-6
Kontaktní čočka se připravuje v zásadě shodně se způsobem popsaným v příkladu C-14. Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell byl stanoven jako asi 0,08 x 10’6 cm2/sec. Klinické testy 35 prokázaly nepohyblivost čočky na lidském oku, jak ukazuje tabulka G sumarizující výsledky.
Tabulka G
Příklad Materiál (z příkladu č.) Povrchová úprava Koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell (cm2/sec) Pohyblivost na oku (klinicky stanovená)
G-l A-2 žádná 0,71 x 10’6 ano
G-2 B-5 žádná 1,09 x 10’6 ano
G-3 B-6 PVP 0,27 x 10’6 ano
G-4 C-19 PVP 0,37 x 106 ano
G-5 D-2 žádná 1,26 x 10’6 ano
G-6 C-14 žádná 0,08 x 10’6 ne
Z příkladů G-l až G-6 v tabulce G vyplývá, že nejnižší hodnota koeficientu propustnosti pro vodu Hydrodell, při níž se čočka pohybuje na okuje 0,27 x 10‘6 cm2/sec. Nejvyšší hodnota koeficientu propustnosti pro vodu Hydrodell pro čočky, které pevně lpí na oku je 0,08 x 10’8 cm2/sec. Proto má mít kontaktní čočka koeficient propustnosti pro vodu Hydrodell 45 výhodně vyšší než asi 0,08 x 10'6 cm2/sec., ještě raději vyšší než asi 0,27 x 10‘6 cm2/sec.
- 66 CZ 295931 B6
Vynález byl podrobně popsán s uvedením určitých výhodných provedení s úmyslem usnadnit čtenáři provést vynález bez zbytečného experimentování. Operační teorie byly čtenáři nabídnuty proto, aby vynález snáze pochopil, ale tyto teorie neomezují rozsah platnosti vynálezu. Navíc každý odborník snadno zjistí, že mnohé z uvedených komponent, složení a parametrů lze obměňovat a modifikovat v rozumném rozsahu, aniž by rámec a duch vynálezu byl překročen. Rovněž titulky, nadpisy a příklady materiálů mají za cíl usnadnit čtenáři pochopení dokumentu a nemají být chápány jako omezení rozsahu platnosti tohoto vynálezu. Proto dále uvedené nároky definují vlastnická práva ktomu vynálezu a je rozumným extenzím a ekvivalentům odvozeným z význaků vynálezu kterých popisem.
Průmyslová využitelnost
Stupeň komerční a průmyslové využitelnosti předloženého vynálezu je dán přínosem měkkých čoček a jiných oftalmických biomedicinálních prvků k řešení problémů opticky a očního lékařství na dnes požadované úrovni a diskutovaným souladem patentu s požadavky na vynálezeckou činnost. Patent nabízí své inovace v materiálové a technologické oblasti v rámci globálního zpracování problematiky měkkých čoček a oftalmických prvků na bázi měkkých oxypermových a ionopermových matric. Podává široký výčet materiálů splňujících strukturální a fyzikální požadavky pro dlouhodobé nošení, které odpovídají fyziologickým potřebám očního prostředí. Ty žních, které mají inovační charakter, rozšiřují materiálovou základnu oboru. Podobným přínosem pro výrobu jsou inovované výrobní způsoby a metodika testů požadovaných vlastností, které umožňují předvídat chování čoček při použití ještě před klinickými zkouškami.

Claims (13)

  1. PATENTOVÉ NÁROKY
    1. Oční čočka s oftalmicky kompatibilními vnitřními a vnějšími povrchy, která je vhodná pro dlouhodobé nošení v nepřetržitém těsném kontaktu s očními tkáněmi a očními tekutinami a je zvolena ze skupiny zahrnující kontaktní čočky, pro korekci zraku, kontaktní čočky pro modifikaci barvy očí, zařízení pro podání očních léčiv a zařízení pro léčení očních ran, vyznačující se tím, že obsahuje polymerní materiál vytvořený z (a) nejméně jednoho oxypermového polymerovatelného materiálu, kterým je makromer či monomer obsahující siloxan nebo makromer či monomer obsahující fluor a (b) nejméně jednoho ionopermového polymerovatelného materiálu, kterým je akrylát či methakrylát, akrylamid, methakrylamid, dimethylakrylamid, poly(alkylenglykol) nebo N-vinylpyrrolidon, přičemž uvedený polymerní materiál obsahuje množství ko-kontinuální fázi, zahrnujících alespoň jednu oxypermovou fázi vytvářející cestu pro kyslík, která se nepřetržitě rozprostírá od vnitřního povrchu oční čočky k vnějšímu povrchu oční čočky, a alespoň jednu ionopermovou fázi vytvářející cestu pro ionty či vodu, která se nepřetržitě rozprostírá od vnitřního povrchu oční čočky k vnějšímu povrchu oční čočky, přičemž uvedená oční čočka vykazuje prostupnost pro kyslík ve výši alespoň 70 barrerů/mm a propustnost pro ionty, charakterizovanou difúzním koeficientem Ionoflux, nikoliv menší než
  2. 2,6 x 10'6 mm2/min.
    2. Oční čočka podle nároku 1,vyznačující se tím, že uvedenou oční čočkou je kontaktní čočka.
    -67CZ 295931 B6
  3. 3. Oční čočka podle nároku 1,vyznačující se tím, že uvedená čočka vykazuje při hydrataci rovnovážný obsah vody nižší než 32 % hmotn., při testování v souladu s technikou Bulk Technique.
  4. 4. Oční čočka podle nároku 1, vyznačující se tím, že uvedená čočka obsahuje jádrový polymemí materiál definovaný v nároku 1 a oftalmicky kompatibilní povrch, kterým je hydrofilní povrch, přičemž uvedený povrch je více hydrofilní než uvedené jádro.
  5. 5. Oční čočka podle nároku 4, vyzn aču j ící se tí m , že uvedeným hydrofílním povrchem je hydrofilní polymemí povrchový povlak.
  6. 6. Oční čočka podle nároku 5, vyznačující se tím, že je uvedený hydrofilní povrchový povlak aplikován plazmovým způsobem povlékání.
  7. 7. Oční čočka podle nároku 1, vyznačující se tím, že uvedeným oxypermovým polymerovatelným materiálem je makromer obsahující siloxan.
  8. 8. Oční čočka podle nároku 1,vyznačující se tím, že je uvedený polymemí materiál vytvořen z polymerovatelné směsi obsahující (a) 60 až 85 % hmotn. oxypermového makromeru; a (b) 15 až 40 % hmotn. ionopermového monomeru.
  9. 9. Oční čočka podle nároku 1,vyznačuj ící se tím, že je uvedený polymemí materiál vytvořen z polymerovatelné směsi obsahující (a) 30 až 60 % hmotn. oxypermového makromeru;
    (b) 20 až 40 % hmotn. ionopermového polymerovatelného materiálu; a (c) 1 až 35 % hmotn. TRIS, vztaženo k celkové hmotnosti čočky.
  10. 10. Oční čočky podle nároku 1,vyznačující se tím, že uvedený polymemí materiál obsahuje polymer vytvořený polymerací alespoň jednoho makromeru obecného vzorce (I)
    Pj - (Y)m - (L-XOp-Q-CXi-Dp-CYjm-Pi (I), kde každé P| je nezávisle na ostatních skupina polymerovatelná volnými radikály;
    každé Y je nezávisle na ostatních skupina -CONHCOO-, -CONHCONH-, -OCONHCO-, -NHCONHCO-, -HNCO-, -CONH-, -NHCONH-, -COO-, -OCO-, -NHCOO- nebo -OCONH;
    m a p jsou nezávisle na sobě 0 nebo 1;
    každé L je nezávisle na ostatních dvojvazný zbytek organické sloučeniny obsahující až 20 uhlíkových atomů;
    každé X] je nezávisle na ostatních -NHCO-, -CONH-, -NHCONH-, -COO-, -OCO-, -NHCOO-, nebo -OCONH-; a
    Q je dvojvazný polymemí fragment sestávající ze segmentů:
    -68CZ 295931 B6 (a)
    -(E)k-Z-CF2-(OCF2)x-(OCF2CF2)y-OCF2-Z-(E)k-, kde x + y je číslo v rozmezí od 10 do 30;
    každé Z je nezávisle na ostatních dvojvazný zbytek obsahující až 12 uhlíkových atomů nebo Z znamená vazbu;
    každé E je nezávisle na ostatních skupina -(OCH2CH2)q~, kde q má hodnotu od 0 do 2 a vazba -Z-E- představuje sekvenci -Z-(OCH2CH2)q-; a k je 0 nebol;
    (b) kde n je celé číslo od 5 do 100;
    Alk je alkylenová skupina obsahující až 20 uhlíkových atomů;
    80 až 100 % skupin Rb R2, R3, a R4 jsou nezávisle na sobě alkylové skupiny obsahující až 8 uhlíkových atomů a
    0 až 20 % skupin Rb R2, R3 a R4 jsou nezávisle na sobě alkenylové skupiny obsahující až
    8 uhlíkových atomů, nesubstituované nebo alkylovými skupinami obsahujícími 1 až 4 uhlíkové atomy či alkoxyskupinami obsahujícími 1 až 4 uhlíkové atomy substituované fenylové nebo kyanoalkylové skupiny obsahující 1 až 8 uhlíkových atomů v alkylové části; a (c) X2-R-X2, kde
    R je dvojvazný organický zbytek obsahující až 20 uhlíkových atomů a každé X2 je nezávisle na ostatních skupina -NHCO-, -CONH-, -NHCONH-, -COO-, OCO-, -NHCOO- nebo -OCONH-;
    s tou výhradou, že v Q musí být alespoň jeden od každého ze segmentů (a), (b) a (c), že každý segment (a) nebo (b) má segment (c), který je na něj vázán, a že každý segment (c) má segment (a) nebo (b), který je na něj vázán.
    -69CZ 295931 B6
  11. 11. Oční čočka podle nároku 1, vy z n a č u j í c í se tím, že uvedený polymerní materiál obsahuje polymer, přičemž tento polymer je připraven polymerací alespoň jednoho makromeru obsahujícího alespoň jeden segment obecného vzorce (I)
    -—a·—2—-b-- (j) d
    kde (a) je polysiloxanový segment, (b) je polyolový segment obsahující nejméně 4 uhlíkové atomy,
    Z je segment (c) nebo skupina Xi, (c) je definován jako skupina X2-R-X2, kde
    R je dvojvazný zbytek organické sloučeniny obsahující až 20 uhlíkových atomů a každé X2 je nezávisle na ostatních dvojvazný zbytek, který obsahuje alespoň jednu karbonylovou skupinu,
    Xi je definováno jako X2 a (d) je zbytek obecného vzorce (II)
    X3_L-(Y)k-P1 (II), kde
    P| je skupina polymerovatelné volnými radikály;
    Y a X3 jsou nezávisle na sobě dvojvazné zbytky, které obsahují alespoň jednu karbonylovou skupinu;
    k je 0 nebo 1; a
    L je vazba nebo dvojvazný zbytek organické sloučeniny, který obsahuje až 20 uhlíkových atomů.
  12. 12. Oční čočka podle nároku 1, vyznačující se tím, že uvedená čočka vykazuje difúzní koeficient Ionoflux vyšší než 2,6 x 10'6 mm2/min., modul pružnosti 3 MPa nebo méně a konstantu krátké doby relaxace vyšší než 3,5 sec.
  13. 13. Oční čočka podle nároku 1, vyznačující se tím, že uvedená čočka obsahuje jádrový polymerní materiál definovaný v nároku 1 a oftalmicky kompatibilní povrch, kterým je hydrofilní povrch, přičemž:
    uvedený povrch je více hydrofilní než uvedené jádro, uvedená doba dlouhodobého nepřetržitého kontaktu činí alespoň 7 dní,
    -70CZ 295931 B6 uvedený jádrový polymemí materiál vykazuje difuzní koeficient Ionoflux vyšší než
    2,6 x 10'6 mm2/min., modul pružnosti 3 MPa nebo méně a konstantu krátké relaxační doby vyšší než 3,5 sec., uvedená čočka vykazuje rovnovážný obsah vody činící 10 až 30 % hmotn. při testo5 vání technikou Bulk Technique, uvedená čočka vykazuje propustnost pro kyslík alespoň 70barrerů/mm, a uvedenou čočkou je kontaktní čočka pro dlouhodobé nošení.
CZ19973122A 1995-04-04 1996-03-22 Oční čočky pro dlouhodobé nošení CZ295931B6 (cs)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP95810221 1995-04-04
CH149695 1995-05-19
US08569816 US5760100B1 (en) 1994-09-06 1995-12-08 Extended wear ophthalmic lens

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CZ312297A3 CZ312297A3 (cs) 1998-03-18
CZ295931B6 true CZ295931B6 (cs) 2005-12-14

Family

ID=27173016

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CZ19973122A CZ295931B6 (cs) 1995-04-04 1996-03-22 Oční čočky pro dlouhodobé nošení

Country Status (32)

Country Link
US (6) US5760100B1 (cs)
EP (5) EP1043605B1 (cs)
JP (4) JP4216332B2 (cs)
KR (1) KR100423467B1 (cs)
CN (1) CN1192251C (cs)
AT (2) ATE205606T1 (cs)
AU (4) AU704749C (cs)
BR (1) BR9604842A (cs)
CA (1) CA2215118C (cs)
CO (1) CO4870717A1 (cs)
CZ (1) CZ295931B6 (cs)
DE (1) DE69615168T2 (cs)
DK (5) DK0819258T3 (cs)
EA (1) EA001397B1 (cs)
EE (1) EE04921B1 (cs)
ES (5) ES2388904T3 (cs)
HK (3) HK1151357A1 (cs)
HR (1) HRP960144B1 (cs)
HU (1) HU223493B1 (cs)
IL (1) IL117701A (cs)
MX (1) MX9707553A (cs)
MY (1) MY114914A (cs)
NO (2) NO327093B1 (cs)
NZ (1) NZ304321A (cs)
PE (1) PE36797A1 (cs)
PL (1) PL188618B1 (cs)
PT (2) PT1043605E (cs)
SI (1) SI1043605T1 (cs)
SK (1) SK285465B6 (cs)
TW (1) TW464660B (cs)
WO (1) WO1996031792A1 (cs)
ZA (1) ZA962656B (cs)

