EA001397B1 - Офтальмологическая линза продолжительного ношения - Google Patents

Офтальмологическая линза продолжительного ношения Download PDF

Info

Publication number
EA001397B1
EA001397B1 EA199700292A EA199700292A EA001397B1 EA 001397 B1 EA001397 B1 EA 001397B1 EA 199700292 A EA199700292 A EA 199700292A EA 199700292 A EA199700292 A EA 199700292A EA 001397 B1 EA001397 B1 EA 001397B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
ophthalmic lens
lens
lens according
oxygen
ion
Prior art date
Application number
EA199700292A
Other languages
English (en)
Other versions
EA199700292A1 (ru
Inventor
Поль Клемент Николсон
Ричард Карлтон Барон
Петер Чабресек
Джон Коурт
Ангелика Домшке
Ханс Йорг Гриессер
Артур Хо
Йенс Хёпкен
Бронвин Гленис Лэйкок
Кин Лиу
Дитер Лохманн
Гордон Фрэнсис Мейюс
Эрик Папаспилиотопоулос
Джуди Смит Риффле
Клаус Шиндхельм
Дебора Суиней
Вильсон Леонард мл. Терри
Юрген ВОГТ
Линн Кук Уинтертон
Original Assignee
Новартис Аг
Коммонвэлф Сайнтифик Энд Индастриал Рисерч Организэйшн
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=EA001397(B1) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Новартис Аг, Коммонвэлф Сайнтифик Энд Индастриал Рисерч Организэйшн filed Critical Новартис Аг
Publication of EA199700292A1 publication Critical patent/EA199700292A1/ru
Publication of EA001397B1 publication Critical patent/EA001397B1/ru

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)
  • Prostheses (AREA)
  • Macromonomer-Based Addition Polymer (AREA)
  • Polyurethanes Or Polyureas (AREA)
  • Silicon Polymers (AREA)
  • Purses, Travelling Bags, Baskets, Or Suitcases (AREA)
  • Glass Compositions (AREA)
  • Medicinal Preparation (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)

Abstract

Раскрывается офтальмологическая линза, которая пригодна для периодов продолжительного ношения, по крайней мере одного дня, без клинически значительной величины опухания роговицы и без значительного дискомфорта пользователя. Линза имеет баланс кислородной проницаемости и ионной или водной проницаемости, при этом ионо- или водопроницаемость достаточна для обеспечения хорошего перемещения линзы на глазе так, чтобы между линзой и глазом происходил хороший слезообмен. Предпочтительная линза представляет собой продукт сополимеризации кислородопроницаемого макромера и ионопроницаемого мономера. Изобретение охватывает контактные линзы продолжительного ношения, которые содержат заполнитель, имеющий пути пропускания кислорода и ионов, проходящие от внутренней поверхности к наружной поверхности линзы.

Description

Область изобретения
Настоящее изобретение относится в широком смысле к линзам и полимерным материалам, пригодным в областях оптики и офтальмологии. Конкретнее, изобретение относится к полимерным материалам и процессам обработки, пригодным при изготовлении контактных линз. И более конкретно, данное изобретение касается контактных линз, пригодных в качестве контактных линз продолжительного ношения.
Описание известного уровня техники
В области биологически совместимых полимеров проводятся научно-исследовательские работы, которые характеризуются большим многообразием. Определение термина биологически совместимый зависит от конкретных применений, для которых предназначен тот или иной полимер. В области офтальмологических линз и, в частности, в области контактных линз биологически совместимую линзу можно определить в основном как линзу, которая не повреждает в значительной степени окружающую глазную ткань и глазную жидкость в течение периода контакта. Фраза офтальмологически совместимый более соответствующим образом описывает требования биологической совместимости, предъявляемые к офтальмологическим линзам.
Одно из требований биологической совместимости для контактных линз заключается в том, что линза должна позволять кислороду достигать роговицы в количестве, достаточном для длительной жизнедеятельности роговицы. Контактная линза должна позволять кислороду из окружающего воздуха достигать роговицы потому, что роговица не получает кислород из кровоснабжения, как другие ткани. Если достаточное количество кислорода не достигает роговицы, происходит опухание роговицы. Продолжительные периоды кислородной недостаточности являются причиной нежелательного роста кровяных сосудов в роговице. Мягкие контактные линзы точно соответствуют форме глаза, так что кислороду трудно обойти линзу. Таким образом, мягкие контактные линзы должны позволять кислороду диффундировать сквозь линзу, чтобы тот достиг роговицы.
Другое требование офтальмологической совместимости для мягких контактных линз состоит в том, что линза не должна плотно прилипать к глазу. Ясно, что потребитель должен быть в состоянии без труда удалить линзу из глаза для дезинфекции, чистки или замены. Однако линза также должна иметь возможность перемещаться на глазе, с тем, чтобы между линзой и глазом поддерживался слезный ток. Слезный ток между линзой и глазом позволяет вымести дебрис, такой как инородные корпускулярные вещества или омертвелые эпителиальные клетки, накопившийся в нижней части линзы и, в конце концов, удалить его из слезной жидкости. Поэтому контактная линза не должна прилегать к глазу настолько плотно, что это затрудняет достаточное перемещение линзы на глазе.
Несмотря на то, что существуют твердые газопроницаемые (ТГП) контактные линзы, которые имеют высокую проницаемость кислорода и которые перемещаются на глазе, ТГП линзы, как правило, абсолютно неудобны для потребителя. Таким образом, многие потребители предпочитают мягкие контактные линзы по причине комфорта. Более того, контактные линзы, которые могут находиться в процессе постоянного ношения в течение одного или более дней (включая ношение во время сна), требуют уровней комфорта, которые исключают ТГП линзы из числа популярных кандидатов в отношении продолжительного ношения.
Для того, чтобы сбалансировать требования офтальмологической совместимости и потребительского комфорта, при создании мягких контактных линз ежедневного ношения были разработаны полимеры и сополимеры 2гидроксиэтилметакрилата (НЕМА). Эти гидрофильные полимеры хорошо перемещаются на глазе и обеспечивают достаточную проницаемость кислорода для ежедневного ношения. Некоторые типы мягких контактных линз одобрены Управлением по контролю за качеством пищевых продуктов, медикаментов и косметических средств (при Министерстве торговли США) для периодов продолжительного ношения (примерно до 6 ночей ношения в ночное время и до 7 дней ношения в дневное время). Однако потребитель не может безопасно и комфортно носить эти поли-НЕМА линзы в течение периода 7 или более дней, так как проницаемость кислорода не достаточна. Фактическое продолжительное ношение (то есть, 7 или более дней) этих линз может привести, как минимум, к опуханию роговицы и развитию в роговице поверхностных кровеносных сосудов.
Для улучшения проницаемости кислорода были разработаны полимеры, содержащие силиконовые группы. Описан целый ряд силоксансодержащих полимеров, имеющих высокую проницаемость кислорода (см., например, патенты США №№ 3228741, 3341490, 3996187 и 3996189). Однако полисилоксаны являются, как правило, высоко олеофильными. Некоторые свойства (например, олеофильность, температура стеклования, механические свойства) известных полисилоксанов привели к тому, что контактные линзы прилипают к глазу, ингибируя необходимую подвижность линзы. Кроме того, олеофильность полисилоксанов промотирует адгезию к линзе липидов и белков в слезной жидкости, вызывая появление дымки, которая мешает смотреть сквозь линзу.
Предпринимались попытки найти сочетание желательных гидрофильных свойств гидрофильных полимеров, образованных из таких мономеров, как НЕМА, с желательной проницаемостью кислорода полимеров, образованных из силоксансодержащих мономеров (см., например, патенты США №№ 3808178, 4136250 и 5070169). Однако предшествующие попытки получить контактные линзы продолжительного ношения не были успешными либо из-за воздействия линзы продолжительного ношения на здоровье роговицы, либо из-за того, что линза не перемещается на глазе. Поэтому остается потребность в офтальмологически совместимом, транспарентном полимерном материале, пригодном для продолжительных периодов постоянного контакта с глазной тканью и слезной жидкостью.
Цели и краткое изложение изобретения
Целью изобретения является получение материала, имеющего сбалансированное сочетание проницаемости кислорода, ионной проницаемости, перемещения на глазе и слезообмена, причем все эти свойства достаточны для сохранения здоровья роговицы и удобства потребителя в течение продолжительных периодов постоянного ношения.
Другая цель изобретения состоит в создании офтальмологической линзы, способной обеспечить продолжительное, постоянное ношение в течение, по крайней мере, 24 ч, не оказывающей при этом значительного отрицательного воздействия на здоровье глаза или комфортное состояние потребителя и, более предпочтительно, в создании линзы, способной обеспечить постоянное ношение в течение 4-30 дней или более, не оказывающей при этом существенного отрицательного воздействия на здоровье глаза или комфортное состояние потребителя.
Другой целью изобретения является создание офтальмологической линзы, способной обеспечить продолжительное, постоянное ношение в течение, по крайней мере, 24 ч, не вызывающей при этом значительное опухание роговицы или дискомфорт потребителя и, более предпочтительно, создание линзы, способной обеспечить постоянное ношение в течение 4, 7, 1 4 или 30 дней или более, не вызывающей при этом значительное опухание роговицы или дискомфорт потребителя.
Другой целью изобретения является создание способов изготовления офтальмологической линзы продолжительного ношения.
Еще одна цель изобретения состоит в разработке методов тестирования и классификации офтальмологических линз в качестве кандидатов на действительно продолжительное ношение.
Этим и другим целям изобретения отвечают различные варианты, раскрываемые в данном описании.
Одним вариантом изобретения является офтальмологическая линза, подходящая для продолжительного ношения в постоянном, тес ном контакте с глазной тканью и слезной жидкостью. Линза обладает сбалансированным сочетанием проницаемости кислорода и ионной проницаемости, достаточным для поддержания здорового состояния роговицы, достаточного перемещения линзы на глазе и комфортного состояния потребителя во время продолжительного ношения. Линзу изготавливают путем полимеризации, предпочтительно сополимеризации, по крайней мере, одного кислородопроницаемого полимеризуемого материала, способного к полимеризации с образованием полимера, имеющего высокую ионную проницаемость. Предпочтительно, линза включает полимерный заполнитель и офтальмологически совместимые поверхности. В предпочтительном варианте поверхность более гидрофильная и олеофобная, нежели полимерный заполнитель.
Другой вариант изобретения представляет собой способ изготовления офтальмологической линзы, имеющей высокую проницаемость кислорода и высокую ионную проницаемость. Способ предусматривает формирование заполнителя, имеющего внутреннюю поверхность и наружную поверхность, таким образом, чтобы присутствовал, по крайней мере, один путь транспорта ионов и, по крайней мере, один путь транспорта кислорода от внутренней к наружной поверхности. В предпочтительном варианте способ предусматривает обработку поверхности линзы с тем, чтобы придать поверхности более гидрофильный характер, нежели у заполнителя.
Содержание описания предпочтительных вариантов
1. Определение терминов.