Families Citing this family (680)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5034461A (en) 1989-06-07 1991-07-23 Bausch & Lomb Incorporated Novel prepolymers useful in biomedical devices
US5760261A (en) * 1990-02-28 1998-06-02 Guttag; Alvin Higher fatty acid derivatives of salicylic acid and salts thereof
US5760100B1 (en) * 1994-09-06 2000-11-14 Ciba Vision Corp Extended wear ophthalmic lens
US7468398B2 (en) * 1994-09-06 2008-12-23 Ciba Vision Corporation Extended wear ophthalmic lens
US5923397A (en) * 1996-03-25 1999-07-13 Bausch & Lomb Incorporated Bimodulus contact lens article
CN1217003A (zh) * 1996-03-27 1999-05-19 诺瓦提斯公司 由混合物制造多孔聚合物的方法
JP3715021B2 (ja) * 1996-04-09 2005-11-09 Ｊｓｒ株式会社 液状硬化性樹脂組成物
US5807944A (en) * 1996-06-27 1998-09-15 Ciba Vision Corporation Amphiphilic, segmented copolymer of controlled morphology and ophthalmic devices including contact lenses made therefrom
CA2223905C (en) * 1996-12-06 2008-08-26 Toray Industries, Inc. Plastic articles for medical use
JPH10231341A (ja) * 1997-02-20 1998-09-02 Jsr Corp 液状硬化性樹脂組成物
PE65999A1 (es) * 1997-09-02 1999-07-27 Novartis Ag Proceso para la fabricacion de un articulo moldeado
JP4616473B2 (ja) * 1997-09-16 2011-01-19 ノバルティス アーゲー 架橋結合可能なポリ尿素ポリマー類
US6020445A (en) * 1997-10-09 2000-02-01 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Silicone hydrogel polymers
US6451871B1 (en) 1998-11-25 2002-09-17 Novartis Ag Methods of modifying surface characteristics
JPH11228643A (ja) * 1998-02-17 1999-08-24 Menicon Co Ltd 眼用レンズ材料およびその製法
US5998498A (en) * 1998-03-02 1999-12-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Soft contact lenses
US7461937B2 (en) * 2001-09-10 2008-12-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Soft contact lenses displaying superior on-eye comfort
US6822016B2 (en) * 2001-09-10 2004-11-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US6367929B1 (en) 1998-03-02 2002-04-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydrogel with internal wetting agent
US7052131B2 (en) * 2001-09-10 2006-05-30 J&J Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US6849671B2 (en) * 1998-03-02 2005-02-01 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses
US20070043140A1 (en) * 1998-03-02 2007-02-22 Lorenz Kathrine O Method for the mitigation of symptoms of contact lens related dry eye
US6943203B2 (en) 1998-03-02 2005-09-13 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Soft contact lenses
US5962548A (en) * 1998-03-02 1999-10-05 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Silicone hydrogel polymers
US6039913A (en) * 1998-08-27 2000-03-21 Novartis Ag Process for the manufacture of an ophthalmic molding
US6245106B1 (en) * 1998-10-29 2001-06-12 Allergan Sales, Inc. Intraocular lenses made from polymeric compositions and monomers useful in said compositions
USRE38935E1 (en) 1998-10-29 2006-01-10 Advanced Medical Optics, Inc. Intraocular lenses made from polymeric compositions and monomers useful in said compositions
US6610220B1 (en) * 1998-12-28 2003-08-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process of manufacturing contact lenses with measured exposure to oxygen
JP4489975B2 (ja) * 1999-03-30 2010-06-23 ノバルティス アーゲー 有機化合物
US6638451B1 (en) * 1999-08-31 2003-10-28 Novartis Ag Plastic casting molds
US6296785B1 (en) 1999-09-17 2001-10-02 Ppg Industries Ohio, Inc. Indeno-fused photochromic naphthopyrans
US6348604B1 (en) 1999-09-17 2002-02-19 Ppg Industries Ohio, Inc. Photochromic naphthopyrans
CN1310986C (zh) * 1999-10-07 2007-04-18 庄臣及庄臣视力保护公司 软质接触眼镜
EP1754728B1 (en) * 1999-10-07 2010-02-24 Johson & Johnson Vision Care Inc. Soft contact lenses
JP4791669B2 (ja) 1999-10-27 2011-10-12 ノバルティス アーゲー コンタクトレンズのデブロッキング
US6271192B1 (en) * 1999-11-10 2001-08-07 National Starch And Chemical Investment Holding Company Associative thickener for aqueous fabric softener
US6649722B2 (en) 1999-12-10 2003-11-18 Novartis Ag Contact lens
EP1927882B1 (en) 1999-12-10 2015-09-23 Novartis AG Contact lens
CA2394939C (en) 1999-12-16 2007-10-30 Asahikasei Aime Co., Ltd. Long-wearable soft contact lens
WO2001049240A2 (en) * 2000-01-05 2001-07-12 Novartis Ag Hydrogels
TW490802B (en) * 2000-01-07 2002-06-11 Sony Corp Polysilicon evaluating method, polysilicon inspection apparatus and method for preparation of thin film transistor
JP2001201723A (ja) * 2000-01-18 2001-07-27 Asahi Kasei Aimii Kk 連続装用ソフトコンタクトレンズ
US6719929B2 (en) 2000-02-04 2004-04-13 Novartis Ag Method for modifying a surface
AR027348A1 (es) 2000-02-04 2003-03-26 Novartis Ag Proceso para recubrir una superficie
AU3383901A (en) 2000-02-07 2001-08-14 Biocompatibles Limited Silicon containing compounds
JP3929014B2 (ja) 2000-02-24 2007-06-13 Ｈｏｙａヘルスケア株式会社 側鎖にポリシロキサン構造を有するマクロマーからなるコンタクトレンズ材料
US7521519B1 (en) * 2000-03-14 2009-04-21 Novartis Ag Organic compounds
EP1197782B1 (en) * 2000-03-22 2004-06-02 Menicon Co., Ltd. Material for ocular lens
US6414049B1 (en) 2000-03-22 2002-07-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Stable initiator system
US7628485B2 (en) 2000-03-31 2009-12-08 Coopervision International Holding Company, Lp Contact lens having a uniform horizontal thickness profile
US6467903B1 (en) * 2000-03-31 2002-10-22 Ocular Sciences, Inc. Contact lens having a uniform horizontal thickness profile
US6613703B1 (en) 2000-04-27 2003-09-02 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Thermoplastic nonwoven web chemically reacted with a cyclodextrin compound
US6291543B1 (en) 2000-05-24 2001-09-18 Polyzen, Inc. Surfacially cross-linked elastoplastic articles, and method of making the same
US6779888B2 (en) 2000-07-28 2004-08-24 Ocular Sciences, Inc. Contact lenses with microchannels
US6886936B2 (en) * 2000-07-28 2005-05-03 Ocular Sciences, Inc. Contact lenses with blended microchannels
JP4948740B2 (ja) 2000-08-24 2012-06-06 ノバルティス アーゲー 基材を表面改質する方法、及びそれから得られる改質された基材
US6852353B2 (en) 2000-08-24 2005-02-08 Novartis Ag Process for surface modifying substrates and modified substrates resulting therefrom
JP5076256B2 (ja) * 2000-09-05 2012-11-21 東レ株式会社 モノマー組成物、それを用いたポリマーおよび眼用レンズ
CN1266197C (zh) 2000-09-19 2006-07-26 博士伦公司 施涂聚合物透镜涂层的方法
EP1193056A1 (en) * 2000-09-29 2002-04-03 International Business Machines Corporation Silicone elastomer stamp with hydrophilic surfaces and method of making same
WO2002036669A2 (en) 2000-11-03 2002-05-10 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Solvents useful in the preparation of polymers containing hydrophilic and hydrophobic monomers
DE10055762A1 (de) 2000-11-10 2002-06-06 Woehlk Contact Linsen Gmbh Hydrogelkontaktlinsen mit hoher Biokompatibilität
US6433043B1 (en) * 2000-11-28 2002-08-13 Transitions Optical, Inc. Removable imbibition composition of photochromic compound and kinetic enhancing additive
US6861123B2 (en) * 2000-12-01 2005-03-01 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogel contact lens
US6867172B2 (en) 2000-12-07 2005-03-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Methods of inhibiting the adherence of lenses to their packaging
JP5051808B2 (ja) * 2000-12-11 2012-10-17 東レ株式会社 プラスチック成形品、およびそれからなるコンタクトレンズ
JP2002182166A (ja) * 2000-12-11 2002-06-26 Toray Ind Inc プラスチック成形品およびそれからなるコンタクトレンズ
US6805836B2 (en) * 2000-12-15 2004-10-19 Bausch & Lomb Incorporated Prevention of preservative uptake into biomaterials
US6759496B2 (en) 2000-12-18 2004-07-06 Bausch & Lomb Incorporated Poly(2-oxazoline) biomedical devices
US20040213827A1 (en) * 2000-12-21 2004-10-28 Enns John B. Antimicrobial contact lenses and methods for their production
US20040151755A1 (en) * 2000-12-21 2004-08-05 Osman Rathore Antimicrobial lenses displaying extended efficacy, processes to prepare them and methods of their use
US6774178B2 (en) 2001-01-05 2004-08-10 Novartis Ag Tinted, high Dk ophthalmic molding and a method for making same
EP1227120B1 (en) 2001-01-24 2013-12-25 Novartis AG Process for modifying a surface
US20020133889A1 (en) * 2001-02-23 2002-09-26 Molock Frank F. Colorants for use in tinted contact lenses and methods for their production
JP2002355830A (ja) * 2001-03-26 2002-12-10 Novartis Ag 眼科用レンズの製造のための型及び方法
DE60223668T2 (de) * 2001-04-27 2008-10-30 Eyesense Ag Kit zur messung von blutzuckerkonzentrationen
US6827966B2 (en) 2001-05-30 2004-12-07 Novartis Ag Diffusion-controllable coatings on medical device
US6815074B2 (en) * 2001-05-30 2004-11-09 Novartis Ag Polymeric materials for making contact lenses
US6858248B2 (en) 2001-05-30 2005-02-22 Novartis Ag Method for applying a coating to a medical device
US20030095230A1 (en) * 2001-08-02 2003-05-22 Neely Frank L. Antimicrobial lenses and methods of their use related patent applications
US7879267B2 (en) * 2001-08-02 2011-02-01 J&J Vision Care, Inc. Method for coating articles by mold transfer
US7008570B2 (en) * 2001-08-09 2006-03-07 Stephen Pegram Method and apparatus for contact lens mold assembly
US20030085934A1 (en) 2001-11-07 2003-05-08 Tucker Robert Carey Ink-jet printing system for printing colored images on contact lenses
US20050258408A1 (en) * 2001-12-20 2005-11-24 Molock Frank F Photochromic contact lenses and methods for their production
AR038269A1 (es) * 2002-01-09 2005-01-12 Novartis Ag Articulos polimericos que tienen un recubrimiento lubrico, y metodo para fabricarlos
US7173073B2 (en) * 2002-01-14 2007-02-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices containing heterocyclic compounds and methods for their production
JP4349776B2 (ja) * 2002-06-04 2009-10-21 株式会社ニデック 眼内レンズの製造方法
US6936641B2 (en) * 2002-06-25 2005-08-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Macromer forming catalysts
US20040004008A1 (en) * 2002-06-26 2004-01-08 Peck James M. Contact lens packages
US7810380B2 (en) 2003-03-25 2010-10-12 Tearlab Research, Inc. Systems and methods for collecting tear film and measuring tear film osmolarity
BR0313516A (pt) * 2002-08-16 2005-06-14 Johnson & Johnson Vision Care Moldes para a produção de lente de contato
US20040150788A1 (en) * 2002-11-22 2004-08-05 Ann-Margret Andersson Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
US20080299179A1 (en) * 2002-09-06 2008-12-04 Osman Rathore Solutions for ophthalmic lenses containing at least one silicone containing component
US8158695B2 (en) * 2002-09-06 2012-04-17 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Forming clear, wettable silicone hydrogel articles without surface treatments
US20070138692A1 (en) * 2002-09-06 2007-06-21 Ford James D Process for forming clear, wettable silicone hydrogel articles
US6926965B2 (en) 2002-09-11 2005-08-09 Novartis Ag LbL-coated medical device and method for making the same
US6896926B2 (en) 2002-09-11 2005-05-24 Novartis Ag Method for applying an LbL coating onto a medical device
US20040114101A1 (en) * 2002-12-13 2004-06-17 Ocular Sciences, Inc. Contact lenses with color shifting properties
US6958169B2 (en) 2002-12-17 2005-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of medical device
US7368127B2 (en) * 2002-12-19 2008-05-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices with peptide containing coatings
US20040120982A1 (en) * 2002-12-19 2004-06-24 Zanini Diana Biomedical devices with coatings attached via latent reactive components
EP2283879A1 (en) 2002-12-23 2011-02-16 Johnson and Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages containing additives
US7262295B2 (en) 2003-03-20 2007-08-28 Transitions Optical, Inc. Indeno-fused photochromic naphthopyrans, naphthols and photochromic articles
US20040186241A1 (en) * 2003-03-20 2004-09-23 Gemert Barry Van Photochromic ocular devices
AU2003902102A0 (en) * 2003-05-02 2003-05-22 The Institute For Eye Research Contact lens
US8425926B2 (en) * 2003-07-16 2013-04-23 Yongxing Qiu Antimicrobial medical devices
US7556375B2 (en) * 2003-08-27 2009-07-07 The Institute For Eye Research Soft lens orthokeratology
AU2004276302B2 (en) 2003-09-23 2011-02-03 California Institute Of Technology Photocurable perfluoropolyethers for use as novel materials in microfluidic devices
US20050070661A1 (en) * 2003-09-30 2005-03-31 Frank Molock Methods of preparing ophthalmic devices
ATE428704T1 (de) * 2003-10-16 2009-05-15 Asahi Glass Co Ltd Fluorhaltige dioxolanverbindungen und fluorhaltige polymere
US7368589B2 (en) * 2003-10-31 2008-05-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Purification of silicone containing compounds by supercritical fluid extraction
KR20060122833A (ko) * 2003-11-05 2006-11-30 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 렌즈 패키징 물질에 대한 렌즈의 부착을 억제하는 방법
US7416737B2 (en) * 2003-11-18 2008-08-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
ATE452611T1 (de) * 2003-11-19 2010-01-15 Vision Crc Ltd Geräte zur veränderung der relativen krümmung des felds und der positionen von peripheren achsenverschobenen fokalpositionen
US7129717B2 (en) * 2003-11-19 2006-10-31 Ocusense, Inc. Systems and methods for measuring tear film osmolarity
US7094368B2 (en) * 2003-12-10 2006-08-22 Transitions Optical, Inc. Pyrano-quinolines, pyrano-quinolinones, combinations thereof, photochromic compositions and articles
US20050142315A1 (en) * 2003-12-24 2005-06-30 Desimone Joseph M. Liquid perfluoropolymers and medical applications incorporating same
US20050271794A1 (en) * 2003-12-24 2005-12-08 Synecor, Llc Liquid perfluoropolymers and medical and cosmetic applications incorporating same
US20050273146A1 (en) * 2003-12-24 2005-12-08 Synecor, Llc Liquid perfluoropolymers and medical applications incorporating same
US20050168689A1 (en) * 2004-01-30 2005-08-04 Knox Carol L. Photochromic optical element
US7214809B2 (en) * 2004-02-11 2007-05-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. (Meth)acrylamide monomers containing hydroxy and silicone functionalities
WO2007021762A2 (en) 2005-08-09 2007-02-22 The University Of North Carolina At Chapel Hill Methods and materials for fabricating microfluidic devices
US7786185B2 (en) 2004-03-05 2010-08-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Wettable hydrogels comprising acyclic polyamides
US20050275799A1 (en) * 2004-03-10 2005-12-15 Marmo J C Contact lenses, package systems, and method for promoting a healthy epithelium of an eye
US8147728B2 (en) 2004-04-01 2012-04-03 Novartis Ag Pad transfer printing of silicone hydrogel lenses using colored ink
CA2561788C (en) 2004-04-21 2013-05-21 Novartis Ag Curable colored inks for making colored silicone hydrogel lenses
US20060004165A1 (en) * 2004-06-30 2006-01-05 Phelan John C Silicone hydrogels with lathability at room temperature
US9248614B2 (en) * 2004-06-30 2016-02-02 Novartis Ag Method for lathing silicone hydrogel lenses
DE602005018221D1 (de) * 2004-07-30 2010-01-21 Novartis Ag Verfahren zur herstellung ophthalmischer linsen mit modulierter energie
US20060051454A1 (en) * 2004-08-26 2006-03-09 Ansell Scott F Molds for producing ophthalmic lenses
ES2732439T3 (es) * 2004-08-27 2019-11-22 Coopervision Int Holding Co Lp Lentes de contacto de hidrogel de silicona
US9322958B2 (en) 2004-08-27 2016-04-26 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
US7249848B2 (en) 2004-09-30 2007-07-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Wettable hydrogels comprising reactive, hydrophilic, polymeric internal wetting agents
US7247692B2 (en) 2004-09-30 2007-07-24 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices containing amphiphilic block copolymers
US7473738B2 (en) 2004-09-30 2009-01-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Lactam polymer derivatives
US20060100113A1 (en) * 2004-11-05 2006-05-11 Pegram Stephen C Methods of inhabiting the adherence of lenses to surfaces during their manufacture
US20060142525A1 (en) * 2004-12-29 2006-06-29 Bausch & Lomb Incorporated Hydrogel copolymers for biomedical devices
MX2007007805A (es) * 2004-12-29 2007-09-14 Bausch & Lomb Prepolimeros de polisiloxano para dispositivos biomedicos.
CA2592206A1 (en) * 2004-12-29 2006-07-06 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane prepolymers for biomedical devices
EP4176906A1 (en) * 2005-02-14 2023-05-10 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. A comfortable ophthalmic device and methods of its production
US20060202368A1 (en) * 2005-03-09 2006-09-14 Yasuo Matsuzawa Method for producing contact lenses
US20060232766A1 (en) * 2005-03-31 2006-10-19 Watterson Robert J Jr Methods of inspecting ophthalmic lenses
US20060226402A1 (en) * 2005-04-08 2006-10-12 Beon-Kyu Kim Ophthalmic devices comprising photochromic materials having extended PI-conjugated systems
US9052438B2 (en) 2005-04-08 2015-06-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices comprising photochromic materials with reactive substituents
US20060227287A1 (en) * 2005-04-08 2006-10-12 Frank Molock Photochromic ophthalmic devices made with dual initiator system
US8158037B2 (en) 2005-04-08 2012-04-17 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Photochromic materials having extended pi-conjugated systems and compositions and articles including the same
US20070033906A1 (en) 2005-04-15 2007-02-15 Kernick Edward R Methods and apparatuses for sealing ophthalmic lens packages
US7538160B2 (en) * 2005-07-01 2009-05-26 Bausch & Lomb Incorporated Trifluorovinyl aromatic containing poly(alkyl ether) prepolymers
US7402634B2 (en) * 2005-07-01 2008-07-22 Bausch And Lamb Incorporated Perfluorocyclobutane copolymers
CA2618035A1 (en) * 2005-08-10 2007-02-15 Novartis Ag Silicone hydrogels
US7390863B2 (en) 2005-08-30 2008-06-24 Bausch & Lomb Incorporated Polymeric materials having enhanced ion and water transport property and medical devices comprising same
JP4809022B2 (ja) * 2005-09-05 2011-11-02 Ｈｏｙａ株式会社 コンタクトレンズ材料の製造方法およびソフトコンタクトレンズの製造方法
US8153726B2 (en) 2005-09-30 2012-04-10 The Lagado Corporation Highly oxygen permeable rigid contact lenses from polyacetylenes
US7784608B2 (en) * 2005-10-20 2010-08-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages
US7659325B2 (en) 2005-11-03 2010-02-09 Ophtec B.V. Functionalized dyes and use thereof in ophthalmic lens material
JP5068765B2 (ja) * 2005-12-14 2012-11-07 ノバルティス アーゲー シリコーンヒドロゲルの製造方法
US7759408B2 (en) * 2005-12-21 2010-07-20 Bausch & Lomb Incorporated Silicon-containing monomers end-capped with polymerizable cationic hydrophilic groups
US7622512B2 (en) * 2005-12-21 2009-11-24 Bausch & Lomb Incorporated Cationic hydrophilic siloxanyl monomers
US20070161769A1 (en) * 2006-01-06 2007-07-12 Schorzman Derek A Polymerizable silicon-containing monomer bearing pendant cationic hydrophilic groups
US20070185014A1 (en) * 2006-02-09 2007-08-09 The Schepens Eye Research Institute, Inc. Methods and compositions for modulating conjunctival goblet cells
US9052529B2 (en) 2006-02-10 2015-06-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Comfortable ophthalmic device and methods of its production
US7727545B2 (en) 2006-02-22 2010-06-01 Bausch & Lomb Incorporated Polymeric fluorinated dioxole and medical devices comprising same
US20070197733A1 (en) * 2006-02-22 2007-08-23 Bausch & Lomb Incorporated Star macromonomers and polymeric materials and medical devices comprising same
BRPI0708968A2 (pt) * 2006-03-20 2011-06-28 Coopervision Int Holding Co Lp auxiliares de desmoldagem pra hidrogéis de silicone e métodos relacionados
US8414804B2 (en) 2006-03-23 2013-04-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for making ophthalmic lenses
US8044112B2 (en) 2006-03-30 2011-10-25 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
US7960447B2 (en) * 2006-04-13 2011-06-14 Bausch & Lomb Incorporated Cationic end-capped siloxane prepolymer for reduced cross-link density
JP5239169B2 (ja) * 2006-04-25 2013-07-17 日立化成株式会社 光学部材
JP2013076097A (ja) * 2006-04-25 2013-04-25 Hitachi Chemical Co Ltd 硬化性樹脂組成物及び光学部材
US20070267765A1 (en) 2006-05-18 2007-11-22 Ansell Scott F Biomedical device mold