II. Полимерный заполнитель и линза.
A. Кислородопроницаемые полимеризуемые материалы.
B. Ионопроницаемые полимеризуемые материалы.
C. Весовое отношение кислородопроницаемых к ионопроницаемым полимеризуемым материалам.
Ό. Морфология.
Е. Объемное содержание воды.
Е. Ионо- и водопроницаемость.
. Измерение ионопроницаемости методом ионного потока.
2. Измерение относительной ионопроницаемости ионотоническим методом.
3. Измерение водопроницаемости методом гидродель.
О. Коэффициент пропускания и проницаемость кислорода.
H. Механические параметры перемещения на глазе.
. Модуль упругости при растяжении и короткое время релаксации.
2. Тангенс дельта.
3. Сочетания параметров.
I. Примеры пригодных материалов.
1. Материал А.
2. Материал В.
3. Материал С.
4. Материал Ό.
III. Офтальмологически совместимые поверхности.
IV. Пригодность.
A. Офтальмологические линзы.
B. Контактные линзы.
V. Методы использования линз продолжительного ношения.
VI. Способы изготовления линз.
Описание предпочтительных вариантов
Один вариант настоящего изобретения представляет собой офтальмологически совместимую, прозрачную линзу, пригодную для продолжительного, постоянного контакта с глазной тканью и слезной жидкостью. Особенно предпочтительным вариантом изобретения является линза продолжительного ношения для коррекции зрения, пригодная для безопасного и комфортного длительного ношения без удаления из области глаза. В целях правильного описания изобретения и очертания границ объема формулы изобретения, вначале следует определить ряд основных терминов.
Определение терминов
Используемый в данной заявке термин офтальмологические линзы относится к линзам, которые находятся в тесном контакте с глазом или слезной жидкостью, таким как контактные линзы для коррекции зрения (например, сферические, торические, двухфокусные), контактные линзы для изменения цвета глаз, устройства доставки офтальмологических лекарственных средств, устройства защиты глазной ткани (например, линзы, стимулирующие офтальмологическое лечение) и так далее. Особенно предпочтительной офтальмологической линзой являются контактные линзы продолжительного ношения, особенно контактные линзы продолжительного ношения для коррекции зрения.
Используемый в данной заявке термин полимеризуемый материал, способный полимеризоваться с образованием полимера, имеющего высокую кислородопроницаемость относится к мономерам, олигомерам, макромерам и так далее, а также их смесям, которые способны полимеризоваться с подобными или несхожими полимеризуемыми материалами с образованием полимера, который показывает относительно высокую степень диффузии кислорода по нему. Для удобства ссылки эти материалы будут в дальнейшем упоминаться как кислородопроницаемые полимеризуемые материалы, а полученные полимеры будут упоминаться как кислородопроницаемые полимеры.
Используемый в данной заявке термин коэффициент пропускания кислорода обозначает скорость, с которой кислород проходит сквозь конкретную офтальмологическую линзу. Коэффициент пропускания кислорода, Эк/1, ус ловно выражается в единицах баррер/мм, где I обозначает среднюю толщину материала (в мм) на площадь, а баррер определяется как [(см3 кислорода)(мм)/(см2)(с)(мм рт.ст.)] х 10-9
Проницаемость кислорода, Эк, материала линзы не зависит от толщины линзы. Проницаемость кислорода представляет собой скорость, с которой кислород проходит через материал. Проницаемость кислорода условно выражается в единицах баррер, где баррер определяется как [(см3 кислорода)(мм)/(см2)(с)(мм рт.ст.)] х 10-10
Эти единицы традиционно используются в данной области техники. Поэтому для того, чтобы соблюсти соответствие с терминологией, используемой в данной области, единица баррер будет иметь значения, определенные выше. Например, линза, имеющая Эк, равную 90 баррер (барреры проницаемости кислорода), и толщину 90 мкм (0,090 мм), будет иметь Эк/1, равный 100 баррер/мм (барреры коэффициента пропускания кислорода /мм).
Используемый в данной заявке термин полимеризуемый материал, способный полимеризоваться с образованием полимера, имеющего высокую ионопроницаемость относится к мономерам, олигомерам, макромерам и так далее, а также их смесям, которые способны полимеризоваться с подобными или несхожими полимеризуемыми материалами с образованием полимера, который показывает относительно высокую степень ионо- или водопроницаемости по нему. Для удобства ссылки эти материалы будут в дальнейшем упоминаться как ионопроницаемые полимеризуемые материалы, а полученные полимеры будут упоминаться как ионопроницаемые полимеры.
Используемый в данной заявке термин макромер относится к полимеризуемому материалу, который имеет молекулярную массу, по крайней мере, около 800 г/моль. Используемый термин макромер также охватывает олигомеры.
Используемый в данной заявке термин мономер относится к полимеризуемому материалу, который имеет молекулярную массу менее чем приблизительно 800 г/моль.
Используемый в данной заявке термин фаза относится к области по существу однородного состава, которая является отличающейся и физической отдельной частью гетерогенного полимерного материала. Однако термин фаза подразумевает не то, что описываемый материал является химически чистым веществом, а только то, что в пределах материала некоторые объемные свойства в значительной степени отличаются от свойств другой фазы. Поэтому в отношении полимерных компонентов линзы ионопроницаемая фаза относится к области, состоящей по существу только из ионопроницаемого полимера (и воды, если последний гидратирован), тогда как кислородопроницаемая фаза относится к области, состоящей по существу только из кислородопроницаемого полимера.
Используемый в данной заявке термин однородная фаза относится к области в основном однородного состава, которая образует непрерывный путь от одной поверхности изделия к другой поверхности изделия.