US7731872B2 (en) * 2006-05-31 2010-06-08 Coopervision International Holding Company, Lp Methods and systems for forming ophthalmic lens mold assemblies
US20070284770A1 (en) * 2006-06-07 2007-12-13 Ansell Scott F Decreased lens delamination during ophthalmic lens manufacture
US7858000B2 (en) * 2006-06-08 2010-12-28 Novartis Ag Method of making silicone hydrogel contact lenses
CN101473263B (zh) * 2006-06-15 2011-01-05 库柏维景国际控股公司 可湿性硅水凝胶隐形眼镜以及相关组合物和方法
US7540609B2 (en) * 2006-06-15 2009-06-02 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
US8231218B2 (en) 2006-06-15 2012-07-31 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
TWI429713B (zh) * 2006-06-15 2014-03-11 Coopervision Int Holding Co Lp 可溼性矽氧水凝膠隱形眼鏡及相關組合物及方法
US7572841B2 (en) 2006-06-15 2009-08-11 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
US20080001317A1 (en) * 2006-06-28 2008-01-03 Jason Tokarski Water soluble biomedical device mold
US7960465B2 (en) 2006-06-30 2011-06-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
US20080003134A1 (en) 2006-06-30 2008-01-03 Ford James D Methods of inhibiting the distortions that occur during the production of silicone hydrogel ophthalmic lenses
US7468397B2 (en) * 2006-06-30 2008-12-23 Bausch & Lomb Incorporated Polymerizable siloxane-quaternary amine copolymers
CN101662966B (zh) * 2006-07-10 2016-03-02 庄臣及庄臣视力保护公司 用于含药物眼用镜片的包装
TWI441835B (zh) 2006-07-12 2014-06-21 Novartis Ag 新穎聚合物
US7732006B2 (en) * 2006-08-28 2010-06-08 Quest Optical, Incorporated Coating composition and optical mar-resistant tintable coating
US9056880B2 (en) 2006-09-29 2015-06-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for producing hydrolysis-resistant silicone compounds
US7875217B2 (en) * 2006-09-29 2011-01-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Excess polymer ring removal during ophthalmic lens manufacture
EP2471508B1 (en) 2006-09-29 2017-03-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Method of making an ophthalmic device used in the treatment of ocular allergies
US7838698B2 (en) 2006-09-29 2010-11-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydrolysis-resistant silicone compounds
TWI410317B (zh) * 2006-09-29 2013-10-01 Johnson & Johnson Vision Care 於眼科鏡片製造期間之靜電電荷
US8242187B2 (en) * 2006-09-29 2012-08-14 Toray Industries, Inc. Silicone polymer, ocular lenses, and contact lens
US20080095933A1 (en) * 2006-10-18 2008-04-24 Colton James P Process for preparing coated optical elements
US20080096023A1 (en) * 2006-10-18 2008-04-24 Ppg Industries Ohio, Inc. Process for preparing coated optical elements
US7820563B2 (en) * 2006-10-23 2010-10-26 Hawaii Nanosciences, Llc Compositions and methods for imparting oil repellency and/or water repellency
US9052442B2 (en) 2006-10-30 2015-06-09 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
AU2007313875A1 (en) * 2006-10-31 2008-05-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Methods and devices to test diffusion rates of ocular drug delivery systems
US20080251958A1 (en) * 2006-10-31 2008-10-16 Molock Frank F Light absorbing prepolymers for use in tinted contact lenses and methods for their production
RU2471505C2 (ru) * 2006-10-31 2013-01-10 Джонсон Энд Джонсон Вижн Кэа, Инк. Способы получения антибактериальных контактных линз
US7968650B2 (en) 2006-10-31 2011-06-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymeric compositions comprising at least one volume excluding polymer
US7793535B2 (en) 2006-10-31 2010-09-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Devices and methods to simulate an ocular environment
US20080100797A1 (en) * 2006-10-31 2008-05-01 Nayiby Alvarez-Carrigan Antimicrobial contact lenses with reduced haze and preparation thereof
US20080102095A1 (en) * 2006-10-31 2008-05-01 Kent Young Acidic processes to prepare antimicrobial contact lenses
US8507577B2 (en) 2006-10-31 2013-08-13 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for forming clear, wettable silicone hydrogel articles
US20080124376A1 (en) * 2006-11-06 2008-05-29 Novartis Ag Ocular devices and methods of making and using thereof
JP5669396B2 (ja) * 2006-12-13 2015-02-12 ノバルティス アーゲー 化学線硬化性シリコーンヒドロゲルコポリマーおよびその使用
AR064286A1 (es) * 2006-12-13 2009-03-25 Quiceno Gomez Alexandra Lorena Produccion de dispositivos oftalmicos basados en la polimerizacion por crecimiento escalonado fotoinducida
US7625598B2 (en) * 2006-12-15 2009-12-01 Bausch & Lomb Incorporated Silicone contact lenses with wrinkled surface
US20080143955A1 (en) * 2006-12-15 2008-06-19 Bausch & Lomb Incorporated Silicone Contact Lenses with Silicate Coating
WO2008076528A1 (en) 2006-12-15 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of biomedical devices
US20080148689A1 (en) 2006-12-20 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
US20080153938A1 (en) * 2006-12-20 2008-06-26 Grobe George L Surface Treatment of Fluorinated Biomedical Devices
US20080150177A1 (en) * 2006-12-20 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of fluorinated ophthalmic devices
CN101535034A (zh) * 2006-12-21 2009-09-16 诺瓦提斯公司 高强度uv模具预处理
DE602007010979D1 (de) 2006-12-21 2011-01-13 Novartis Ag Verfahren zur beschichtung von kontaktlinsen
US20080152540A1 (en) * 2006-12-22 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
CA2675505C (en) * 2007-01-31 2015-01-06 Novartis Ag Antimicrobial medical devices including silver nanoparticles
US20080206481A1 (en) * 2007-02-26 2008-08-28 Bausch & Lomb Incorporated Silicone contact lenses with wrinkled surface
WO2009055082A2 (en) 2007-02-26 2009-04-30 Novartis Ag Method for imparting hydrogel contact lenses with desired properties
US8214746B2 (en) * 2007-03-15 2012-07-03 Accenture Global Services Limited Establishment of message context in a collaboration system
WO2008116132A2 (en) 2007-03-22 2008-09-25 Novartis Ag Silicone-containing prepolymers with hydrophilic polymeric chains
JP5484916B2 (ja) * 2007-03-22 2014-05-07 ノバルティス アーゲー ダングリングポリシロキサン含有ポリマー鎖を有するプレポリマー
WO2008121644A2 (en) * 2007-03-30 2008-10-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Preparation of antimicrobial contact lenses with reduced haze using swelling agents
US20080241225A1 (en) * 2007-03-31 2008-10-02 Hill Gregory A Basic processes to prepare antimicrobial contact lenses
CN101657321A (zh) * 2007-04-06 2010-02-24 庄臣及庄臣视力保护公司 使眼科透镜单体混合物脱气的方法
US7828432B2 (en) 2007-05-25 2010-11-09 Synergeyes, Inc. Hybrid contact lenses prepared with expansion controlled polymeric materials
US7691917B2 (en) 2007-06-14 2010-04-06 Bausch & Lomb Incorporated Silcone-containing prepolymers
US8037415B1 (en) 2007-09-21 2011-10-11 United Services Automobile Association (Usaa) Systems, methods, and computer readable media for managing a hosts file
US20090086160A1 (en) * 2007-09-28 2009-04-02 Enns John B Methods of sterilizing ophthalmic lenses
US8490782B2 (en) 2007-10-23 2013-07-23 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
US8119753B2 (en) * 2007-10-23 2012-02-21 Bausch & Lomb Incorporated Silicone hydrogels with amino surface groups
US8057034B2 (en) 2007-10-26 2011-11-15 Brien Holden Vision Institute Methods and apparatuses for enhancing peripheral vision
US20090111905A1 (en) * 2007-10-31 2009-04-30 Ture Kindt-Larsen Process for forming random (meth)acrylate containing prepolymers
US7884141B2 (en) * 2007-11-14 2011-02-08 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US8044111B2 (en) 2007-11-30 2011-10-25 Novartis Ag Actinically-crosslinkable silicone-containing block copolymers
US7934830B2 (en) 2007-12-03 2011-05-03 Bausch & Lomb Incorporated High water content silicone hydrogels
US8506856B2 (en) 2007-12-10 2013-08-13 Novartis Ag Method for making silicone hydrogel contact lenses
EP2220134A2 (en) 2007-12-14 2010-08-25 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
WO2009079223A1 (en) 2007-12-14 2009-06-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface modified biomedical devices
JP5355588B2 (ja) 2007-12-20 2013-11-27 ノバルティス アーゲー コンタクトレンズを製造する方法
US7802883B2 (en) 2007-12-20 2010-09-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Cosmetic contact lenses having a sparkle effect
CN101977972B (zh) 2007-12-27 2013-03-27 博士伦公司 包含反应性嵌段共聚物的涂覆溶液
US20090171049A1 (en) 2007-12-27 2009-07-02 Linhardt Jeffrey G Segmented reactive block copolymers
CN101977638A (zh) 2007-12-27 2011-02-16 博士伦公司 包含相互作用的嵌段共聚物的涂覆溶液
US7837934B2 (en) 2008-01-09 2010-11-23 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
EP2234798B1 (en) 2008-01-23 2012-03-28 Novartis AG Method for coating silicone hydrogels
US8030423B2 (en) 2008-01-25 2011-10-04 Salamone Joseph C Multi-armed macromonomers
US8129442B2 (en) 2008-02-08 2012-03-06 Coopervision International Holding Company, Lp Hydrophilic polysiloxane macromonomer, and production and use of the same
US8408697B2 (en) * 2008-03-07 2013-04-02 Paragon Vision Sciences, Inc. High refractive index oxygen permeable contact lens system and method
WO2009115477A2 (en) 2008-03-18 2009-09-24 Novartis Ag Coating process for ophthalmic lenses
US20090244479A1 (en) * 2008-03-31 2009-10-01 Diana Zanini Tinted silicone ophthalmic devices, processes and polymers used in the preparation of same
US9943401B2 (en) 2008-04-04 2018-04-17 Eugene de Juan, Jr. Therapeutic device for pain management and vision
US20090295004A1 (en) 2008-06-02 2009-12-03 Pinsly Jeremy B Silicone hydrogel contact lenses displaying reduced protein uptake
KR20110028636A (ko) * 2008-06-30 2011-03-21 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 눈의 알러지의 치료에 사용되는 방법 및 안과용 장치
US8440738B2 (en) 2008-07-09 2013-05-14 Timothy Higgs Silicone hydrogels and methods of manufacture
US7939579B1 (en) 2008-07-09 2011-05-10 Contamac Limited Hydrogels and methods of manufacture
WO2010011493A1 (en) 2008-07-21 2010-01-28 Novartis Ag Silicone-containing polymeric materals with hydrolyzable groups
CA2731159A1 (en) 2008-07-21 2010-01-28 Novartis Ag Silicone hydrogel contact lenses with convertible comfort agents
DE102008038288A1 (de) 2008-08-18 2010-02-25 Kömmerling Chemische Fabrik GmbH Dichtstoff für Teakholz-Versiegelungen und Verfahren zum Herstellen eines derartigen Dichtstoffes
US8470906B2 (en) 2008-09-30 2013-06-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ionic silicone hydrogels having improved hydrolytic stability
US20130203812A1 (en) 2008-09-30 2013-08-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ionic silicone hydrogels comprising pharmaceutical and/or nutriceutical components and having improved hydrolytic stability
US20100109176A1 (en) 2008-11-03 2010-05-06 Chris Davison Machined lens molds and methods for making and using same
CA2739810C (en) * 2008-11-13 2016-01-19 Novartis Ag Polysiloxane copolymers with terminal hydrophilic polymer chains
WO2010056687A2 (en) 2008-11-13 2010-05-20 Novartis Ag Silicone hydrogel materials with chemically bound wetting agents
TWI506333B (zh) 2008-12-05 2015-11-01 Novartis Ag 用以傳遞疏水性舒適劑之眼用裝置及其製造方法
US20100149482A1 (en) * 2008-12-12 2010-06-17 Ammon Jr Daniel M Contact lens
EP2374031A1 (en) * 2008-12-18 2011-10-12 Novartis AG Method for making silicone hydrogel contact lenses
US20100155972A1 (en) * 2008-12-18 2010-06-24 Tollefson Norris M Injection molded ophthalmic lens mold
WO2010069961A1 (en) * 2008-12-18 2010-06-24 Novartis Ag Mold release sheet
US8419792B2 (en) 2008-12-30 2013-04-16 Bausch & Lomb Incorporated Brush copolymers
MX2011007136A (es) 2008-12-30 2011-08-08 Novartis Ag Compuestos absorbentes de ultravioleta (uv) tri-funcionales y usu de los mismos.
WO2010077709A2 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
WO2010077646A2 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Method of applying renewable polymeric lens coating
US8454689B2 (en) 2008-12-30 2013-06-04 Bausch & Lomb Incorporated Brush copolymers
US8534031B2 (en) 2008-12-30 2013-09-17 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
WO2010077708A1 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
AU2009333311B2 (en) 2008-12-31 2016-03-03 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. An apparatus and method for distributing ophthalmic lenses
WO2010102747A2 (en) 2009-03-13 2010-09-16 Cognis Ip Management Gmbh Monomers and macromers for forming hydrogels
EP2432808B1 (en) 2009-05-22 2015-10-21 Novartis AG Actinically-crosslinkable siloxane-containing copolymers
JP5684798B2 (ja) 2009-05-22 2015-03-18 ノバルティス アーゲー 化学線架橋性シロキサン含有コポリマー
US8043369B2 (en) 2009-06-16 2011-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US8133960B2 (en) 2009-06-16 2012-03-13 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US9285508B2 (en) 2009-06-16 2016-03-15 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US20100315588A1 (en) 2009-06-16 2010-12-16 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US8083348B2 (en) 2009-06-16 2011-12-27 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US8129435B2 (en) * 2009-06-18 2012-03-06 Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. Perfluoropolyether-modified polysiloxane, a method for preparing the same and a defoaming agent comprising the same
AU2010295773B2 (en) 2009-09-15 2013-05-30 Novartis Ag Prepolymers suitable for making ultra-violet absorbing contact lenses
BR112012007373B1 (pt) * 2009-10-01 2020-11-03 Coopervision International Holding Company, Lp lentes de contato de hidrogel de silicone e métodos para a fabricação de lentes de contato de hidrogel de silicone
US8591025B1 (en) 2012-09-11 2013-11-26 Nexisvision, Inc. Eye covering and refractive correction methods for LASIK and other applications
EP3260092A1 (en) 2009-10-23 2017-12-27 Nexisvision, Inc. Corneal denervation for treatment of ocular pain
WO2011050365A1 (en) 2009-10-23 2011-04-28 Forsight Labs, Llc Conformable therapeutic shield for vision and pain
GB0919411D0 (en) 2009-11-05 2009-12-23 Ocutec Ltd Polymer for contact lenses
EP2496622B1 (en) 2009-11-02 2016-07-13 Ocutec Limited Polymers for contact lenses
GB0919459D0 (en) 2009-11-06 2009-12-23 Ocutec Ltd Polymer for contact lenses
MY156206A (en) * 2009-11-04 2016-01-29 Novartis Ag A silicone hydrogel lens with a grafted hydrophilic coating
EP2499207A4 (en) * 2009-11-10 2015-09-16 Du Pont LUBRICATED INK JET INKS
US8883051B2 (en) * 2009-12-07 2014-11-11 Novartis Ag Methods for increasing the ion permeability of contact lenses
TWI483996B (zh) * 2009-12-08 2015-05-11 Novartis Ag 具有共價貼合塗層之聚矽氧水凝膠鏡片
CA2777723C (en) * 2009-12-14 2016-06-21 Novartis Ag Methods for making silicone hydrogel lenses from water-based lens formulations
JP5764925B2 (ja) * 2009-12-28 2015-08-19 東レ株式会社 シリコーンプレポリマーの製造方法
DE102010001531A1 (de) * 2010-02-03 2011-08-04 Evonik Goldschmidt GmbH, 45127 Neuartige organomodifizierte Siloxane mit primären Aminofunktionen, neuartige organomodifizierte Siloxane mit quaternären Ammoniumfunktionen und das Verfahren zu deren Herstellung
SG183390A1 (en) 2010-02-16 2012-09-27 Toray Industries Soft ocular lens having low moisture content and method for producing same
US9690115B2 (en) 2010-04-13 2017-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses displaying reduced indoor glare
US8877103B2 (en) 2010-04-13 2014-11-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for manufacture of a thermochromic contact lens material
US8697770B2 (en) 2010-04-13 2014-04-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Pupil-only photochromic contact lenses displaying desirable optics and comfort
KR20130018894A (ko) 2010-04-23 2013-02-25 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 렌즈 회전을 개선하는 방법
RU2570574C2 (ru) 2010-04-23 2015-12-10 ХЕНКЕЛЬ АйПи ЭНД ХОЛДИНГ ГМБХ Силикон-акриловый сополимер
US9522980B2 (en) 2010-05-06 2016-12-20 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Non-reactive, hydrophilic polymers having terminal siloxanes and methods for making and using the same
NZ604337A (en) 2010-07-30 2014-05-30 Novartis Ag Amphiphilic polysiloxane prepolymers and uses thereof
TWI758885B (zh) 2010-07-30 2022-03-21 瑞士商愛爾康公司 水合隱形鏡片
WO2012015639A1 (en) 2010-07-30 2012-02-02 Novartis Ag Method for making uv-absorbing ophthalmic lenses
WO2012013947A1 (en) 2010-07-30 2012-02-02 Neil Goodenough Silicone hydrogel ophthalmic devices molded in vinyl alcohol copolymer molds and related methods
WO2012047961A1 (en) 2010-10-06 2012-04-12 Novartis Ag Polymerizable chain-extended polysiloxanes with pendant hydrophilic groups
MY159784A (en) 2010-10-06 2017-01-31 Novartis Ag Water-processable silicone-containing prepolymers and uses therof
US8835525B2 (en) 2010-10-06 2014-09-16 Novartis Ag Chain-extended polysiloxane crosslinkers with dangling hydrophilic polymer chains
EP2632405A4 (en) 2010-10-25 2016-02-24 Nexisvision Inc METHODS AND APPARATUSES FOR IDENTIFYING EYE RECOVERY ELEMENTS FOR SIGHT
US9612363B2 (en) 2010-11-04 2017-04-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogel reactive mixtures comprising borates
CN103298602B (zh) 2010-12-06 2015-09-23 诺瓦提斯公司 制造硅酮水凝胶接触透镜的方法
EP2652532B1 (en) 2010-12-13 2016-06-08 Novartis AG Ophthalmic lenses modified with functional groups and methods of making thereof
WO2012095293A2 (en) 2011-01-14 2012-07-19 Cognis Ip Management Gmbh Process for the synthesis of compounds from cyclic carbonates
HUE040372T2 (hu) * 2011-02-28 2019-03-28 Coopervision Int Holding Co Lp Szilikon hidrogél kontaktlencsék
KR101736534B1 (ko) 2011-02-28 2017-05-16 쿠퍼비젼 인터내셔날 홀딩 캄파니, 엘피 습윤성 실리콘 히드로겔 콘택트 렌즈
HUE055191T2 (hu) 2011-02-28 2021-11-29 Coopervision Int Ltd Nedvesíthetõ szilikon hidrogél kontaktlencsék
US9296159B2 (en) 2011-02-28 2016-03-29 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
ES2529351T3 (es) 2011-02-28 2015-02-19 Coopervision International Holding Company, Lp Lentes de contacto de hidrogel de silicona dimensionalmente estables
SG192245A1 (en) 2011-02-28 2013-09-30 Coopervision Int Holding Co Lp Silicone hydrogel contact lenses
BR112013021486B1 (pt) 2011-02-28 2021-06-22 Coopervision International Holding Company, Lp Método para fabricação de uma lente de contato de hidrogel, lente de contato de hidrogel e lote e embalagem da dita lente
KR101759373B1 (ko) 2011-02-28 2017-07-18 쿠퍼비젼 인터내셔날 홀딩 캄파니, 엘피 실리콘 히드로겔 콘택트 렌즈
MX367173B (es) 2011-02-28 2019-08-07 Coopervision Int Holding Co Lp Lentes de contacto de hidrogel de silicona y composiciones y metodos relacionados.
WO2012118676A2 (en) * 2011-02-28 2012-09-07 Coopervision International Holding Company, Lp High water content silicone hydrogel contact lenses
TWI531826B (zh) * 2011-02-28 2016-05-01 古柏威順國際控股有限合夥公司 尺寸穩定之聚矽氧水凝膠隱形眼鏡及其製造方法
EP2681617B1 (en) * 2011-02-28 2019-04-03 CooperVision International Holding Company, LP Silicone hydrogel contact lenses
CA2828458C (en) 2011-02-28 2017-04-11 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses having acceptable levels of energy loss
EP2695003B1 (en) 2011-04-01 2015-03-18 Novartis AG Composition for forming a contact lens
US8678584B2 (en) 2012-04-20 2014-03-25 Nexisvision, Inc. Contact lenses for refractive correction
CA2834295A1 (en) 2011-04-28 2012-11-01 Nexisvision, Inc. Eye covering and refractive correction methods and apparatus having improved tear flow, comfort, and/or applicability
US9423632B2 (en) 2012-04-20 2016-08-23 Nexisvision, Inc. Contact lenses for refractive correction
US20130203813A1 (en) 2011-05-04 2013-08-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Medical devices having homogeneous charge density and methods for making same
US20120283381A1 (en) 2011-05-04 2012-11-08 Ryuta Tamiya Macroinitiator containing hydrophobic segment
US9170349B2 (en) 2011-05-04 2015-10-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Medical devices having homogeneous charge density and methods for making same
US8852693B2 (en) 2011-05-19 2014-10-07 Liquipel Ip Llc Coated electronic devices and associated methods
JP5579228B2 (ja) * 2011-06-01 2014-08-27 富士フイルム株式会社 プラズマ重合膜の製造方法、画像形成方法、及びプラズマ重合膜