Используемый в данной заявке термин сооднородная фаза относится, по крайней мере, к двум областям, каждая из которых имеет в основном однородный состав, который отличается от другого, и каждая из которых образует непрерывный путь от одной поверхности изделия к другой поверхности изделия. Поэтому офтальмологическая линза, имеющая сооднородные фазы кислородопроницаемого полимера и ионопроницаемого полимера, будет иметь два непрерывных пути или ряда непрерывных путей, простирающихся от внутренней поверхности линзы к наружной поверхности линзы.
Используемый в данной заявке термин морфология относится к структуре и взаимодействию фаз материала.
Используемый в данной заявке термин офтальмологически совместимый относится к материалу или поверхности материала, который может находиться в тесном контакте с глазной средой в течение продолжительного периода времени, не повреждая существенным образом глазную среду и не вызывая серьезного дискомфорта у потребителя. Так, офтальмологически совместимая контактная линза не вызывает существенного опухания роговицы, достаточно перемещается на глазе при моргании, стимулируя достаточный слезообмен, не содержит значительных величин адсорбции липидов и не вызывает значительного дискомфорта у потребителя в течение предписанного периода ношения.
Используемый в данной заявке термин глазная среда относится к глазной жидкости (например, слезной жидкости) и глазной ткани (например, роговице), которые могут приходить в тесное взаимодействие с контактной линзой, используемой для коррекции зрения, доставки лекарственных средств, заживления ран, изменения цвета глаз или других офтальмологических применений.
Используемый в данной заявке термин гидрофильный описывает материал или его часть, которая более легко ассоциируется с водой, чем с липидами.
Используемый в данной заявке термин гидрофильная поверхность относится к поверхности, которая является более гидрофильной и олеофобной, нежели заполнитель изделия. Таким образом, офтальмологическая линза, имеющая гидрофильную поверхность, раскрывает линзу, содержащую заполнитель, имеющий определенную гидрофильность, который окру жен, по крайней мере, частично поверхностью, которая является более гидрофильной, чем заполнитель.
Используемый в данной заявке термин наружная поверхность линзы относится к поверхности, которая обращена от глаза во время ношения. Наружная поверхность, которая обычно является в основном выпуклой, также может быть упомянута как фронтальная кривая линзы. Используемый в данной заявке термин внутренняя поверхность относится к поверхности, которая обращена к глазу во время ношения. Внутренняя поверхность, которая обычно является в основном вогнутой, также может быть упомянута как базовая кривая линзы.
Используемый в данной заявке термин ТК18 относится к 3метакрилоксипропилтрис(триметилсилокси)силану, который представлен стандартом СЛ8 № 17096-07-0. Термин ТК18 также включает в себя димеры 3метакрилоксипропилтрис(триметилсилокси)силана.
Используемый в данной заявке термин молекулярная масса полимерного материала (включая мономерные и макромерные материалы) относится к среднечисленной молекулярной массе, если не указано что-то иное или если условия испытания не указывают иное.
А. Кислородопроницаемые полимеризуемые материалы.
Кислородопроницаемые полимеризуемые материалы включают широкий круг материалов, которые могут полимеризоваться с образованием полимера, проявляющего относительно высокую степень диффузии кислорода по нему. Кроме того, эти материалы должны быть относительно офтальмологически совместимыми. Эти кислородопроницаемые полимеризуемые материалы включают, не ограничиваясь, силоксансодержащие макромеры и мономеры, фторсодержащие макромеры и мономеры, а также макромеры и мономеры, содержащие углеродуглеродную тройную связь. Кислородопроницаемый макромер или мономер также может содержать гидрофильные группы.
Предпочтительными кислородопроницаемыми полимеризуемыми материалами являются такие, которые образуются из силоксансодержащего макромера. Особенно предпочтительны макромеры, имеющие диалкилсилоксановые группы, особенно диметилсилоксаны. Эти макромеры широко упоминаются как поли(диметилсилоксаны) (также ΡΌΜ8). Силоксансодержащий макромер может включать гидрофильные группы. Примерами пригодных силоксансодержащих макромеров являются, не ограничиваясь, материалы А, В, С и Ό, описываемые в данной заявке.
Коэффициент пропускания кислорода (Эк/1) линзы составляет предпочтительно, по крайней мере, 70 баррер/мм, более предпочти тельно, по крайней мере, 75 баррер/мм, и наиболее предпочтительно, по крайней мере, 87 баррер/мм. Толщина центра линзы обычно составляет более чем 30 мкм, предпочтительно около 30-200 мкм, более предпочтительно около 40-150 мкм, и еще более предпочтительно около 50-120 мкм, и наиболее предпочтительно около 60-100 мкм.
Коэффициент пропускания кислорода линзы продолжительного ношения от наружной поверхности до внутренней поверхности должен быть достаточным для предотвращения любого существенного опухания роговицы в течение периода продолжительного ношения. Известно, что в результате кислородной недостаточности роговица опухает приблизительно на 3-4% во время периодов ночного сна, когда глазные веки закрыты. Также известно, что ношение обычной контактной линзы, такой как АСИУИЕ (1ОЙИ5ОИ & 1ойп5ои), в течение периода около 8 ч (ночное ношение) вызывает опухание роговицы приблизительно на 11%. Однако предпочтительная контактная линза продолжительного ношения вызовет после ношения в течение около 24 ч, включая периоды нормального сна, опухание роговицы на уровне менее 8%, более предпочтительно менее 6%, и наиболее предпочтительно менее 4%. Предпочтительная контактная линза продолжительного ношения вызовет после ношения в течение около 7 дней, включая периоды нормального сна, опухание роговицы на уровне менее 1 0%, более предпочтительно менее 7%, и наиболее предпочтительно менее 5%. Таким образом, линза продолжительного ношения должна иметь кислородопроницаемый полимер в количестве, достаточном для получения путей кислородной диффузии от наружной поверхности до внутренней поверхности линзы, которые достаточны для получения вышеуказанных свойств, относящихся к опуханию роговицы. Предпочтительно, если линза продолжительного ношения имеет непрерывную фазу кислородопроницаемого полимера, проходящую от наружной поверхности до внутренней поверхности линзы.