JP5990579B2 (ja) 2011-06-09 2016-09-14 ノバルティス アーゲー ナノテクスチャー表面を持つシリコーンヒドロゲルレンズ
WO2015051194A1 (en) * 2013-10-02 2015-04-09 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Improving shelf life and color profile of resin compositions with silver nanoparticles
US10154669B2 (en) * 2011-06-16 2018-12-18 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Improving color and release profile of resin compositions comprising silver nanoparticles
US8865685B2 (en) 2011-06-30 2014-10-21 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Esters for treatment of ocular inflammatory conditions
US9778488B2 (en) * 2011-08-17 2017-10-03 Toray Industries, Inc. Medical device and method for producing the same
EP2745854B1 (en) * 2011-08-17 2018-02-07 Toray Industries, Inc. Medical device, and method for producing same
JP6163756B2 (ja) * 2011-08-17 2017-07-19 東レ株式会社 医療デバイス
US9006305B2 (en) 2011-09-01 2015-04-14 Vertellus Specialties Inc. Biocompatible material
US8980956B2 (en) 2011-09-01 2015-03-17 Vertellus Specialities Inc. Methods for producing biocompatible materials
US20130083287A1 (en) 2011-09-30 2013-04-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Method of creating a visible mark on lens using a leuco dye
US9188702B2 (en) 2011-09-30 2015-11-17 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels having improved curing speed and other properties
US20130083286A1 (en) 2011-09-30 2013-04-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Method of creating a visible mark on lens using a leuco dye
MY164605A (en) 2011-10-12 2018-01-30 Novartis Ag Method for making uv-absorbing ophthalmic lenses
JP5505394B2 (ja) * 2011-10-20 2014-05-28 信越化学工業株式会社 シリコーンゴムの親水性付与方法
US20130112941A1 (en) 2011-11-09 2013-05-09 Juanita Kurtin Semiconductor structure having nanocrystalline core and nanocrystalline shell with insulator coating
US20130112942A1 (en) 2011-11-09 2013-05-09 Juanita Kurtin Composite having semiconductor structures embedded in a matrix
GB201119363D0 (en) 2011-11-10 2011-12-21 Vertellus Specialities Inc Polymerisable material
CA2855820C (en) 2011-11-15 2017-07-04 Novartis Ag A silicone hydrogel lens with a crosslinked hydrophilic coating
EP2788797B1 (en) 2011-12-08 2023-06-07 Alcon Inc. Contact lenses with enzymatically degradable coatings thereon
US20130323295A1 (en) 2011-12-08 2013-12-05 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Monomer systems with dispersed silicone-based engineered particles
JP2015500913A (ja) 2011-12-14 2015-01-08 センプラス・バイオサイエンシーズ・コーポレイションＳｅｍｐｒｕｓ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ Ｃｏｒｐ． 表面改質コンタクトレンズを作り出すための多段階式ｕｖ方法
JP2015509114A (ja) 2011-12-14 2015-03-26 センプラス・バイオサイエンシーズ・コーポレイションＳｅｍｐｒｕｓ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ Ｃｏｒｐ． コンタクトレンズ表面改質のための吸収方法
CA2859047C (en) 2011-12-14 2017-03-21 Semprus Biosciences Corp. Redox processes for contact lens modification
MX2014007202A (es) 2011-12-14 2015-03-09 Semprus Biosciences Corp Lentes de contacto modificadas en la superficie.
JP2015502437A (ja) 2011-12-14 2015-01-22 センプラス・バイオサイエンシーズ・コーポレイションＳｅｍｐｒｕｓ Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ Ｃｏｒｐ． ランタニド又は遷移金属酸化剤を用いて改質したシリコーンヒドロゲルコンタクトレンズ
US8937110B2 (en) 2011-12-23 2015-01-20 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels having a structure formed via controlled reaction kinetics
US9156934B2 (en) 2011-12-23 2015-10-13 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels comprising n-vinyl amides and hydroxyalkyl (meth)acrylates or (meth)acrylamides
US9140825B2 (en) 2011-12-23 2015-09-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ionic silicone hydrogels
US8937111B2 (en) 2011-12-23 2015-01-20 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels comprising desirable water content and oxygen permeability
US9588258B2 (en) 2011-12-23 2017-03-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels formed from zero diluent reactive mixtures
CN104023958B (zh) 2011-12-31 2017-03-01 诺华股份有限公司 有色接触透镜的制备方法
EP2797735B1 (en) 2011-12-31 2016-04-06 Novartis AG Method of making contact lenses with identifying mark
US8940812B2 (en) 2012-01-17 2015-01-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone polymers comprising sulfonic acid groups
US10543662B2 (en) 2012-02-08 2020-01-28 Corning Incorporated Device modified substrate article and methods for making
US10209534B2 (en) 2012-03-27 2019-02-19 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Increased stiffness center optic in soft contact lenses for astigmatism correction
JP5927014B2 (ja) 2012-04-18 2016-05-25 Hoya株式会社 湿潤性表面を有するシリコーンハイドロゲルソフトコンタクトレンズ
US9465233B2 (en) 2012-04-20 2016-10-11 Nexisvision, Inc. Bimodular contact lenses
US8798332B2 (en) 2012-05-15 2014-08-05 Google Inc. Contact lenses
US10712588B2 (en) 2012-05-25 2020-07-14 Paragon Crt Company Llc Contact lens having a space
EP3296334A1 (en) 2012-05-25 2018-03-21 Johnson & Johnson Vision Care Inc. Polymers and nanogel materials and methods for making and using the same
US10073192B2 (en) 2012-05-25 2018-09-11 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymers and nanogel materials and methods for making and using the same
EP2855132B1 (en) 2012-05-25 2019-10-16 Paragon CRT Company LLC Multicomponent optical device having a space
US9244196B2 (en) 2012-05-25 2016-01-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymers and nanogel materials and methods for making and using the same
US10049275B2 (en) 2012-05-25 2018-08-14 Paragon Crt Company Llc Multicomponent optical device for visual and audible translation and recognition
US9297929B2 (en) 2012-05-25 2016-03-29 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses comprising water soluble N-(2 hydroxyalkyl) (meth)acrylamide polymers or copolymers
KR102051174B1 (ko) 2012-06-14 2019-12-02 노파르티스 아게 아제티디늄-함유 공중합체 및 그의 용도
US20130341811A1 (en) 2012-06-25 2013-12-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Lens comprising low and high molecular weight polyamides
US9423528B2 (en) 2012-06-25 2016-08-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Method of making silicone containing contact lens with reduced amount of diluents
JP2014009306A (ja) * 2012-06-29 2014-01-20 Neos Co Ltd 抗菌性組成物
US9298020B1 (en) 2012-07-26 2016-03-29 Verily Life Sciences Llc Input system
US8857981B2 (en) 2012-07-26 2014-10-14 Google Inc. Facilitation of contact lenses with capacitive sensors
US9523865B2 (en) 2012-07-26 2016-12-20 Verily Life Sciences Llc Contact lenses with hybrid power sources
US9158133B1 (en) 2012-07-26 2015-10-13 Google Inc. Contact lens employing optical signals for power and/or communication
US8919953B1 (en) 2012-08-02 2014-12-30 Google Inc. Actuatable contact lenses
US9696564B1 (en) 2012-08-21 2017-07-04 Verily Life Sciences Llc Contact lens with metal portion and polymer layer having indentations
US9111473B1 (en) 2012-08-24 2015-08-18 Google Inc. Input system
US9395468B2 (en) 2012-08-27 2016-07-19 Ocular Dynamics, Llc Contact lens with a hydrophilic layer
HUE029462T2 (en) 2012-08-28 2017-02-28 Coopervision Int Holding Co Lp Contact lenses made with Hema-compatible polysiloxane macromers
US8820934B1 (en) 2012-09-05 2014-09-02 Google Inc. Passive surface acoustic wave communication
US20140192315A1 (en) 2012-09-07 2014-07-10 Google Inc. In-situ tear sample collection and testing using a contact lens
US9398868B1 (en) 2012-09-11 2016-07-26 Verily Life Sciences Llc Cancellation of a baseline current signal via current subtraction within a linear relaxation oscillator-based current-to-frequency converter circuit
US10010270B2 (en) 2012-09-17 2018-07-03 Verily Life Sciences Llc Sensing system
US9326710B1 (en) 2012-09-20 2016-05-03 Verily Life Sciences Llc Contact lenses having sensors with adjustable sensitivity
US8960898B1 (en) 2012-09-24 2015-02-24 Google Inc. Contact lens that restricts incoming light to the eye
US8870370B1 (en) 2012-09-24 2014-10-28 Google Inc. Contact lens that facilitates antenna communication via sensor impedance modulation
US8989834B2 (en) 2012-09-25 2015-03-24 Google Inc. Wearable device
US20140088372A1 (en) 2012-09-25 2014-03-27 Google Inc. Information processing method
US8937133B2 (en) 2012-09-25 2015-01-20 National Chiao Tung University Dissoluble PDMS-modified p(HEMA-MAA) amphiphilic copolymer and method for fabricating the same
US8979271B2 (en) 2012-09-25 2015-03-17 Google Inc. Facilitation of temperature compensation for contact lens sensors and temperature sensing
US8821811B2 (en) 2012-09-26 2014-09-02 Google Inc. In-vitro contact lens testing
US8960899B2 (en) 2012-09-26 2015-02-24 Google Inc. Assembling thin silicon chips on a contact lens
US9884180B1 (en) 2012-09-26 2018-02-06 Verily Life Sciences Llc Power transducer for a retinal implant using a contact lens
US8985763B1 (en) 2012-09-26 2015-03-24 Google Inc. Contact lens having an uneven embedded substrate and method of manufacture
US9063351B1 (en) 2012-09-28 2015-06-23 Google Inc. Input detection system
US8965478B2 (en) 2012-10-12 2015-02-24 Google Inc. Microelectrodes in an ophthalmic electrochemical sensor
US9176332B1 (en) 2012-10-24 2015-11-03 Google Inc. Contact lens and method of manufacture to improve sensor sensitivity
US9757056B1 (en) 2012-10-26 2017-09-12 Verily Life Sciences Llc Over-molding of sensor apparatus in eye-mountable device
TWI496838B (zh) * 2012-11-30 2015-08-21 Pegavision Corp 矽水膠組成物及以該組成物製備之矽水膠鏡片
TWI617437B (zh) 2012-12-13 2018-03-11 康寧公司 促進控制薄片與載體間接合之處理
US8889457B2 (en) * 2012-12-13 2014-11-18 Pacific Light Technologies Corp. Composition having dispersion of nano-particles therein and methods of fabricating same
US10086584B2 (en) 2012-12-13 2018-10-02 Corning Incorporated Glass articles and methods for controlled bonding of glass sheets with carriers
CA2889895C (en) 2012-12-14 2017-08-29 Novartis Ag Amphiphilic siloxane-containing (meth)acrylamides and uses thereof
US9475827B2 (en) 2012-12-14 2016-10-25 Shin-Etsu Chemical Company, Ltd. Tris(trimethyl siloxyl)silane vinylic monomers and uses thereof
CA2978612C (en) 2012-12-14 2020-03-24 Novartis Ag Amphiphilic siloxane-containing vinylic monomers and uses thereof
CN104871036B (zh) 2012-12-17 2019-12-10 诺华股份有限公司 制备改进的uv吸收性眼用透镜的方法
US8967799B2 (en) 2012-12-20 2015-03-03 Bausch & Lomb Incorporated Method of preparing water extractable silicon-containing biomedical devices
US9161598B2 (en) 2012-12-21 2015-10-20 Coopervision International Holding Company, Lp Ophthalmic devices for delivery of beneficial agents
US9248928B2 (en) 2012-12-21 2016-02-02 Coopervision International Holding Company, Lp Methods of manufacturing contact lenses for delivery of beneficial agents
US8874182B2 (en) 2013-01-15 2014-10-28 Google Inc. Encapsulated electronics
US9289954B2 (en) 2013-01-17 2016-03-22 Verily Life Sciences Llc Method of ring-shaped structure placement in an eye-mountable device
US9636016B1 (en) 2013-01-25 2017-05-02 Verily Life Sciences Llc Eye-mountable devices and methods for accurately placing a flexible ring containing electronics in eye-mountable devices
US20140209481A1 (en) 2013-01-25 2014-07-31 Google Inc. Standby Biasing Of Electrochemical Sensor To Reduce Sensor Stabilization Time During Measurement
US9010933B2 (en) 2013-02-12 2015-04-21 Shin-Etsu Silicones Of America, Inc. Silicone contact lens and method for manufacturing thereof
US20140268028A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone-containing contact lens having clay treatment applied thereto
US9250357B2 (en) 2013-03-15 2016-02-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone-containing contact lens having reduced amount of silicon on the surface
US9161712B2 (en) 2013-03-26 2015-10-20 Google Inc. Systems and methods for encapsulating electronics in a mountable device
US9113829B2 (en) 2013-03-27 2015-08-25 Google Inc. Systems and methods for encapsulating electronics in a mountable device
JP2016524178A (ja) 2013-04-30 2016-08-12 クーパーヴィジョン インターナショナル ホウルディング カンパニー リミテッド パートナーシップ 一級アミン含有シリコーンヒドロゲルコンタクトレンズ並びに関連する組成物及び方法
EP2808707A1 (en) * 2013-05-31 2014-12-03 DSM IP Assets B.V. Macromers comprising pendant polyoxazoline groups
US20140371560A1 (en) 2013-06-14 2014-12-18 Google Inc. Body-Mountable Devices and Methods for Embedding a Structure in a Body-Mountable Device
US9084561B2 (en) 2013-06-17 2015-07-21 Google Inc. Symmetrically arranged sensor electrodes in an ophthalmic electrochemical sensor
US9948895B1 (en) 2013-06-18 2018-04-17 Verily Life Sciences Llc Fully integrated pinhole camera for eye-mountable imaging system
CA2916885A1 (en) 2013-06-26 2014-12-31 Nexisvision, Inc. Contact lenses for refractive correction
US9685689B1 (en) 2013-06-27 2017-06-20 Verily Life Sciences Llc Fabrication methods for bio-compatible devices
US9814387B2 (en) 2013-06-28 2017-11-14 Verily Life Sciences, LLC Device identification
US9028772B2 (en) 2013-06-28 2015-05-12 Google Inc. Methods for forming a channel through a polymer layer using one or more photoresist layers
US9307901B1 (en) 2013-06-28 2016-04-12 Verily Life Sciences Llc Methods for leaving a channel in a polymer layer using a cross-linked polymer plug
US9492118B1 (en) 2013-06-28 2016-11-15 Life Sciences Llc Pre-treatment process for electrochemical amperometric sensor
JP5452756B1 (ja) 2013-07-02 2014-03-26 Ｈｏｙａ株式会社 親水性表面を有するシリコーン含有共重合体成形品を作製する方法及び親水性表面を有するシリコーンハイドロゲルコンタクトレンズ
WO2015031196A1 (en) * 2013-08-26 2015-03-05 University Of Florida Research Foundation, Inc. Method and device for surface modification by cold plasma treatment at ambient pressure
MY180745A (en) 2013-09-30 2020-12-08 Novartis Ag Silicone hydrogel lenses with relatively-long thermal stability
US9568645B2 (en) 2013-09-30 2017-02-14 Novartis Ag Silicone hydrogel lenses with relatively-long thermal stability
HUE045140T2 (hu) 2013-09-30 2019-12-30 Novartis Ag Eljárás UV-abszorbáló szemészeti lencsék elõállítására
JP6461942B2 (ja) * 2013-10-21 2019-01-30 ユミコア・アクチエンゲゼルシャフト・ウント・コムパニー・コマンディットゲゼルシャフトＵｍｉｃｏｒｅ ＡＧ ＆ Ｃｏ．ＫＧ 芳香族アミンのモノアリール化
SG11201602210WA (en) 2013-10-31 2016-05-30 Novartis Ag Method for producing ophthalmic lenses
JP6230880B2 (ja) * 2013-11-11 2017-11-15 株式会社シード 親水性の表面を有するシリコーン系軟質性眼用レンズを製造する方法
EP3988992A1 (en) 2013-11-15 2022-04-27 Tangible Science, Inc. Contact lens with a hydrophilic layer
US9341864B2 (en) 2013-11-15 2016-05-17 Nexisvision, Inc. Contact lenses having a reinforcing scaffold
WO2015089285A1 (en) 2013-12-13 2015-06-18 Novartis Ag Method for making contact lenses
JP6053960B2 (ja) 2013-12-16 2016-12-27 株式会社メニコン 眼用レンズ用ポリシロキサン系マクロモノマー及びそれを用いた眼用レンズ
JP6023899B2 (ja) 2013-12-16 2016-11-09 株式会社メニコン 眼用レンズ
CN105829081B (zh) 2013-12-17 2017-12-19 诺华股份有限公司 具有交联的亲水性涂层的硅水凝胶镜片
US20150174840A1 (en) * 2013-12-19 2015-06-25 Novartis Ag Method for avoiding entrapment of air bubbles in a lens forming material and apparatus for carrying out the method
US9654674B1 (en) 2013-12-20 2017-05-16 Verily Life Sciences Llc Image sensor with a plurality of light channels
US9572522B2 (en) 2013-12-20 2017-02-21 Verily Life Sciences Llc Tear fluid conductivity sensor
US9459377B2 (en) 2014-01-15 2016-10-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymers comprising sulfonic acid groups
EP3099483B1 (en) 2014-01-27 2022-06-01 Corning Incorporated Articles and methods for controlled bonding of thin sheets with carriers
WO2015116559A1 (en) 2014-01-29 2015-08-06 Nexisvision, Inc. Multifocal bimodulus contact lenses
WO2015128636A1 (en) 2014-02-28 2015-09-03 Coopervision International Holding Company, Lp Contact lenses made with hema-compatible polysiloxane macromers
US9366570B1 (en) 2014-03-10 2016-06-14 Verily Life Sciences Llc Photodiode operable in photoconductive mode and photovoltaic mode
US9184698B1 (en) 2014-03-11 2015-11-10 Google Inc. Reference frequency from ambient light signal
US9789655B1 (en) 2014-03-14 2017-10-17 Verily Life Sciences Llc Methods for mold release of body-mountable devices including microelectronics
EP3129221A1 (en) 2014-04-09 2017-02-15 Corning Incorporated Device modified substrate article and methods for making
JP6355821B2 (ja) 2014-04-25 2018-07-11 ノバルティス アーゲー カルボシロキサンビニル系モノマー
WO2015164582A1 (en) 2014-04-25 2015-10-29 Novartis Ag Hydrophilized carbosiloxane vinylic monomers
JP6351384B2 (ja) * 2014-06-03 2018-07-04 株式会社メニコン コンタクトレンズおよびその製造方法
JP6351385B2 (ja) * 2014-06-03 2018-07-04 株式会社メニコン コンタクトレンズの製造方法
US20170160432A1 (en) * 2014-07-21 2017-06-08 Tangible Science, Llc Contact lenses and methods of making contact lenses
CN104193890B (zh) * 2014-08-20 2017-02-15 海昌隐形眼镜有限公司 一种基于交联共聚的抗菌角膜接触镜制备方法
US9720138B2 (en) 2014-08-26 2017-08-01 Novartis Ag Poly(oxazoline-co-ethyleneimine)-epichlorohydrin copolymers and uses thereof
SG10201901379TA (en) 2014-08-26 2019-03-28 Novartis Ag Method for applying stable coating on silicone hydrogel contact lenses
EP3198257B1 (en) 2014-09-23 2020-08-12 Tearlab Research, Inc. System for integration of microfluidic tear collection and lateral flow analysis of analytes of interest
NZ728772A (en) 2014-09-26 2018-10-26 Novartis Ag Polymerizable polysiloxanes with hydrophilic substituents
US10261342B2 (en) 2014-10-08 2019-04-16 Innovega, Inc. Contact lens and method and systems for constructing a contact lens
US9869884B2 (en) 2014-11-22 2018-01-16 Innovega, Inc. Contact lens
US9789654B2 (en) 2014-12-05 2017-10-17 Coopervision International Holding Company, Lp Method of manufacturing wettable silicone hydrogel contact lenses
WO2016094533A1 (en) 2014-12-09 2016-06-16 Ocular Dynamics, Llc Medical device coating with a biocompatible layer
WO2016100457A1 (en) 2014-12-17 2016-06-23 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
WO2016100448A1 (en) 2014-12-17 2016-06-23 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
ES2837120T3 (es) 2015-03-11 2021-06-29 Univ Florida Control del tamaño de malla de lubricación en hidrogeles gemini
MY179854A (en) 2015-05-07 2020-11-18 Alcon Inc Method for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
US11167532B2 (en) 2015-05-19 2021-11-09 Corning Incorporated Articles and methods for bonding sheets with carriers
KR102524620B1 (ko) 2015-06-26 2023-04-21 코닝 인코포레이티드 시트 및 캐리어를 포함하는 방법들 및 물품들
CN104945570B (zh) * 2015-07-03 2017-06-09 东南大学 一种硅凝胶接触透镜及其表面反转处理方法
WO2017039669A1 (en) 2015-09-03 2017-03-09 Transitions Optical, Inc. Multilayer photochromic articles
CA2992173C (en) 2015-09-04 2020-07-14 Novartis Ag Soft silicone medical devices with durable lubricious coatings thereon
JP6592189B2 (ja) 2015-09-04 2019-10-16 ノバルティス アーゲー その上に耐久性潤滑性コーティングを有するコンタクトレンズを製造するための方法
JP2019501238A (ja) 2015-11-11 2019-01-17 ソルベイ スペシャルティ ポリマーズ イタリー エス．ピー．エー． 新規なヒドロキシ末端（ペル）フルオロポリエーテル−ウレタンポリマー及びクリアコート組成物中でのその使用
EP3390497B1 (en) 2015-12-15 2021-01-20 Alcon Inc. Polymerizable polysiloxanes with hydrophilic substituents
CA3003985C (en) * 2015-12-15 2020-07-14 Novartis Ag Hydrophilized polydiorganosiloxane vinylic crosslinkers and uses thereof
SG11201803724TA (en) 2015-12-15 2018-06-28 Novartis Ag Method for producing contact lenses with a lubricious surface
SG11201803726VA (en) 2015-12-15 2018-06-28 Novartis Ag Method for applying stable coating on silicone hydrogel contact lenses
US10138316B2 (en) * 2015-12-15 2018-11-27 Novartis Ag Amphiphilic branched polydiorganosiloxane macromers
WO2017103705A1 (en) 2015-12-17 2017-06-22 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
WO2017115167A1 (en) 2015-12-28 2017-07-06 Novartis Ag Curable colored inks for making colored silicone hydrogel lenses
CN105524226B (zh) * 2016-01-12 2018-06-29 常州大学 隐形眼镜用聚合物材料及其制备方法
RU2612121C1 (ru) * 2016-01-27 2017-03-02 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Научно-исследовательский институт глазных болезней" Лечебная силикон-гидрогелевая мягкая контактная линза
CA3010570C (en) 2016-02-22 2020-11-03 Novartis Ag Uv/visible-absorbing vinylic monomers and uses thereof
CA3116257C (en) 2016-02-22 2024-01-16 Alcon Inc. Uv-absorbing vinylic monomers and uses thereof
JP6606294B2 (ja) 2016-02-22 2019-11-13 ノバルティス アーゲー ソフトシリコーン医療デバイス
WO2017155552A1 (en) * 2016-03-11 2017-09-14 Innovega, Inc. Contact lens
WO2017180851A1 (en) * 2016-04-13 2017-10-19 Avedro, Inc. Systems and methods for delivering drugs to an eye
US10371865B2 (en) 2016-07-06 2019-08-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels comprising polyamides
US11125916B2 (en) 2016-07-06 2021-09-21 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels comprising N-alkyl methacrylamides and contact lenses made thereof
JP7086924B2 (ja) 2016-07-06 2022-06-20 ジョンソン・アンド・ジョンソン・ビジョン・ケア・インコーポレイテッド 乱視矯正用のソフトコンタクトレンズにおける剛性が増加した光心
US10370476B2 (en) 2016-07-06 2019-08-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels comprising high levels of polyamides
US10422927B2 (en) 2016-07-14 2019-09-24 Coopervision International Holding Company, Lp Method of manufacturing silicone hydrogel contact lenses having reduced rates of evaporation
CN109475658A (zh) * 2016-07-28 2019-03-15 东丽株式会社 医疗器械、医疗器械的制造方法
US11021558B2 (en) 2016-08-05 2021-06-01 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymer compositions containing grafted polymeric networks and processes for their preparation and use
TW202216444A (zh) 2016-08-30 2022-05-01 美商康寧公司 用於片材接合的矽氧烷電漿聚合物
TWI810161B (zh) 2016-08-31 2023-08-01 美商康寧公司 具以可控制式黏結的薄片之製品及製作其之方法
US10307369B2 (en) * 2016-09-08 2019-06-04 Yichieh Shiuey Antimicrobial polymer for use in ophthalmic implants
CN109690360B (zh) 2016-09-20 2023-04-25 爱尔康公司 用于生产在其上具有耐用润滑涂层的接触镜片的方法
US10676575B2 (en) 2016-10-06 2020-06-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Tri-block prepolymers and their use in silicone hydrogels
JP6839295B2 (ja) 2016-10-11 2021-03-03 アルコン インク． 重合性ポリジメチルシロキサン−ポリオキシアルキレンブロックコポリマー
US10301451B2 (en) 2016-10-11 2019-05-28 Novartis Ag Chain-extended polydimethylsiloxane vinylic crosslinkers and uses thereof
EP3526017A1 (en) 2016-10-14 2019-08-21 Novartis AG Method for producing contact lenses
WO2018078598A1 (en) 2016-10-31 2018-05-03 Chnovartis Ag Method for producing surface coated contact lenses with wearing comfort
WO2018089699A1 (en) * 2016-11-11 2018-05-17 Onefocus Vision, Inc. Accommodating cavity lens shaped with photocleavable insert
WO2018092038A1 (en) 2016-11-18 2018-05-24 Novartis Ag Method for making ophthalmic lenses
WO2018095837A1 (en) 2016-11-23 2018-05-31 Atheneum Optical Sciences, Llc Three-dimensional printing of optical devices
CN108219142B (zh) * 2016-12-14 2021-06-29 上海飞凯光电材料股份有限公司 有机硅树脂及其制备方法、应用
US20180169905A1 (en) 2016-12-16 2018-06-21 Coopervision International Holding Company, Lp Contact Lenses With Incorporated Components
MY194394A (en) 2016-12-16 2022-11-30 Alcon Inc Method for producing contact lenses
CN108264609B (zh) * 2017-01-04 2020-08-11 北京赛特超润界面科技有限公司 一种制备仿生超亲水透氧纳米隐形眼镜的方法
TWI626253B (zh) * 2017-05-25 2018-06-11 晶碩光學股份有限公司 水溶性矽高聚物、矽水膠組成物、矽水膠鏡片及其製造方法
MX2019014537A (es) 2017-06-07 2020-08-17 Alcon Inc Lentes de contacto de hidrogel de silicona.
MY197057A (en) 2017-06-07 2023-05-23 Alcon Inc Method for producing silicone hydrogel contact lenses
RU2769703C2 (ru) 2017-06-07 2022-04-05 Алькон Инк. Силикон-гидрогелевые контактные линзы
US20180354213A1 (en) 2017-06-13 2018-12-13 Coopervision International Holding Company, Lp Method of Manufacturing Coated Silicone Hydrogel Contact Lenses
CN110753859A (zh) * 2017-06-16 2020-02-04 伊齐耶·舒埃 用于眼科植入物中的细胞生长抑制共聚物
US10752720B2 (en) 2017-06-26 2020-08-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable blockers of high energy light
US10723732B2 (en) 2017-06-30 2020-07-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydroxyphenyl phenanthrolines as polymerizable blockers of high energy light
US10526296B2 (en) 2017-06-30 2020-01-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydroxyphenyl naphthotriazoles as polymerizable blockers of high energy light
EP3447475B1 (en) 2017-08-24 2020-06-17 Alcon Inc. Method and apparatus for determining a coefficient of friction at a test site on a surface of a contact lens
EP3676082A1 (en) 2017-08-29 2020-07-08 Alcon Inc. Cast-molding process for producing contact lenses
US11029538B2 (en) * 2017-10-25 2021-06-08 Coopervision International Limited Contact lenses having an ion-impermeable portion and related methods
US11029446B2 (en) 2017-12-13 2021-06-08 Alcon Inc. Method for producing MPS-compatible water gradient contact lenses
US11331692B2 (en) 2017-12-15 2022-05-17 Corning Incorporated Methods for treating a substrate and method for making articles comprising bonded sheets
KR102480725B1 (ko) * 2017-12-28 2022-12-22 트랜지션즈 옵티칼 리미티드 콘택트렌즈의 광학 특성을 측정하기 위한 방법 및 시스템
EP3743270B1 (en) 2018-01-22 2022-06-08 Alcon Inc. Cast-molding process for producing uv-absorbing contact lenses
EP3743463A1 (en) 2018-01-26 2020-12-02 Bausch & Lomb Incorporated Method for end-capping a polysiloxane prepolymer
US10961341B2 (en) 2018-01-30 2021-03-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices derived from grafted polymeric networks and processes for their preparation and use
EP3746820B1 (en) * 2018-01-30 2022-02-16 Alcon Inc. Contact lenses with a lubricious coating thereon
US11034789B2 (en) 2018-01-30 2021-06-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices containing localized grafted networks and processes for their preparation and use
EP3745998A4 (en) * 2018-01-31 2021-09-01 KeraMed, Inc. ANTIMICROBIAL POLYMER FOR USE IN OPHTHALMIC IMPLANTS
EP3759528A1 (en) 2018-02-26 2021-01-06 Alcon Inc. Silicone hydrogel contact lenses
US10935695B2 (en) 2018-03-02 2021-03-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
US20210061934A1 (en) 2019-08-30 2021-03-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens displaying improved vision attributes
US10996491B2 (en) 2018-03-23 2021-05-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ink composition for cosmetic contact lenses
US11427685B2 (en) 2018-03-28 2022-08-30 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
CN112041350B (zh) 2018-05-01 2023-10-03 鲍希与洛姆伯股份有限公司 含uv阻断剂的眼用装置和其制备方法
CN110453193A (zh) * 2018-05-07 2019-11-15 亨泰光学股份有限公司 利用电浆辅助化学气相沉积法在隐形眼镜上制备薄膜的方法
EP3802082A1 (en) 2018-06-04 2021-04-14 Alcon Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
EP3802080B1 (en) 2018-06-04 2023-07-19 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
WO2019234591A1 (en) 2018-06-04 2019-12-12 Alcon Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
US11046636B2 (en) 2018-06-29 2021-06-29 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
JP7270486B2 (ja) * 2018-08-02 2023-05-10 信越化学工業株式会社 伸縮性膜及びその形成方法
US10932902B2 (en) 2018-08-03 2021-03-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Dynamically tunable apodized multiple-focus opthalmic devices and methods
US20200073145A1 (en) 2018-09-05 2020-03-05 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Vision care kit
US11493668B2 (en) 2018-09-26 2022-11-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
US11061169B2 (en) 2018-11-15 2021-07-13 Alcon Inc. Contact lens with phosphorylcholine-modified polyvinylalcohols therein
WO2020115570A1 (en) 2018-12-03 2020-06-11 Alcon Inc. Method for making coated silicone hydrogel contact lenses
SG11202104402PA (en) 2018-12-03 2021-06-29 Alcon Inc Method for coated silicone hydrogel contact lenses
SG11202105233QA (en) 2018-12-14 2021-06-29 Alcon Inc Method for making silicone hydrogel contact lenses
WO2020159915A1 (en) 2019-01-29 2020-08-06 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions for contact lenses
WO2020159690A1 (en) 2019-01-30 2020-08-06 Bausch & Lomb Incorporated Crosslinked polymeric network and use thereof
US20220117724A1 (en) * 2019-03-04 2022-04-21 Tohoku University Method of absorbing or discharging water of ophthalmic medical device and ophthalmic medical device
WO2020191157A1 (en) * 2019-03-19 2020-09-24 Signet Armorlite, Inc. Anti-soiling coating for an ophthalmic lens
US11724471B2 (en) 2019-03-28 2023-08-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Methods for the manufacture of photoabsorbing contact lenses and photoabsorbing contact lenses produced thereby
US11648583B2 (en) 2019-04-10 2023-05-16 Alcon Inc. Method for producing coated contact lenses
KR20220005477A (ko) 2019-04-29 2022-01-13 보오슈 앤드 롬 인코포레이팃드 당인지질 중합체 네트워크 및 그의 용도
US11542353B2 (en) 2019-05-13 2023-01-03 Alcon Inc. Method for producing photochromic contact lenses
SG11202111037SA (en) 2019-05-28 2021-12-30 Alcon Inc Method for making opaque colored silicone hydrogel contact lenses
SG11202111038UA (en) 2019-05-28 2021-12-30 Alcon Inc Pad transfer printing instrument and method for making colored contact lenses
US11578176B2 (en) 2019-06-24 2023-02-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogel contact lenses having non-uniform morphology
US20200407324A1 (en) 2019-06-28 2020-12-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable fused tricyclic compounds as absorbers of uv and visible light
US11958824B2 (en) 2019-06-28 2024-04-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Photostable mimics of macular pigment
US20210003754A1 (en) 2019-07-02 2021-01-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Core-shell particles and methods of making and using thereof
US11543683B2 (en) 2019-08-30 2023-01-03 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Multifocal contact lens displaying improved vision attributes
US11891526B2 (en) 2019-09-12 2024-02-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ink composition for cosmetic contact lenses
US11795320B2 (en) 2019-09-20 2023-10-24 Bausch + Lomb Ireland Limited Grafted polymer and use thereof
WO2021090169A1 (en) 2019-11-04 2021-05-14 Alcon Inc. Contact lenses with surfaces having different softness
WO2021105832A1 (en) 2019-11-26 2021-06-03 Alcon Inc. Method for producing contact lenses
JP2023504385A (ja) 2019-12-16 2023-02-03 アルコン インク． 湿潤性シリコーンヒドロゲルコンタクトレンズ
US11360240B2 (en) 2019-12-19 2022-06-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens containing photosensitive chromophore and package therefor
TW202142576A (zh) 2020-01-27 2021-11-16 新加坡商科萊博新加坡私人有限公司 光化可交聯的聚矽氧烷－聚甘油嵌段共聚物及其製造和使用方法
US20210284778A1 (en) 2020-03-11 2021-09-16 Alcon Inc. Photochromic polydiorganosiloxane vinylic crosslinkers
US20210301088A1 (en) 2020-03-18 2021-09-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices containing transition metal complexes as high energy visible light filters
US11618823B2 (en) 2020-03-19 2023-04-04 Alcon Inc. High refractive index siloxane insert materials for embedded contact lenses
WO2021186381A1 (en) 2020-03-19 2021-09-23 Alcon Inc. Insert materials with high oxygen permeability and high refractive index
JP2023518030A (ja) 2020-03-19 2023-04-27 アルコン インク． 埋込式シリコーンヒドロゲルコンタクトレンズ
WO2021186380A1 (en) 2020-03-19 2021-09-23 Alcon Inc. Method for producing embedded or hybrid hydrogel contact lenses
US11905351B2 (en) 2020-04-10 2024-02-20 Envision Biomedical LLC Silicone hydrogel materials
WO2021224855A1 (en) 2020-05-07 2021-11-11 Alcon Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
US20210371731A1 (en) 2020-06-02 2021-12-02 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
US11853013B2 (en) 2020-06-15 2023-12-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Systems and methods for indicating the time elapsed since the occurrence of a triggering event
US20210388141A1 (en) 2020-06-16 2021-12-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Imidazolium zwitterion polymerizable compounds and ophthalmic devices incorporating them
US20210388142A1 (en) 2020-06-16 2021-12-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Amino acid-based polymerizable compounds and ophthalmic devices prepared therefrom
WO2022023966A1 (en) 2020-07-28 2022-02-03 Alcon Inc. Contact lenses with softer lens surfaces
CN116018532A (zh) 2020-08-10 2023-04-25 博士伦爱尔兰有限公司 包装溶液
US20220075210A1 (en) 2020-09-10 2022-03-10 Coopervision International Limited Contact lens
TW202231215A (zh) 2020-09-14 2022-08-16 美商壯生和壯生視覺關懷公司 單一觸碰式隱形眼鏡盒
TW202225787A (zh) 2020-09-14 2022-07-01 美商壯生和壯生視覺關懷公司 單指觸動隱形眼鏡包裝
US20220113558A1 (en) 2020-10-13 2022-04-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens position and rotation control using the pressure of the eyelid margin
CN112279970B (zh) * 2020-10-21 2022-04-01 江苏海洋大学 一种端羟基聚合物在制备多功能互穿网络聚合物中的应用
US11945181B2 (en) 2020-10-28 2024-04-02 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
US11886045B2 (en) 2020-11-04 2024-01-30 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
EP4240579A1 (en) 2020-11-04 2023-09-13 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
WO2022098740A1 (en) * 2020-11-05 2022-05-12 Quantum Innovations, Inc. Antibacterial and/or antiviral treatment composition for optical components and method of application
US20230276917A1 (en) 2020-12-13 2023-09-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages and methods of opening
WO2022130089A1 (en) 2020-12-18 2022-06-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Photostable mimics of macular pigment
CN112812307B (zh) * 2020-12-31 2022-06-17 江苏海伦隐形眼镜有限公司 单封端两亲性有机硅氧烷大分子单体、硅水凝胶、角膜接触镜及制备方法
US20220220417A1 (en) 2021-01-12 2022-07-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Compositions for Ophthalmologic Devices
WO2022172154A1 (en) 2021-02-09 2022-08-18 Alcon Inc. Hydrophilized polydiorganosiloxane vinylic crosslinkers
TWI754546B (zh) * 2021-02-09 2022-02-01 望隼科技股份有限公司 隱形眼鏡的製造方法
CA3211848A1 (en) 2021-03-05 2022-09-09 Bausch + Lomb Ireland Limited Molds for production of ophthalmic devices
US20220283338A1 (en) 2021-03-08 2022-09-08 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
US20220288270A1 (en) 2021-03-11 2022-09-15 Bausch + Lomb Ireland Limited Packaging solutions
JP2024508842A (ja) 2021-03-23 2024-02-28 アルコン インク． 高屈折率のポリシロキサンビニル架橋剤
WO2022201072A1 (en) 2021-03-24 2022-09-29 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
KR20230144635A (ko) 2021-04-01 2023-10-16 알콘 인코포레이티드 내장형 히드로겔 콘택트 렌즈의 제조 방법
EP4313567A1 (en) 2021-04-01 2024-02-07 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
WO2022208447A1 (en) 2021-04-01 2022-10-06 Alcon Inc. Embedded hydrogel contact lenses
WO2022224717A1 (ja) 2021-04-19 2022-10-27 国立研究開発法人物質・材料研究機構 軟質眼用レンズ及びその製造方法
US20220411115A1 (en) 2021-05-26 2022-12-29 Bausch + Lomb Ireland Limited Packaging solutions
WO2022263994A1 (en) 2021-06-14 2022-12-22 Alcon Inc. Multifocal diffractive silicone hydrogel contact lenses
US20230037781A1 (en) 2021-06-30 2023-02-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Transition metal complexes as visible light absorbers
US20230096315A1 (en) 2021-08-31 2023-03-30 Bausch + Lomb Ireland Limited Ophthalmic devices
US20230097637A1 (en) 2021-08-31 2023-03-30 Bausch + Lomb Ireland Limited Ophthalmic devices
CA3173598A1 (en) 2021-09-13 2023-03-13 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages and methods of handling and manufacture
US11912800B2 (en) 2021-09-29 2024-02-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Amide-functionalized polymerization initiators and their use in the manufacture of ophthalmic lenses
WO2023052890A1 (en) 2021-09-29 2023-04-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Anthraquinone-functionalized polymerization initiators and their use in the manufacture of ophthalmic lenses
WO2023052889A1 (en) 2021-09-29 2023-04-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Amide-functionalized polymerization initiators and their use in the manufacture of ophthalmic lenses
US20230176251A1 (en) 2021-09-29 2023-06-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses and their manufacture by in-mold modification
FR3127758A1 (fr) * 2021-10-05 2023-04-07 S.N.F. Sa Composition polymerique epaissisante pour composition cosmetique et detergente
US11708209B2 (en) 2021-11-05 2023-07-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Touchless contact lens packages and methods of handling
US20230159202A1 (en) 2021-11-23 2023-05-25 Bausch + Lomb Ireland Limited Method for making a preservative-free packaged ophthalmic device product
TW202335928A (zh) 2021-12-08 2023-09-16 美商壯生和壯生視覺關懷公司 具鏡片升高臂的隱形眼鏡包裝及拿取方法
WO2023105470A1 (en) 2021-12-08 2023-06-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Slotted contact lens packages and methods of handling
TW202340053A (zh) 2021-12-13 2023-10-16 美商壯生和壯生視覺關懷公司 使鏡片滑動或傾斜轉移的隱形眼鏡包裝盒及處理方法
TW202332416A (zh) 2021-12-14 2023-08-16 美商壯生和壯生視覺關懷公司 具有扭轉或套管桿件的隱形眼鏡包裝及拿取方法
WO2023111852A1 (en) 2021-12-15 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. No-touch contact lens packages and methods of handling
WO2023111851A1 (en) 2021-12-15 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Solutionless contact lens packages and methods of manufacture
WO2023111941A1 (en) 2021-12-16 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. No-touch contact lens packages and methods of handling
TW202337346A (zh) 2021-12-16 2023-10-01 美商壯生和壯生視覺關懷公司 增壓或真空密封的隱形眼鏡包裝
WO2023111943A1 (en) 2021-12-17 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages having a pivot mechanism and methods of handling
WO2023111947A1 (en) 2021-12-17 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens dispenser
US20230296807A1 (en) 2021-12-20 2023-09-21 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses containing light absorbing regions and methods for their preparation
WO2023209569A1 (en) 2022-04-26 2023-11-02 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US20230339149A1 (en) 2022-04-26 2023-10-26 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US20230348718A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Light-filtering materials for biomaterial integration and methods thereof
US20230348717A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Particle surface modification to increase compatibility and stability in hydrogels
US20230350230A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Using particles for light filtering
US11971518B2 (en) 2022-04-28 2024-04-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Shape engineering of particles to create a narrow spectral filter against a specific portion of the light spectrum
US11733440B1 (en) 2022-04-28 2023-08-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Thermally stable nanoparticles and methods thereof
US20230364832A1 (en) 2022-04-28 2023-11-16 Alcon Inc. Method for making uv and hevl-absorbing ophthalmic lenses
WO2023209630A1 (en) 2022-04-29 2023-11-02 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
WO2023218324A1 (en) 2022-05-09 2023-11-16 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US20230374225A1 (en) 2022-05-23 2023-11-23 Alcon Inc. Method for making hevl-filtering contact lenses
US20230374306A1 (en) 2022-05-23 2023-11-23 Alcon Inc. Uv/hevl-filtering contact lenses
WO2023228074A1 (en) 2022-05-25 2023-11-30 Alcon Inc. Sandwich colored hydrogel contact lenses
WO2023228106A1 (en) 2022-05-25 2023-11-30 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
WO2023242688A1 (en) 2022-06-16 2023-12-21 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices containing photostable mimics of macular pigment and other visible light filters
US20240092043A1 (en) 2022-08-17 2024-03-21 Alcon Inc. Contact lens with a hydrogel coating thereon
US20240099435A1 (en) 2022-09-27 2024-03-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Flat contact lens packages and methods of handling
US20240099434A1 (en) 2022-09-27 2024-03-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens package with draining port
US20240122321A1 (en) 2022-10-18 2024-04-18 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages having an absorbent member
CN117784447B (zh) * 2024-02-27 2024-05-10 四川兴泰普乐医疗科技有限公司 一种高效保湿软性亲水接触镜