В. Ионопроницаемые полимеризуемые материалы.
Ионопроницаемые полимеризуемые материалы включают широкий круг материалов, которые могут полимеризоваться с образованием полимера, проявляющего относительно высокую степень диффузии ионов по нему. Кроме того, эти материалы должны быть относительно офтальмологически совместимыми. Эти ионопроницаемые полимеризуемые материалы включают, не ограничиваясь, акрилаты и метакрилаты, такие как 2-гидроксиэтил метакрилат, акриламид, метакриламид и диметакриламид; поли(алкиленгликоли), такие как поли(этиленгликоль); Ν-винилпирролидоны, такие как Νвинил-2-пирролидон; и так далее, а также их смеси. Другие ионопроницаемые материалы раскрываются в специфических вариантах материалов А-Ό, описанных ниже.
С. Весовые соотношения.
Соотношения между кислородопроницаемыми и ионопроницаемыми полимеризуемыми материалами могут варьироваться, в значительной мере, в зависимости от выбранного баланса кислородной проницаемости и ионной проницаемости для предполагаемого конечного использования сформованного полимерного изделия. Предпочтительно, объемное отношение кислородопроницаемого материала к ионопроницаемому материалу (включая воду) в полностью гидратированной линзе составляет примерно от 40-60 до 60-40. Тем не менее, определяется процентное содержание по массе на основе общей массы линзы, так как процентное содержание по массе более удобно использовать при изготовлении линзы. Предпочтительно, линзы продолжительного ношения, содержащие только ионопроницаемые и кислородопроницаемые материалы, имеют около 60 - 85 мас.% кислородопроницаемого полимеризуемого материала и около 15-40 мас.% ионопроницаемого полимеризуемого материала в преполимеризационной смеси на основе общей массы полимеризуемого материала. Более предпочтительно, преполимеризационная смесь содержит около 70-82 мас.% кислородопроницаемого полимеризуемого материала и около 18-30 мас.% ионопроницаемого полимеризуемого материала на основе общей массы полимеризуемого материала.
Перед полимеризацией в смесь можно включить широкий круг дополнительных полимеризуемых материалов. Для повышения структурной целостности и механической прочности можно добавлять вещества, вызывающие образование межмолекулярных связей (агенты сшивания), такие как этиленгликоль диметакрилат (ЕОИМА). Для ингибирования микробного роста в материале линзы можно добавлять противомикробные полимеризуемые материалы, такие как соли поли(четвертичного аммония). Для регулирования кислородопроницаемости и ионопроницаемости конечного сформованного изделия можно добавлять дополнительные ионопроницаемые мономеры или макромеры и кислородопроницаемые полимеризуемые материалы. Особенно предпочтительным полимеризуемым материалом является ΤΚ.Ι8, который может действовать как для повышения кислородопроницаемости, так и для улучшения модуля упругости при растяжении.
Предпочтительная преполимеризационная смесь включает
а) около 30-60 мас.% кислородопроницаемого макромера;
б) около 20-40 мас.% ионопроницаемого полимеризуемого материала; и
в) около 1-35 мас.% ΤΚ.Ι8, на основе общей массы линзы. Более предпочтительно, количе ство ТМ8 составляет около 10-33 мас.% на основе общей массы преполимеризационной смеси.
В предпочтительном варианте изобретения преполимеризационная смесь содержит менее чем около 5 мас.% агента сшивания, на основе общей массы преполимеризационной смеси. Более предпочтительно, преполимеризационная смесь содержит менее чем около 2 мас.% агента сшивания, на основе общей массы преполимеризационной смеси. Еще более предпочтительно, преполимеризационная смесь по существу не содержит агент сшивания. В особенно предпочтительном варианте изобретения преполимеризационная смесь не содержит никакого добавленного агента сшивания.
Описанные выше интервалы в отношении кислородопроницаемых полимеризуемых материалов, ионопроницаемых полимеризуемых материалов и ТМ8 предлагаются для того, чтобы читатель лучше понял изобретение. Однако следует отметить, что конкретные процентные содержания по массе или объему в отношении кислородопроницаемых полимеризуемых материалов и ионопроницаемых полимеризуемых материалов не являются наиболее важными факторами, учитывающимися при получении офтальмологической линзы, обладающей достаточной продолжительностью ношения. Более важно, чтобы линза имела достаточную ионопроницаемость для хорошего перемещения на глазе и достаточную кислородопроницаемость для хорошего состояния роговицы в течение продолжительного периода ношения.
Ό. Морфология.
Одним требованием к материалу линзы является то, чтобы линза обеспечивала высокое пропускание видимого излучения от наружной к внутренней поверхности линзы. Морфология линзы, которая включает участки, разделенные большой фазой, снижает пропускание видимого излучения и вызывает существенное нежелательное искажение изображения, тем самым, уничтожая ценность линзы как устройства коррекции зрения. Таким образом, линза должна иметь морфологию, которая обеспечивает, по крайней мере, около 80%, более предпочтительно около 90% пропускания видимого излучения и не приводит к получению какого-то существенного нежелательного искажения изображения.