Family Cites Families (342)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2718516A (en) 1952-11-08 1955-09-20 Rohm & Haas Isocyanato esters of acrylic, methacrylic, and crotonic acids
US3228741A (en) 1962-06-29 1966-01-11 Mueller Welt Contact Lenses In Corneal contact lens fabricated from transparent silicone rubber
US3220972A (en) 1962-07-02 1965-11-30 Gen Electric Organosilicon process using a chloroplatinic acid reaction product as the catalyst
US3284406A (en) 1963-12-18 1966-11-08 Dow Corning Organosiloxane encapsulating resins
US3341490A (en) 1964-08-13 1967-09-12 Dow Corning Blends of two polysiloxane copolymers with silica
FR1526934A (fr) 1966-12-01 1968-05-31 Commissariat Energie Atomique Procédé de préparation des silicones hydrophiles par greffage radiochimique
US3518324A (en) 1967-08-21 1970-06-30 Dow Corning Optical compositions of silicone rubber
US3925178A (en) 1970-04-17 1975-12-09 Hymie D Gesser Contact lenses
US3810875A (en) 1970-09-08 1974-05-14 D Rice Fluorine-containing block copolymers
US3708225A (en) 1971-06-09 1973-01-02 Mbt Corp Coated synthetic plastic lens
US3916033A (en) 1971-06-09 1975-10-28 High Voltage Engineering Corp Contact lens
US3959105A (en) 1972-12-27 1976-05-25 Agfa-Gevaert, A.G. Process for the production of hydrophilic surfaces on silicon elastomer articles
US3808178A (en) 1972-06-16 1974-04-30 Polycon Laboratories Oxygen-permeable contact lens composition,methods and article of manufacture
USRE31406E (en) 1972-06-16 1983-10-04 Syntex (U.S.A.) Inc. Oxygen permeable contact lens composition, methods and article of manufacture
US3935342A (en) 1973-02-09 1976-01-27 Merck Patent Gesellschaft Mit Beschrankter Haftung Hydrophilization of non-polar surfaces
US4062627A (en) 1973-08-06 1977-12-13 Essilor International (Compagnie Generale D'optique S.A.) Flexible contact lens
US3959102A (en) 1973-08-06 1976-05-25 Essilor International (Compagnie Generale D'optique S.A.) Method for preparing a crosslinked graft copolymer of silicone and polyvinylpyrrolidone for use as a contact lens, and a contact lens produced thereby
US4095878A (en) 1974-03-28 1978-06-20 Titmus Eurocon Kontaktlinsen Gmbh & Co. Kg Soft contact lens with flattened region for automatic orientation
US4197266A (en) 1974-05-06 1980-04-08 Bausch & Lomb Incorporated Method for forming optical lenses
DE2423531C3 (de) 1974-05-15 1979-03-08 Wacker-Chemie Gmbh, 8000 Muenchen Verfahren zur Herstellung von zu Elastomeren härtbaren Organopolysiloxanmassen
US4099859A (en) 1974-12-02 1978-07-11 High Voltage Engineering Corporation Contact lens having a smooth surface layer of a hydrophilic polymer
US4208362A (en) 1975-04-21 1980-06-17 Bausch & Lomb Incorporated Shaped body of at least two polymerized materials and method to make same
US3996189A (en) 1975-04-29 1976-12-07 American Optical Corporation Optically clear filled silicone elastomers
US3996187A (en) 1975-04-29 1976-12-07 American Optical Corporation Optically clear filled silicone elastomers
US4114993A (en) 1976-01-21 1978-09-19 American Optical Corporation Finished silicone contact lenses
US4097657A (en) 1976-04-07 1978-06-27 Diamond Shamrock Corporation Surface-treated soft contact lenses
US4423195A (en) 1976-04-15 1983-12-27 Danker Laboratories, Inc. Ocular membrane and method for preparation thereof
US4169119A (en) 1976-04-15 1979-09-25 Permavision Method of molding an ocular membrane
US4245069A (en) 1978-12-28 1981-01-13 Permavision Polysiloxane composition
US4225631A (en) 1976-04-19 1980-09-30 Itek Corporation Abrasion resistant coatings for unsaturated polymeric substrates
US4166255A (en) * 1976-06-14 1979-08-28 Minnesota Mining And Manufacturing Company Hybrid corneal contact lens
US4120570A (en) 1976-06-22 1978-10-17 Syntex (U.S.A.) Inc. Method for correcting visual defects, compositions and articles of manufacture useful therein
US4143949A (en) 1976-10-28 1979-03-13 Bausch & Lomb Incorporated Process for putting a hydrophilic coating on a hydrophobic contact lens
US4112207A (en) * 1976-10-29 1978-09-05 The Dow Chemical Company Radiation-curable polymers bearing quaternary nitrogen groups
US4343927A (en) 1976-11-08 1982-08-10 Chang Sing Hsiung Hydrophilic, soft and oxygen permeable copolymer compositions
US4182822A (en) 1976-11-08 1980-01-08 Chang Sing Hsiung Hydrophilic, soft and oxygen permeable copolymer composition
FR2385763A1 (fr) 1977-03-31 1978-10-27 Essilor Int Procede de preparation de copolymeres greffes de silicones
US4156066A (en) 1977-06-23 1979-05-22 Tyndale Plains - Hunter Ltd. Polyurethane polymers characterized by lactone groups and hydroxyl groups in the polymer backbone
US4136250A (en) * 1977-07-20 1979-01-23 Ciba-Geigy Corporation Polysiloxane hydrogels
US4208506A (en) 1977-07-25 1980-06-17 Bausch & Lomb Incorporated Polyparaffinsiloxane shaped article for use in biomedical applications
US4189546A (en) * 1977-07-25 1980-02-19 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane shaped article for use in biomedical applications
US4153641A (en) * 1977-07-25 1979-05-08 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane composition and contact lens
US4291953A (en) 1977-11-04 1981-09-29 Permavision Ocular membrane and method for preparation thereof
JPS5466853A (en) 1977-11-08 1979-05-29 Toyo Contact Lens Co Ltd Soft contact lens
US4130708A (en) * 1977-12-09 1978-12-19 Ppg Industries, Inc. Siloxane urethane acrylate radiation curable compounds for use in coating compositions
DE2756114B1 (de) * 1977-12-16 1979-05-23 Titmus Eurocon Kontaktlinsen Verfahren zur Oberflaechenbehandlung einer harten oder dehydratisierten hydrophilen Kontaktlinse
US4152508A (en) 1978-02-15 1979-05-01 Polymer Technology Corporation Silicone-containing hard contact lens material
US4198131A (en) 1978-03-23 1980-04-15 Dow Corning Corporation Silicone resin optical devices
US4217038A (en) 1978-06-05 1980-08-12 Bausch & Lomb Incorporated Glass coated polysiloxane contact lens
US4228269A (en) 1978-06-08 1980-10-14 Wesley-Jessen Inc. Contact lenses of high gas permeability
US4668558A (en) 1978-07-20 1987-05-26 Minnesota Mining And Manufacturing Company Shaped plastic articles having replicated microstructure surfaces
US4576850A (en) 1978-07-20 1986-03-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Shaped plastic articles having replicated microstructure surfaces
US4582885A (en) 1978-07-20 1986-04-15 Minnesota Mining And Manufacturing Company Shaped plastic articles having replicated microstructure surfaces
US4186026A (en) 1978-10-30 1980-01-29 American Optical Corporation Abrasion-resistant coating composition
US4195030A (en) 1979-01-10 1980-03-25 Bausch & Lomb Incorporated Preparation of monomeric organosilicon esters
US4294974A (en) 1979-01-31 1981-10-13 American Optical Corporation Hydrophilic silicone compounds and contact lenses containing polymers thereof
US4261875A (en) 1979-01-31 1981-04-14 American Optical Corporation Contact lenses containing hydrophilic silicone polymers
DE2917754A1 (de) 1979-05-02 1980-11-13 Wacker Chemie Gmbh Hydrophile, vernetzte, modifizierte organopolysiloxane verfahren zu ihrer herstellung und ihre verwendung
US4242483A (en) 1979-08-13 1980-12-30 Novicky Nick N Oxygen permeable hard and semi-hard contact lens compositions, methods and articles of manufacture
US4303772A (en) 1979-09-04 1981-12-01 George F. Tsuetaki Oxygen permeable hard and semi-hard contact lens compositions methods and articles of manufacture
US4276402A (en) 1979-09-13 1981-06-30 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane/acrylic acid/polcyclic esters of methacrylic acid polymer contact lens
US4254248A (en) 1979-09-13 1981-03-03 Bausch & Lomb Incorporated Contact lens made from polymers of polysiloxane and polycyclic esters of acrylic acid or methacrylic acid
US4277595A (en) 1979-09-13 1981-07-07 Bausch & Lomb Incorporated Water absorbing contact lenses made from polysiloxane/acrylic acid polymer
US4312575A (en) 1979-09-18 1982-01-26 Peyman Gholam A Soft corneal contact lens with tightly cross-linked polymer coating and method of making same
US4259467A (en) 1979-12-10 1981-03-31 Bausch & Lomb Incorporated Hydrophilic contact lens made from polysiloxanes containing hydrophilic sidechains
US4260725A (en) 1979-12-10 1981-04-07 Bausch & Lomb Incorporated Hydrophilic contact lens made from polysiloxanes which are thermally bonded to polymerizable groups and which contain hydrophilic sidechains
FR2483310A1 (fr) 1980-05-29 1981-12-04 Fibar Ste Civile Immob Procede de traitement permettant de rendre hydrophiles des lentilles corneennes de contact
US4332922A (en) 1980-07-18 1982-06-01 Titmus Eurocon Process for rendering silicone rubber contact lenses hydrophilic
US4433111A (en) * 1980-10-14 1984-02-21 Kelvin Lenses Limited Fluorine-containing hydrogel-forming polymeric materials
US4454309A (en) 1980-11-12 1984-06-12 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane polyene compositions
US4439585A (en) 1980-11-12 1984-03-27 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane diacrylate compositions as carrier for pharmacological agents
US4496535A (en) 1980-11-12 1985-01-29 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane polyene compositions
US4359558A (en) 1980-11-12 1982-11-16 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane diacrylate compositions
US4408023A (en) 1980-11-12 1983-10-04 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane diacrylate compositions useful for contact lenses and the like
US4439584A (en) 1980-11-12 1984-03-27 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Gas and ion permeable membranes formed of polyurethane diacrylate compositions
US4424305A (en) 1980-11-12 1984-01-03 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Surgical implants formed of polyurethane diacrylate compositions
US4439583A (en) 1980-11-12 1984-03-27 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane diacrylate compositions useful in forming canulae
DE3106186A1 (de) 1981-02-19 1982-09-09 Wacker-Chemie GmbH, 8000 München Verfahren zur herstellung von organopolysiloxanen und verwendung dieser organop
US4341889A (en) 1981-02-26 1982-07-27 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane composition and biomedical devices
US4327203A (en) 1981-02-26 1982-04-27 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane with cycloalkyl modifier composition and biomedical devices
US4355147A (en) 1981-02-26 1982-10-19 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane with polycyclic modifier composition and biomedical devices
US4555372A (en) 1981-03-23 1985-11-26 Bausch & Lomb Incorporated Rotational molding of contact lenses
US4792414A (en) 1981-04-20 1988-12-20 Alcon Laboratories, Inc. Cleaning agent for optical surfaces
US4365050A (en) 1981-07-15 1982-12-21 Ivani Edward J Amino-polysaccharides and copolymers thereof for contact lenses and ophthalmic compositions
US4447562A (en) 1981-07-15 1984-05-08 Ivani Edward J Amino-polysaccharides and copolymers thereof for contact lenses and ophthalmic compositions
US4355135A (en) 1981-11-04 1982-10-19 Dow Corning Corporation Tintable abrasion resistant coatings
US4436887A (en) 1981-11-12 1984-03-13 Bausch & Lomb Incorporated N-Vinyl lactam based biomedical devices
US4454295A (en) 1981-11-16 1984-06-12 Uco Optics, Inc. Cured cellulose ester, method of curing same, and use thereof
US4395496A (en) 1981-11-16 1983-07-26 Uco Optics, Inc. Cured cellulose ester, method of curing same, and use thereof
US4410674A (en) 1981-11-17 1983-10-18 Ivani Edward J Silicone-vinyl acetate composition for contact lenses
US4826936A (en) 1981-12-04 1989-05-02 Polymer Technology Corp. Silicone-containing contact lens material and contact lenses made thereof
US4424328A (en) * 1981-12-04 1984-01-03 Polymer Technology Corporation Silicone-containing contact lens material and contact lenses made thereof
US4440918A (en) 1982-01-18 1984-04-03 Minnesota Mining And Manufacturing Company Contact lens containing a fluorinated telechelic polyether
US4818801A (en) 1982-01-18 1989-04-04 Minnesota Mining And Manufacturing Company Ophthalmic device comprising a polymer of a telechelic perfluoropolyether
US4550139A (en) 1982-03-22 1985-10-29 Petrarch Systems, Inc. Mixtures of polyacrylate resins and siloxane-styrene copolymers
US4478981A (en) 1982-03-22 1984-10-23 Petrarch Systems Inc. Mixtures of polyacrylate resins and siloxane carbonate copolymers
US4463149A (en) * 1982-03-29 1984-07-31 Polymer Technology Corporation Silicone-containing contact lens material and contact lenses made thereof
AU546039B2 (en) * 1982-05-08 1985-08-08 Menicon Co., Ltd Oxygen permeable hard contact lens
US4626292A (en) 1982-06-01 1986-12-02 Sherman Laboratories, Inc. Soft contact lens wetting and preservation method
JPS58216222A (ja) * 1982-06-11 1983-12-15 Nippon Contact Lens Seizo Kk 透明性及び親水性に優れたコンタクトレンズの製造法
JPS5919918A (ja) * 1982-07-27 1984-02-01 Hoya Corp 酸素透過性ハ−ドコンタクトレンズ
EP0108886A3 (en) * 1982-09-20 1984-11-14 Ciba-Geigy Ag Silicone-containing hard contact lens materials having increased oxygen permeability
US4625007A (en) 1982-09-30 1986-11-25 Polymer Technology Corporation Silicone-containing contact lens material and contact lenses made thereof
US4486577A (en) 1982-10-12 1984-12-04 Ciba-Geigy Corporation Strong, silicone containing polymers with high oxygen permeability
US4563565A (en) 1983-03-02 1986-01-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method for forming a peripheral edge on contact lenses
US4487905A (en) 1983-03-14 1984-12-11 Dow Corning Corporation Wettable silicone resin optical devices and curable compositions therefor
US4543398A (en) 1983-04-28 1985-09-24 Minnesota Mining And Manufacturing Company Ophthalmic devices fabricated from urethane acrylates of polysiloxane alcohols
US4495361A (en) 1983-04-29 1985-01-22 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane composition with improved surface wetting characteristics and biomedical devices made thereof
US4652622A (en) * 1983-04-29 1987-03-24 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane composition with improved surface wetting characteristics and biomedical devices made thereof
US4527293A (en) 1983-05-18 1985-07-09 University Of Miami Hydrogel surface of urological prosthesis
US4465738A (en) 1983-06-15 1984-08-14 Borg-Warner Corporation Wettable coatings for inorganic substrates
US4528301A (en) 1983-06-23 1985-07-09 Gbf, Inc. Oxygen permeable, styrene based, contact lens material
US4616045A (en) 1983-06-23 1986-10-07 Gbf, Inc. Process of preparing an oxygen permeable, styrene based, contact lens material
JPS6020910A (ja) 1983-07-15 1985-02-02 Shin Etsu Chem Co Ltd 塩化ビニル系共重合体の製造方法
US4500676A (en) 1983-12-15 1985-02-19 Biomatrix, Inc. Hyaluronate modified polymeric articles
US4602074A (en) 1983-12-20 1986-07-22 Nippon Contact Lens Manufacturing Ltd. Contact lens material
JPS60146219A (ja) 1984-01-11 1985-08-01 Toray Ind Inc 樹脂の製造方法
JPS60163901A (ja) 1984-02-04 1985-08-26 Japan Synthetic Rubber Co Ltd プラズマ重合処理方法
JPS60225115A (ja) 1984-04-23 1985-11-09 Shin Etsu Chem Co Ltd コンタクトレンズ
EP0170141B1 (de) 1984-07-28 1988-05-18 Bayer Ag Verfahren zur Herstellung eines Kontaktlinsen-Halbfertigzeugs
US4582884A (en) 1984-08-31 1986-04-15 Paragon Optical, Inc. Lens composition, article and method of manufacture
US4605712A (en) * 1984-09-24 1986-08-12 Ciba-Geigy Corporation Unsaturated polysiloxanes and polymers thereof
US4769431A (en) 1984-12-04 1988-09-06 Paragon Optical Inc. Polyacryloxyalkylsilanol lens composition, articles and method of manufacture
JPS61138613A (ja) 1984-12-10 1986-06-26 Toyo Contact Lens Co Ltd 酸素透過性軟質コンタクトレンズ用材料
DE3445094A1 (de) 1984-12-11 1986-06-19 Bayer Ag, 5090 Leverkusen Weiche kontaktoptische gegenstaende
DE3445093A1 (de) 1984-12-11 1986-06-19 Bayer Ag, 5090 Leverkusen Hydrophile copolymere, deren verwendung als biomedizinische materialien und hieraus hergestellte kontaktoptische gegenstaende
US4663409A (en) 1984-12-24 1987-05-05 Bausch & Lomb Incorporated Alpha, beta-unsaturated carbonyl modified amino acid monomer and polymers for biomedical uses
US4546123A (en) 1984-12-28 1985-10-08 Alcon Laboratories, Inc. Polymer hydrogels adapted for use as soft contact lenses, and method of preparing same
US4731080A (en) 1985-01-18 1988-03-15 Galin Miles A Coated intraocular lens
US5002979A (en) 1985-01-29 1991-03-26 Bausch & Lomb Incorporated Extended-wear lenses
US5084537A (en) 1985-01-29 1992-01-28 Bausch & Lomb, Incorporated UV-absorbing extended-wear Lenses
US4829137A (en) 1985-01-29 1989-05-09 Bausch & Lomb Incorporated Continuous-wear highly oxygen permeable contact lenses
US4711943A (en) * 1985-04-26 1987-12-08 Sola U.S.A. Inc. Hydrophilic siloxane monomers and dimers for contact lens materials, and contact lenses fabricated therefrom
DE3517615A1 (de) 1985-05-15 1986-11-20 Titmus Eurocon Kontaktlinsen GmbH, 8750 Aschaffenburg Hydrophiler siliconkautschukkoerper und verfahren zu seiner herstellung
DE3517612A1 (de) 1985-05-15 1987-01-02 Titmus Eurocon Kontaktlinsen Modifizierter siliconkautschuk und seine verwendung als material fuer eine optische linse sowie optische linse aus diesem material
CS251890B1 (en) 1985-05-20 1987-08-13 Jiri Sulc Hydrophilic silicon composition and method of its production
US4664657A (en) 1985-06-18 1987-05-12 Becton, Dickinson And Company Lubricant for catheter assemblies employing thermoplastic catheters
IT1187676B (it) 1985-07-03 1987-12-23 Montefluos Spa Processo per la lubrificazione di organi accessori di cassette contenenti nastri magnetici
JPS6210616A (ja) * 1985-07-09 1987-01-19 Seiko Epson Corp コンタクトレンズ
US4687816A (en) * 1985-08-14 1987-08-18 Sola U.S.A. Inc. Surface treatment of soft contact lenses
US4666249A (en) 1985-08-14 1987-05-19 Sola U.S.A. Inc. Surface-treated contact lens and method of producing
US5091204A (en) 1985-08-23 1992-02-25 Weshington Research Foundation Polymeric intraocular lens material having improved surface properties
US4740282A (en) 1985-08-30 1988-04-26 Gesser Hyman D Hydrophilization of hydrophobic intraocular lenses
JPS6254220A (ja) 1985-09-03 1987-03-09 Nippon Contact Lens:Kk コンタクトレンズ材料
US4727172A (en) 1985-09-12 1988-02-23 Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. Method for the preparation of an organosiloxane oligomer and a novel organosiloxane oligomer thereby
US4732715A (en) 1985-09-20 1988-03-22 Bausch & Lomb Incorporated Manufacture of polymeric contact lenses
US4737322A (en) 1985-09-27 1988-04-12 Staar Surgical Company Intraocular lens structure with polyimide haptic portion and methods for fabrication
US4686267A (en) * 1985-10-11 1987-08-11 Polymer Technology Corporation Fluorine containing polymeric compositions useful in contact lenses
US4761436A (en) 1985-10-21 1988-08-02 Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. Contact lens comprising triorganovinylsilane polymers
JPS6294819A (ja) * 1985-10-21 1987-05-01 Shin Etsu Chem Co Ltd コンタクトレンズ
US4737558A (en) 1985-11-25 1988-04-12 Alcon Laboratories, Inc. Siloxane copolymers for ophthalmic applications
US4659777A (en) 1985-11-27 1987-04-21 Thoratec Laboratories Corp. Polysiloxane/poly(oxazoline) copolymers
US4948855A (en) 1986-02-06 1990-08-14 Progressive Chemical Research, Ltd. Comfortable, oxygen permeable contact lenses and the manufacture thereof
DE3708308A1 (de) 1986-04-10 1987-10-22 Bayer Ag Kontaktoptische gegenstaende
US4661573A (en) 1986-04-14 1987-04-28 Paragon Optical Inc. Lens composition articles and method of manufacture
US4871785A (en) 1986-08-13 1989-10-03 Michael Froix Clouding-resistant contact lens compositions
US4752627A (en) 1986-08-13 1988-06-21 Michael Froix Clouding-resistant contact lens compositions
US4780488A (en) 1986-08-29 1988-10-25 Ciba-Geigy Corporation Wettable, flexible, oxygen permeable, substantially non-swellable contact lens containing polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
JP2532406B2 (ja) 1986-09-30 1996-09-11 ホ−ヤ株式会社 耐衝撃性の優れた酸素透過性ハ−ドコンタクトレンズ用材料
US4740533A (en) * 1987-07-28 1988-04-26 Ciba-Geigy Corporation Wettable, flexible, oxygen permeable, substantially non-swellable contact lens containing block copolymer polysiloxane-polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
DE3639561A1 (de) * 1986-11-20 1988-06-01 Baumann Hanno Verfahren zur herstellung von nicht-thrombogenen substraten
US5712327A (en) 1987-01-07 1998-01-27 Chang; Sing-Hsiung Soft gas permeable contact lens having improved clinical performance
US4762887A (en) 1987-01-15 1988-08-09 Wacker Silicones Corporation Process for preparing acrylate-functional organopolysiloxane-urethane copolymers
US4780515A (en) 1987-02-05 1988-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Continuous-wear lenses having improved physical properties
US5013808A (en) 1987-02-11 1991-05-07 Genesee Polymers Corporation Method of preparing alkoxy silane and a silicone containing resin
JPS63216574A (ja) 1987-03-06 1988-09-08 キヤノン株式会社 眼内レンズ用組成物
US4803254A (en) 1987-03-11 1989-02-07 Iolab Corporation Vinylsilylalkoxy arylbenzotriazole compounds and UV absorbing compositions made therefrom
US5270418A (en) 1987-04-02 1993-12-14 Bausch & Lomb Incorporated Polymer compositions for contact lenses