В одном предпочтительном варианте изобретения материал линзы имеет, по крайней мере, две фазы: фазы, включающие, по крайней мере, одну кислородопроницаемую фазу и, по крайней мере, одну ионопроницаемую фазу. В то время как могут быть две разные фазы, полагают, что может присутствовать и переходная фаза, или граничная фаза, в которой состав материала и свойства материала представляют собой смесь этих качеств, присущих кислородопроницаемым и ионопроницаемым материалам.
Таким образом, могут существовать отличающаяся кислородопроницаемая фаза или множество отличающихся кислородопроницаемых фаз, отличающаяся ионопроницаемая фаза или множество отличающихся ионопроницаемых фаз, а также амфифатическая фазовая смесь кислородопроницаемых и ионопроницаемых фаз. В одном предпочтительном варианте изобретения температура стеклования (Тд) кислородопроницаемой фазы составляет менее чем приблизительно -115°С.
Полагают, что наличие раздельных кислородопроницаемой и ионопроницаемой фаз, а не полной смеси кислородопроницаемой и ионопроницаемой фаз, является благоприятным фактором в стимулировании диффузии кислорода и ионов. Кислород диффундирует главным образом через кислородопроницаемый полимер, тогда как ионопроницаемый полимер создает более сильный барьер для диффузии кислорода. Аналогичным образом ионы хорошо диффундируют через ионопроницаемый полимер, а кислородопроницаемый полимер создает более высокое сопротивление диффузии ионов. Таким образом, одна однородная кислородопроницаемая/ионопроницаемая фаза будет создавать нежелательное сопротивление и для кислородной, и для ионной диффузии, тогда как две раздельные кислородопроницаемая и ионопроницаемая фазы будут создавать пути низкого сопротивления для пропускания как кислорода, так и ионов или воды. Поэтому идеальная линза продолжительного ношения имеет путь или ряд путей от наружной поверхности к внутренней поверхности для пропускания кислорода, и аналогичный путь или ряд путей от наружной поверхности к внутренней поверхности для пропускания воды или ионов. В особенно предпочтительном варианте изобретения линза имеет две сооднородные фазы, одна из которых является кислородопроницаемой, а другая ионопроницаемой, что позволяет пропускать воду или ионы и кислород между фронтальной и базовой кривыми линзы.
Е. Объемное содержание воды.
Измерение содержания воды затруднено, так как трудно удалить сцепленные поверхностные капли, не воздействуя на объемное содержание воды. Кроме того, вода может быстро испаряться с поверхности линзы, что снижает объемное содержание воды по сравнению с равновесным уровнем. Следовательно, обсуждение объемного содержания воды в линзе гарантирует обсуждение методики измерения, используемой для определения содержания воды.
Предпочтительное объемное содержание воды гидратированной линзы будет являться функцией свойств материала линзы. Свойства материала зависят от преполимеризационных макромеров и мономеров и условий полимеризации. Таким образом, предпочтительное содержание воды для линзы, включающей фтор содержащий кислородопроницаемый материал, может отличаться от содержания воды для линзы, включающей силоксансодержащий кислородопроницаемый материал. Следовательно, несмотря на то, что для лучшего понимания изобретения предлагаются общие интервалы объемного содержания воды, изобретение в основном не ограничивается конкретными значениями объемного содержания воды.
Одним методом измерения содержания воды в линзе, изготовленной в соответствии с настоящим изобретением, упоминаемым как объемная методика, является следующий. Вопервых, линзу тщательно гидратируют в физио логическом солевом растворе так, что вода в линзе уравновешивается окружающей водой. Затем линзу осторожно промокают между двумя кусками ткани, не содержащей хлопковое волокно, в целях удаления поверхностной влаги. Линзу быстро помещают на алюминиевую чашу весов и вначале измеряют влажную массу Затем алюминиевую чашу весов с линзой помещают в печь при температуре 36°С на период, по крайней мере, 24 ч. После термообработки чашу весов с линзой извлекают, помещают в сушильный шкаф и охлаждают до комнатной температуры (около 22°С). Чашу весов с линзой взвешивают вновь для определения массы в сухом состоянии Линзу вновь уравновешивают в физиологическом солевом растворе и определяют вторую влажную массу ^2. Влажные массы (^1 и ^2) усредняют с получением средней влажной массы Объемное содержание воды определяют с помощью уравнения
Процентное содержание воды = (^„ - ^а) / Ψ, х 100
Предпочтительное объемное содержание воды в линзе, определенное объемной методикой составляет меньше чем приблизительно 32 мас.%. Более предпочтительно, линза имеет содержание воды около 10-30 мас.% на основе общей массы линзы. Особенно предпочтительное содержание воды в линзе составляет около 15-25 мас.%.
Б. Ионо- и водопроницаемость.
Неожиданно обнаружено, что ионопроницаемость через линзу соответствует перемещению на глазе. Как описано выше, известно, что перемещение линзы на глазе необходимо для обеспечения хорошего слезообмена и, в конце концов, для обеспечения здорового состояния роговицы. Хотя изобретение не связано представленной здесь теорией, может быть полезно обсудить некую теорию для лучшего понимания практических путей реализации изобретения.
Теоретически водопроницаемость является чрезвычайно важным признаком для линзы продолжительного ношения, которая включает описываемые здесь кислородопроницаемые полимеры. Силоксансодержащие кислородопроницаемые материалы склонны крепко прили пать к глазу, тем самым останавливая перемещение на глазе. Как полагают, способность пропускать воду сквозь линзу позволяет силоксансодержащей полимерной линзе перемещаться на глазе, причем перемещение происходит за счет сил, придаваемых водой, проходящей через линзу. Также полагают, что водопроницаемость линзы важна при пополнении содержания воды в линзе, как только давление отводится. Кроме того, полагают, что проницаемость ионов прямо пропорциональна проницаемости воды. Таким образом, ионопроницаемость является предсказателем перемещения на глазе.
Однако, независимо от того, является ли теория водопроницаемости правильным пониманием явления фактического перемещения на глазе или нет, неожиданно обнаружено, что на уровне выше определенного порогового значения ионопроницаемости сквозь линзу, от внутренней поверхности линзы до наружной или наоборот, линза будет перемещаться на глазе, а ниже этого порога линза будет прилипать к глазу. Таким образом, предлагаемые контактные линзы продолжительного ношения обеспечивают баланс между относительно высокой проницаемостью кислорода (и ассоциируемой высокой связующей способностью) кислородопроницаемых материалов и низкой связующей способностью (высокой способностью перемещаться на глазе) ионопроницаемых материалов. Полагают, что это достигается за счет создания множества непрерывных путей пропускания ионов для движения ионов и воды через линзу.
Следует отметить, что ионы могут перемещаться через линзу по своим ионным путям при помощи ряда способов. Например, ионы могут диффундировать по линзе из-за разницы в концентрации от одной поверхности к другой. Ионы также могут принуждаться к перемещению по ионным путям под механическим воздействием сокращения мышц при моргании, при этом сопутствующие сжимающие усилия на линзу по существу выталкивают воду из линзы. Кроме того, зарядовая природа поверхностей может создавать электродвижущую силу, которая движет ионопроницаемостью через линзу. В одно время одна из этих движущих сил может быть больше чем остальные, тогда как в другое время относительное значение может быть обратным. Это обсуждение представлено для пояснения того, что изобретение не ограничивается способом или движущей силой, за счет которых ионы перемещаются по линзе.
Ни измерение водопроницаемости, ни измерение ионопроницаемости через офтальмологическую линзу не считается обычным вопросом тестирования в промышленности. Следовательно, обсуждение предпочтительных диапазонов ионо- или водопроницаемости дает право обсуждать методики измерения, используемые для определения проницаемости.
Водопроницаемость линзы можно определить на основании скорости водопроницаемости через линзу от одной поверхности к другой. Водопроницаемость линзы можно определить, поместив линзу между двух резервуаров с растворами, имеющими известные и отличающиеся начальные концентрации радиоактивно меченой воды (например, насыщенной тритием воды) с последующим измерением концентрации радиоактивно меченой воды в приемном резервуаре (резервуаре, в направлении которого чистый поток радиоактивно меченой воды является положительным) в зависимости от времени.
Относительную ионопроницаемость линзы можно определить на основании скорости ионопроницаемости через линзу от одной поверхности к другой. Скорость ионопроницаемости линзы можно определить, поместив линзу между двух резервуаров с растворами, имеющими известные и отличающиеся начальные концентрации радиоактивно меченой воды с последующим измерением удельной проводимости в приемном резервуаре (резервуаре, в направлении которого чистый поток ионов является положительным) в зависимости от времени. Концентрацию ионов, таких как натрия, можно измерить точно с использованием рН-метра и ионоизбирательного электрода. Полагают, что ионы передаются через линзу от внутренней поверхности к наружной поверхности и наоборот, главным образом, за счет диффузии ионов по водным путям в линзе. Считают, что проницаемость ионов через линзу прямо пропорциональна проницаемости воды через линзу.
1. Измерение ионопроницаемости методом ионного потока.
Следующая методика, упоминаемая как метод ионного потока, является предпочтительным способом определения ионопроницаемости линзы. Данная методика может быть использована для определения вероятности перемещения на глазе.
Метод ионного потока включает использование кондуктометра (ЬЕ 2000/С, каталог № 300105, \У155СП5с11аГШс11-Тсс11Ш5с11с \Усгкйайеп СтВН (^Т^), Германия), электрода, снабженного температурным датчиком (ЬК. 01/Т, каталог № 302520, ^Т^), донорской камеры, содержащей солевой раствор, приемной камеры, содержащей около 60 мл деионизированной воды, смесительного стержня и термостата.
Донорская камера специально предназначена для герметизации контактной линзы, так чтобы донорский раствор не проходил вокруг линзы (то есть, по линзе могут проходить только ионы). Донорская камера состоит из стеклянной трубки, которая имеет резьбу на конце, опущенном в приемный раствор. Стеклянная трубка включает расположенное в центре отверстие диаметром приблизительно 9 мм. Крышка, которая также имеет резьбу для со пряжения со стеклянной трубкой, содержит элемент удержания линзы, который включает расположенное в центре отверстие диаметром приблизительно 8 мм. Элемент удержания линзы включает входящую в другую деталь часть, приспособленную для сопряжения и уплотнения краев внутренней (вогнутой) поверхности линзы, и охватывающую часть, приспособленную для сопряжения и уплотнения краев наружной (выпуклой) поверхности линзы.
Линзу, подвергаемую измерению, помещают в элемент удержания линзы между входящей в другую деталь частью и охватывающей частью. Эти части включают эластичные уплотняющие кольца, расположенные между линзой и соответственной входящей в другую деталь частью, и охватывающей частью. После помещения линзы в элемент удержания линзы последний помещают в резьбовую крышку. Крышку навинчивают на стеклянную трубку, образуя донорскую камеру. Донорскую камеру заполняют 16 мл 0,1 молярного раствора ЫаС1. Приемную камеру заполняют 60 мл деионизированной воды. Отводы кондуктометра погружают в деионизированную воду приемной камеры и в приемную камеру помещают смесительный стержень. Приемную камеру помещают в термостат и температуру поддерживают на уровне около 35°С. Наконец, донорскую камеру погружают в приемную камеру.