US5006622A (en) 1987-04-02 1991-04-09 Bausch & Lomb Incorporated Polymer compositions for contact lenses
US5236969A (en) 1987-04-02 1993-08-17 Bausch & Lomb Incorporated Polymer compositions for contact lenses
US5094876A (en) 1987-04-10 1992-03-10 University Of Florida Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like
US4806382A (en) 1987-04-10 1989-02-21 University Of Florida Ocular implants and methods for their manufacture
US5100689A (en) 1987-04-10 1992-03-31 University Of Florida Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like
US4961954A (en) 1987-04-10 1990-10-09 University Of Florida Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like
US4923906A (en) 1987-04-30 1990-05-08 Ciba-Geigy Corporation Rigid, gas-permeable polysiloxane contact lenses
US4837289A (en) 1987-04-30 1989-06-06 Ciba-Geigy Corporation UV- and heat curable terminal polyvinyl functional macromers and polymers thereof
US5244799A (en) * 1987-05-20 1993-09-14 Anderson David M Preparation of a polymeric hydrogel containing micropores and macropores for use as a cell culture substrate
US5238613A (en) * 1987-05-20 1993-08-24 Anderson David M Microporous materials
US4859383A (en) 1987-06-01 1989-08-22 Bio Med Sciences, Inc. Process of producing a composite macrostructure of organic and inorganic materials
US4849285A (en) 1987-06-01 1989-07-18 Bio Med Sciences, Inc. Composite macrostructure of ceramic and organic biomaterials
US4857606A (en) 1987-06-05 1989-08-15 Ciga-Geigy Corporation Wettable, flexible, oxygen permeable, substantially non-swellable contact lens containing polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
US4812598A (en) * 1987-06-18 1989-03-14 Ocular Technologies, Inc. Gas permeable contact lens and method and materials for its manufacture
US5074877A (en) 1987-07-02 1991-12-24 Nordan Lee T Intraocular multifocal lens
US4894231A (en) 1987-07-28 1990-01-16 Biomeasure, Inc. Therapeutic agent delivery system
US4822849A (en) 1987-08-03 1989-04-18 Reichhold Chemicals, Inc. Low shrink hybrid resins
DE3726028A1 (de) 1987-08-05 1989-02-16 Wacker Chemie Gmbh Verfahren zur herstellung von niedermolekularen organo-(poly)siloxanen
US4833262A (en) 1987-08-12 1989-05-23 Bausch & Lomb Incorporated Oxygen permeable polymeric materials
DE3729457A1 (de) 1987-09-03 1989-03-16 Bayer Ag Kontaktoptische gegenstaende
FR2622201B1 (fr) 1987-10-23 1990-03-23 Essilor Int Elastomere de silicones mouillable convenant a la fabrication de lentilles de contact
US4938827A (en) 1987-11-10 1990-07-03 Hewlett-Packard Company Preparation of a silicone rubber-polyester composite products
US5128408A (en) 1987-11-16 1992-07-07 Toyo Boseki Kabushiki Kaisha Gas-permeable material with excellent compatibility with blood
US5258490A (en) 1987-12-14 1993-11-02 Chang Sing Hsiung Non-irritating soft gas permeable contact lens and process for producing same
US4918120A (en) 1988-02-03 1990-04-17 Reichhold Chemicals, Inc. Low styrene emission unsaturated polyester resins
US4910277A (en) 1988-02-09 1990-03-20 Bambury Ronald E Hydrophilic oxygen permeable polymers
US4810764A (en) * 1988-02-09 1989-03-07 Bausch & Lomb Incorporated Polymeric materials with high oxygen permeability and low protein substantivity
US4943460A (en) 1988-02-19 1990-07-24 Snyder Laboratories, Inc. Process for coating polymer surfaces and coated products produced using such process
US5070170A (en) * 1988-02-26 1991-12-03 Ciba-Geigy Corporation Wettable, rigid gas permeable, substantially non-swellable contact lens containing block copolymer polysiloxane-polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
US5070169A (en) * 1988-02-26 1991-12-03 Ciba-Geigy Corporation Wettable, flexible, oxygen permeable contact lens containing block copolymer polysiloxane-polyoxyalkylene backbone units and use thereof
EP0330616B1 (en) * 1988-02-26 1991-06-05 Ciba-Geigy Ag Wettable, flexible, oxygen permeable contact lens containing block copolymer polysiloxane-polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
US4943150A (en) 1988-03-22 1990-07-24 Bausch & Lomb Incorporated Method of making variable modulus lenses
JPH0761357B2 (ja) 1988-03-28 1995-07-05 ホーヤ株式会社 眼内レンズ
US5371142A (en) 1988-04-21 1994-12-06 Sumitomo Dow Limited Thermoplastic resin composition comprising a polyester, a polycarbonate and a copolymer of an olefin rubber
US5008115A (en) 1988-04-22 1991-04-16 Dow Corning Corporation Matrix for release of active ingredients
US4840796A (en) 1988-04-22 1989-06-20 Dow Corning Corporation Block copolymer matrix for transdermal drug release
US4921205A (en) * 1988-05-17 1990-05-01 Sola Usa, Inc. Lens mold assembly
US5073583A (en) 1988-06-06 1991-12-17 Dow Corning Corporation Organosiloxane elastomers exhibiting improved physical properties
US5011275A (en) 1988-07-05 1991-04-30 Ciba-Geigy Corporation Dimethylacrylamide-copolymer hydrogels with high oxygen permeability
US4954587A (en) 1988-07-05 1990-09-04 Ciba-Geigy Corporation Dimethylacrylamide-copolymer hydrogels with high oxygen permeability
WO1990000411A1 (en) 1988-07-08 1990-01-25 Mitsubishi Rayon Co., Ltd. Oxygen-permeable molding and process for its production
US4977229A (en) 1988-09-22 1990-12-11 The University Of Southern Mississippi Polymeric compositions for optical devices
US5053048A (en) 1988-09-22 1991-10-01 Cordis Corporation Thromboresistant coating
US5106930A (en) 1988-09-28 1992-04-21 Ioptex Research Inc. Contact lenses
US5010155A (en) 1988-09-28 1991-04-23 Ciba-Geigy Corporation Vinyl-urethane substituted hydroxyethyl cellulose
US4983702A (en) 1988-09-28 1991-01-08 Ciba-Geigy Corporation Crosslinked siloxane-urethane polymer contact lens
EP0362137A3 (en) 1988-09-28 1991-09-04 Ciba-Geigy Ag Molded polymers with hydrophilic surfaces, and process for making them
US4962178A (en) 1988-11-03 1990-10-09 Ciba-Geigy Corporation Novel polysiloxane-polyurethanes and contact lens thereof
US4948485A (en) 1988-11-23 1990-08-14 Plasmacarb Inc. Cascade arc plasma torch and a process for plasma polymerization
US5039459A (en) 1988-11-25 1991-08-13 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Method of forming shaped hydrogel articles including contact lenses
JPH0733064B2 (ja) * 1988-12-07 1995-04-12 ダイアホイルヘキスト株式会社 ポリエステル系収縮フィルム
DE3921669A1 (de) 1988-12-23 1990-07-05 Bayer Ag Lichtpolarisierende filme oder folien enthaltend stilbenfarbstoffe
US4968532A (en) 1989-01-13 1990-11-06 Ciba-Geigy Corporation Process for graft copolymerization on surfaces of preformed substrates to modify surface properties
US4978481A (en) 1989-01-13 1990-12-18 Ciba-Geigy Corporation Process for the encapsulation of preformed substrates by graft copolymerization
US4965026A (en) 1989-01-13 1990-10-23 Ciba-Geigy Corporation Process for hydroxylating hydrophobic polymer surfaces
US5104213A (en) 1989-01-17 1992-04-14 Wolfson Leonard G Polymer buttons having holes therein and contact lenses manufactured therefrom and method of manufacture
US4954586A (en) 1989-01-17 1990-09-04 Menicon Co., Ltd Soft ocular lens material
US4925668A (en) 1989-01-18 1990-05-15 Becton, Dickinson And Company Anti-infective and lubricious medical articles and method for their preparation
FR2641785B1 (fr) 1989-01-19 1992-07-31 Essilor Int Composition de polymeres transparents pour lentilles de contact de type rigide, permeables a l'oxygene
US5141748A (en) 1989-02-17 1992-08-25 Hoffmann-La Roche, Inc. Implant drug delivery device
IT1229691B (it) 1989-04-21 1991-09-06 Eniricerche Spa Sensore con antigene legato chimicamente a un dispositivo semiconduttore.
US5080924A (en) 1989-04-24 1992-01-14 Drexel University Method of making biocompatible, surface modified materials
AU637361B2 (en) * 1989-04-24 1993-05-27 Novartis Ag Polysiloxane-polyoxyalkylene block copolymers and ophthalmic devices containing them
US5070215A (en) 1989-05-02 1991-12-03 Bausch & Lomb Incorporated Novel vinyl carbonate and vinyl carbamate contact lens material monomers
US5034461A (en) 1989-06-07 1991-07-23 Bausch & Lomb Incorporated Novel prepolymers useful in biomedical devices
US5158573A (en) 1989-06-09 1992-10-27 American Medical Systems, Inc. Injectable polymeric bodies
JP2846343B2 (ja) * 1989-06-14 1999-01-13 株式会社メニコン 酸素透過性硬質コンタクトレンズの表面処理法
US5115056A (en) 1989-06-20 1992-05-19 Ciba-Geigy Corporation Fluorine and/or silicone containing poly(alkylene-oxide)-block copolymers and contact lenses thereof
US5334681A (en) * 1989-06-20 1994-08-02 Ciba-Geigy Corporation Fluorine and/or silicone containing poly(alkylene-oxide)-block copolymer hydrogels and contact lenses thereof
US4983332A (en) 1989-08-21 1991-01-08 Bausch & Lomb Incorporated Method for manufacturing hydrophilic contact lenses
JPH04501882A (ja) * 1989-09-14 1992-04-02 チヤン，シン―シウン 改良された臨床的性能を有する柔軟なガス透過性コンタクトレンズ
US5039769A (en) 1989-10-11 1991-08-13 Ciba-Geigy Coproation Wettable, flexible, oxygen permeable, substantially non-swellable contact lens containing polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
US5171809A (en) 1989-10-16 1992-12-15 Dow Corning Corporation Silicone polymers, copolymers and block copolymers and a method for their preparation
US5162396A (en) 1989-10-16 1992-11-10 Dow Corning Corporation Silicone polymers, copolymers and block copolymers and a method for their preparation
US5177168A (en) * 1989-10-17 1993-01-05 Polymer Technology Corp. Polymeric compositions useful in oxygen permeable contact lenses
US5032658A (en) 1989-10-17 1991-07-16 Polymer Technology Corporation Polymeric compositions useful in oxygen permeable contact lenses
US5010141A (en) * 1989-10-25 1991-04-23 Ciba-Geigy Corporation Reactive silicone and/or fluorine containing hydrophilic prepolymers and polymers thereof
DE69014611T2 (de) * 1989-12-29 1995-05-04 Hoya Corp Kontaktlinsenmaterial und kontaktlinse.
US5209865A (en) 1990-01-25 1993-05-11 Ciba-Geigy Corporation Conditioning solution for contact lenses and a method of using the same
US5171607A (en) 1990-01-29 1992-12-15 Bausch & Lomb Incorporated Method of depositing diamond-like carbon film onto a substrate having a low melting temperature
US5062995A (en) 1990-02-06 1991-11-05 Lever Brothers Company, Division Of Conopco, Inc. Polymeric carbamate detergent builders
US5079878A (en) 1990-02-15 1992-01-14 Bausch & Lomb Incorporated Soft contact lens processing aid
IE65863B1 (en) 1990-03-13 1995-11-29 Werner Blau Laser curing of contact lens
US5098618A (en) 1990-03-14 1992-03-24 Joseph Zelez Surface modification of plastic substrates
US5314960A (en) 1990-04-10 1994-05-24 Permeable Technologies, Inc. Silicone-containing polymers, oxygen permeable hydrophilic contact lenses and methods for making these lenses and treating patients with visual impairment
US5019628A (en) 1990-04-10 1991-05-28 E. I. Du Pont De Nemours And Company Silicone containing acrylic star polymers
US5057578A (en) 1990-04-10 1991-10-15 E. I. Du Pont De Nemours And Company Silicone-containing block copolymers and macromonomers
US5080839A (en) 1990-04-17 1992-01-14 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Process for hydrating soft contact lenses
US5480946A (en) 1990-04-26 1996-01-02 Ciba Geigy Corporation Unsaturated urea polysiloxanes
DE59106004D1 (de) * 1990-05-02 1995-08-24 Ciba Geigy Ag Neue Polymere und harte, gasdurchlässige Kontaktlinsen daraus.
US5157093A (en) 1990-05-10 1992-10-20 Ciba-Geigy Corporation Hydroxyethyl cellulose derivatives containing pendant (meth)acryloyl units bound through urethane groups and hydrogel contact lenses made therefrom
JP3078003B2 (ja) * 1990-08-30 2000-08-21 鐘淵化学工業株式会社 熱硬化性組成物
DE4031759A1 (de) 1990-10-06 1992-04-09 Bayer Ag Hydrophilierte abformmassen
CA2093660C (en) * 1990-10-11 2005-06-07 Mohammed I. Ali Novel silicone-containing polymers and oxygen permeable hydrophilic contact lenses therefrom
US5371147A (en) 1990-10-11 1994-12-06 Permeable Technologies, Inc. Silicone-containing acrylic star polymers, block copolymers and macromonomers
US5314961A (en) 1990-10-11 1994-05-24 Permeable Technologies, Inc. Silicone-containing polymers, compositions and improved oxygen permeable hydrophilic contact lenses
GB9023498D0 (en) 1990-10-29 1990-12-12 Biocompatibles Ltd Soft contact lens material
DE69113392T2 (de) 1990-10-30 1996-05-15 Minnesota Mining & Mfg Verfahren zur Vernetzung augenfälliger Gegenstände.
US5177165A (en) 1990-11-27 1993-01-05 Bausch & Lomb Incorporated Surface-active macromonomers
US5219965A (en) 1990-11-27 1993-06-15 Bausch & Lomb Incorporated Surface modification of polymer objects
US5158717A (en) * 1990-11-27 1992-10-27 Bausch & Lomb Incorporated Method of molding shaped polymeric articles
US5274008A (en) 1990-11-27 1993-12-28 Bausch & Lomb Incorporated Mold materials for silicone containing lens materials
US5135297A (en) 1990-11-27 1992-08-04 Bausch & Lomb Incorporated Surface coating of polymer objects
US5128434A (en) 1990-11-27 1992-07-07 Bausch & Lomb Incorporated Control of hard segment size in polyurethane formation
DE59010397D1 (de) 1990-12-03 1996-08-01 Adatomed Pharma Chiron Intraokulare künstliche Augenlinse
US5194556A (en) 1991-01-09 1993-03-16 Ciba-Geigy Corporation Rigid contact lenses with improved oxygen permeability
DE69231787T2 (de) 1991-01-28 2001-08-02 Matsushita Electric Ind Co Ltd Medizinischer Artikel und Verfahren zu seiner Herstellung
US5162469A (en) 1991-08-05 1992-11-10 Optical Research Inc. Composition for rigid gas permeable contact lenses
IL102556A (en) 1991-08-16 1998-02-08 Johnson & Johnson Vision Prod Device and process for fusing detachable lens mold units
GB9118597D0 (en) 1991-08-30 1991-10-16 Biocompatibles Ltd Polymer treatments
US5264161A (en) 1991-09-05 1993-11-23 Bausch & Lomb Incorporated Method of using surfactants as contact lens processing aids
US5271875A (en) 1991-09-12 1993-12-21 Bausch & Lomb Incorporated Method for molding lenses
JP3327471B2 (ja) 1991-09-12 2002-09-24 ボシュ アンド ロム インコーポレイテッド ぬれ性のシリコーンヒドロゲル組成物および方法
US5310779A (en) 1991-11-05 1994-05-10 Bausch & Lomb Incorporated UV curable crosslinking agents useful in copolymerization
US5352714A (en) 1991-11-05 1994-10-04 Bausch & Lomb Incorporated Wettable silicone hydrogel compositions and methods for their manufacture
WO1993009154A1 (en) * 1991-11-05 1993-05-13 Bausch & Lomb Incorporated Wettable silicone hydrogel compositions and methods for their manufacture
US5391589A (en) * 1991-12-10 1995-02-21 Seiko Epson Corporation Contact lens and method of producing a contact lens
US5358995A (en) 1992-05-15 1994-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface wettable silicone hydrogels
JP3335216B2 (ja) 1992-06-29 2002-10-15 株式会社メニコン 眼用レンズ材料
US5260000A (en) * 1992-08-03 1993-11-09 Bausch & Lomb Incorporated Process for making silicone containing hydrogel lenses
US5260001A (en) 1992-08-03 1993-11-09 Bausch & Lomb Incorporated Spincasting process for producing a series of contact lenses having desired shapes
JP3195662B2 (ja) * 1992-08-24 2001-08-06 株式会社メニコン 眼用レンズ材料
JP2774233B2 (ja) * 1992-08-26 1998-07-09 株式会社メニコン 眼用レンズ材料
US5310571A (en) * 1992-09-01 1994-05-10 Allergan, Inc. Chemical treatment to improve oxygen permeability through and protein deposition on hydrophilic (soft) and rigid gas permeable (RGP) contact lenses
ES2114613T3 (es) 1992-09-29 1998-06-01 Bausch & Lomb Procedimiento para la fabricacion de moldes de plastico y procedimiento de colada de lentes de contacto.
US5298533A (en) 1992-12-02 1994-03-29 Bausch & Lomb Incorporated Polymer compositions for contact lenses
US5378412A (en) 1992-12-02 1995-01-03 Bausch & Lomb Incorporated Method of edging a contact lens or lens blank
WO1994013717A1 (en) 1992-12-04 1994-06-23 958075 Ontario Inc. Carrying On Business As Eurocan Ventures A method for the production of a soft contact lens
US5336797A (en) 1992-12-30 1994-08-09 Bausch & Lomb Incorporated Siloxane macromonomers
US5256751A (en) 1993-02-08 1993-10-26 Vistakon, Inc. Ophthalmic lens polymer incorporating acyclic monomer
US5321108A (en) 1993-02-12 1994-06-14 Bausch & Lomb Incorporated Fluorosilicone hydrogels
US5484863A (en) 1993-03-10 1996-01-16 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Polymeric ophthalmic lens prepared from unsaturated polyoxyethylene monomers
US5374662A (en) 1993-03-15 1994-12-20 Bausch & Lomb Incorporated Fumarate and fumaramide siloxane hydrogel compositions
IL109221A (en) 1993-04-12 1998-04-05 Johnson & Johnson Vision Prod Polymeric ophthalmic lens with contact containing saccharide residues
TW328535B (en) 1993-07-02 1998-03-21 Novartis Ag Functional photoinitiators and their manufacture
US5514732A (en) 1993-07-22 1996-05-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Anti-bacterial, insoluble, metal-chelating polymers
JPH0756125A (ja) * 1993-08-11 1995-03-03 Toray Ind Inc コンタクトレンズ
FR2709756B1 (fr) * 1993-09-10 1995-10-20 Essilor Int Matériau hydrophile, transparent à haute perméabilité à l'oxygène, à base d'un polymère à réseaux interpénétrés, son mode de préparation et fabrication de lentilles de contact souples à haute perméabilité à l'oxygène.
JP3357135B2 (ja) * 1993-09-21 2002-12-16 株式会社クラレ 眼用レンズ材料
US5451651A (en) 1993-12-17 1995-09-19 Bausch & Lomb Incorporated Urea and urethane monomers for contact lens materials
WO1995017689A1 (en) 1993-12-21 1995-06-29 Bausch & Lomb Incorporated Method for increasing hydrophilicity of contact lenses
US5435943A (en) 1994-03-11 1995-07-25 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Method and apparatus for making an ophthalmic lens
IL113691A0 (en) * 1994-06-10 1995-08-31 Johnson & Johnson Vision Prod Low oxygen molding of soft contact lenses
US5804107A (en) 1994-06-10 1998-09-08 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Consolidated contact lens molding
JPH0813A (ja) 1994-06-20 1996-01-09 Star Noki Kk 牽引用連結装置
US5760100B1 (en) 1994-09-06 2000-11-14 Ciba Vision Corp Extended wear ophthalmic lens
US7468398B2 (en) * 1994-09-06 2008-12-23 Ciba Vision Corporation Extended wear ophthalmic lens
US5482981A (en) 1994-11-09 1996-01-09 Pilkington Barnes Hind, Inc. Optically clear polymer compositions containing an interpenetrant
US5674942A (en) 1995-03-31 1997-10-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Interpenetrating polymer networks for contact lens production
TW585882B (en) 1995-04-04 2004-05-01 Novartis Ag A method of using a contact lens as an extended wear lens and a method of screening an ophthalmic lens for utility as an extended-wear lens
DE29624309U1 (de) 1995-04-04 2002-01-03 Novartis Ag Dauertraglinsen
TW393498B (en) 1995-04-04 2000-06-11 Novartis Ag The preparation and use of Polysiloxane-comprising perfluoroalkyl ethers
US5723131A (en) 1995-12-28 1998-03-03 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Contact lens containing a leachable absorbed material
EP0781777A1 (en) 1995-12-28 1997-07-02 Menicon Co., Ltd. Silicon-containing compound and ocular lens material
US5779943A (en) 1996-03-19 1998-07-14 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Molded polymeric object with wettable surface made from latent-hydrophilic monomers
US5770637A (en) 1996-05-01 1998-06-23 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Anti-bacterial, UV absorbable, tinted, metal-chelating polymers
JP2818866B2 (ja) * 1996-10-01 1998-10-30 農林水産省蚕糸・昆虫農業技術研究所長 膜素材における酸素透過係数の測定方法
US5956026A (en) 1997-12-19 1999-09-21 Sharp Laboratories Of America, Inc. Method for hierarchical summarization and browsing of digital video
US6367929B1 (en) 1998-03-02 2002-04-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydrogel with internal wetting agent
US5998498A (en) 1998-03-02 1999-12-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Soft contact lenses
US5962548A (en) 1998-03-02 1999-10-05 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Silicone hydrogel polymers
US7052131B2 (en) 2001-09-10 2006-05-30 J&J Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US6031059A (en) 1998-09-30 2000-02-29 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Optically transparent hydrogels and processes for their production
JP2001188101A (ja) 1999-12-27 2001-07-10 Asahi Kasei Aimii Kk 耐汚れ性ソフトコンタクトレンズ材料
JP2001201723A (ja) 2000-01-18 2001-07-27 Asahi Kasei Aimii Kk 連続装用ソフトコンタクトレンズ
US6815074B2 (en) 2001-05-30 2004-11-09 Novartis Ag Polymeric materials for making contact lenses
JP3640934B2 (ja) * 2002-04-19 2005-04-20 旭化成アイミー株式会社 成形用型の分離方法
JP2004029417A (ja) * 2002-06-26 2004-01-29 Toray Ind Inc ソフトコンタクトレンズ
US20040119176A1 (en) * 2002-12-23 2004-06-24 Bausch & Lomb Incorporated Method for manufacturing lenses
EP1761550A2 (en) * 2004-05-26 2007-03-14 California Institute of Technology Small molecule stimulators of neuronal growth
US7858578B2 (en) * 2004-12-10 2010-12-28 California Institute Of Technology Methods of inducing neuronal growth by a Fucose-α(1-2) galactose (fuc-α(1-2) gal) moiety and a lectin
CA2596876C (en) 2005-02-07 2016-06-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Method for the mitigation of symptoms of contact lens related dry eye
CA2629327C (en) * 2005-11-14 2014-01-07 Valorisation-Recherche, Limited Partnership Pharmaceutical compositions comprising polymeric binders with non-hydrolysable covalent bonds and their use in treating celiac disease
US8912149B1 (en) * 2007-11-28 2014-12-16 California Institute Of Technology Glycosaminoglycan mimetics

Also Published As

Publication number Publication date
AU704749C (en) 2004-10-28
EP2270550A3 (en) 2011-03-23
SK285465B6 (sk) 2007-02-01
DE69615168D1 (de) 2001-10-18
CO4870717A1 (es) 1999-12-27
ZA962656B (en) 1996-10-04
HUP9801125A2 (hu) 1998-12-28
PT819258E (pt) 2002-03-28
CN1192251C (zh) 2005-03-09
MY114914A (en) 2003-02-28
AU5147896A (en) 1996-10-23
DE69615168T2 (de) 2002-05-16
EA001397B1 (ru) 2001-02-26
EE9700236A (et) 1998-04-15
AU2002300702B2 (en) 2005-12-15
BR9604842A (pt) 1998-06-16
EP2270552B1 (en) 2012-07-04
ATE511113T1 (de) 2011-06-15
JP2010020330A (ja) 2010-01-28
EP0819258B1 (en) 2001-09-12
JPH11502949A (ja) 1999-03-09
EP2270552A3 (en) 2011-04-06
SK133697A3 (en) 1998-12-02
PT1043605E (pt) 2011-06-01
NO974585D0 (no) 1997-10-03
KR100423467B1 (ko) 2004-08-04
US5849811A (en) 1998-12-15
US5849811B1 (en) 2000-11-14
MX9707553A (es) 1997-12-31
US8568626B2 (en) 2013-10-29
IL117701A (en) 2001-06-14
EP1043605B1 (en) 2011-05-25
HU223493B1 (hu) 2004-07-28
JP2011141558A (ja) 2011-07-21
EP2270551B1 (en) 2012-07-04
EP2270550B1 (en) 2012-08-22
DK0819258T3 (da) 2002-01-21
HK1151356A1 (en) 2012-01-27
PL322642A1 (en) 1998-02-16
NO20084598L (no) 1997-11-18
HRP960144A2 (en) 1997-10-31
EP2270551A2 (en) 2011-01-05
HK1151357A1 (en) 2012-01-27
ES2391717T3 (es) 2012-11-29
PE36797A1 (es) 1997-09-26
JP4751421B2 (ja) 2011-08-17
ES2166882T3 (es) 2002-05-01
EP2270551A3 (en) 2011-03-23
CA2215118C (en) 2011-04-26
DK1043605T3 (da) 2011-06-27
DK2270551T3 (da) 2012-09-10
ES2388904T3 (es) 2012-10-19
CA2215118A1 (en) 1996-10-10
SI1043605T1 (sl) 2011-07-29
NO327093B1 (no) 2009-04-20
NO974585L (no) 1997-11-18
TW464660B (en) 2001-11-21
HRP960144B1 (en) 2003-08-31
EP0819258A1 (en) 1998-01-21
JP4216332B2 (ja) 2009-01-28
US6951894B1 (en) 2005-10-04
US20090039535A1 (en) 2009-02-12
AU2002300702C1 (en) 2011-06-16
CZ312297A3 (cs) 1998-03-18
ATE205606T1 (de) 2001-09-15
ES2387351T3 (es) 2012-09-20
AU747782B2 (en) 2002-05-23
EP2270550A2 (en) 2011-01-05
AU2011200428B2 (en) 2011-11-17
HUP9801125A3 (en) 1999-12-28
US20140022507A1 (en) 2014-01-23
US9612455B2 (en) 2017-04-04
DK2270550T3 (da) 2012-10-22
KR19980703678A (ko) 1998-12-05
AU704749B2 (en) 1999-05-06
ES2362713T3 (es) 2011-07-12
EP1043605A1 (en) 2000-10-11
EA199700292A1 (ru) 1998-04-30
NZ304321A (en) 1999-06-29
EP2270552A2 (en) 2011-01-05
EE04921B1 (et) 2007-10-15
AU2011200428A1 (en) 2011-02-24
US5965631A (en) 1999-10-12
US5760100A (en) 1998-06-02
HK1151355A1 (en) 2012-01-27
CN1180416A (zh) 1998-04-29
DK2270552T3 (da) 2012-09-10
US5760100B1 (en) 2000-11-14
JP2009003449A (ja) 2009-01-08
AU3582899A (en) 1999-09-16
WO1996031792A1 (en) 1996-10-10
IL117701A0 (en) 1996-07-23
PL188618B1 (pl) 2005-03-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CZ295931B6 (cs) Oční čočky pro dlouhodobé nošení
US8415404B2 (en) Extended wear ophthalmic lens
US5789461A (en) Methods of forming an extended wear ophthalmic lens having a hydrophilic surface
JP2000501853A (ja) コンタクトレンズを製造する方法
AU2012200579A1 (en) Extended wear ophthalmic lens

Legal Events

Date Code Title Description
PD00 Pending as of 2000-06-30 in czech republic
MK4A Patent expired

Effective date: 20160322