Измерения проводимости осуществляют каждые 20 мин в течение примерно 3 ч, начиная через 1 0 мин после погружения донорской камеры в приемную камеру. Коэффициент диффузии ионного потока Ό определяют с применением закона Фика следующим образом
Ό = - п' / (А х йс/йх) где п' - скорость перемещения ионов, моль/мин;
А - площадь линзы, мм2;
Ό - коэффициент диффузии ионного потока, мм2/мин;
йс - разность концентраций, моль/л;
йх - толщина линзы, мм.
Коэффициент диффузии ионного потока на уровне выше чем приблизительно 6,4 х 10-6 мм2/мин, является предпочтительным для достижения достаточного перемещения на глазе. Более предпочтительно, если коэффициент диффузии ионного потока выше чем приблизительно 2,6 х 10-6 мм2/мин, и наиболее предпочтительно, если коэффициент диффузии ионного потока выше чем приблизительно 1,5 х 10-6 мм2/мин. Следует отметить, что коэффициент диффузии ионного потока соответствует ионопроницаемости через линзу и тем самым является предсказателем перемещения на глазе.
2. Измерение относительной ионопроницаемости ионотоническим методом.
Следующая методика, упоминаемая как ионотонический метод, является другим предпочтительным способом определения относительной ионопроницаемости линзы. Методи ка основана на измерении диффузии хлорида натрия через линзу.
Ионотонический метод предусматривает использование рН-метра (Весктап, УАК каталог № ВК123142), пульта привода диффузионной ячейки У8С-1 (Сго\\п-В|о. Сомервилл, Нью-Джерси, США), диффузионной ячейки ИСВ-100В (С’го\\п-Вю) и электрода, специфического к ионам натрия, имеющего размер 6 см (М1стое1есйошс8, Лондондерри, Нью-Гемпшир, США, каталог № М1-414Р). Методика не ограничивается вышеупомянутыми приборами или материалами, можно использовать эквивалентные приборы или материалы.
Вначале контактную линзу закрепляют на отверстии камеры ячейки ИСВ-100В донорской камеры. Затем соединительную камеру (камеруприемник) помещают напротив донорской камеры, содержащей контактную линзу, и плотно крепят на зажиме-держателе, поставляемым вместе с пультом привода У8С-1. Затем забуференный фосфатом физиологический раствор (ЗФР, Меб1а1ес1т каталог № 21-031-ЬУ) помещают в приемную часть камеры. В каждую камеру вводят смесительные прутки. 6 см электрод помещают в приемную часть с раствором ЗФР. После того, как электрод уравновесился в растворе ЗФР, помещают рН-метр в функции мВ для установки точки 0 мВ. Раствор ЗФР, который насыщен хлоридом натрия, добавляют в донорскую камеру.
Сигнал в мВ регистрируют с 5, 10, 15, 30, 60, 120 и 180 минутными интервалами. Сигнал в мВ преобразуют в концентрацию ионов натрия с помощью стандартной кривой концентрации ионов натрия в зависимости от сигнала в мВ. Ионотонический коэффициент ионопроницаемости Р затем определяют в соответствии с уравнением
1п(1 - 2С(!)/С(О)) = -2Αρΐ/νά где С(1) - концентрация ионов натрия во время ΐ в приемной ячейке;
С(О) - начальная концентрация ионов натрия в донорской камере;
А - площадь мембраны, то есть площадь линзы, экспонируемая по отношению к ячейкам;
V - объем отделения ячейки, 3,0 мл;
ά - средняя толщина линзы на участке экспозиции;
Р - коэффициент проницаемости.
Среднюю толщину линзы на испытательном участке экспозиции можно определить усреднением числа замеров, например 1 0 замеров, с помощью толщиномера низкого давления, такого как микрометр МйоЮуа УЪ-50, или его эквивалента. Ионотонический коэффициент ионопроницаемости Р в единицах см2/с можно определить из наклона годографа (ΐ) в зависимости от 1п(1 - 2С(!)/С(О)) х (-2Αρΐ/νά).
Ионотонический коэффициент ионопроницаемости Р выше чем приблизительно
0,2 х 10-6 см2/с, является предпочтительным, тогда как выше чем 0,3 х 10-6 см2/с, является более предпочтительным, и выше чем 0,4 х 10-6 см2/с, является наиболее предпочтительным. Следует отметить, что ионотонический коэффициент ионопроницаемости соответствует ионопроницаемости через линзу и тем самым является предсказателем перемещения на глазе.
3. Измерение водопроницаемости методом гидродель.
Следующая методика, упоминаемая как метод гидродель, является предпочтительным способом определения водопроницаемости линзы. Методика может быть использована для определения вероятности адекватного перемещения на глазе.
Метод гидродель предусматривает измерение скорости передачи радиоактивно меченых веществ ТНО (3Н-НО или насыщенной тритием воды) и 14С-глюкозы по контактной линзе с использованием двухкамерного аппарата. С-глюкозу используют в этом методе измерения для выявления любой утечки в системе во время испытания. Линзу устанавливают между камерами, в которых перемешивание осуществляют с регулируемой скоростью. Камера I содержит раствор с высокой концентрацией меченого вещества. Камера II (приемная камера) содержит идентичный раствор, но без меченого вещества. Пробы раствора в камерах I и II отбирают с интервалами в течение периода испытания. Измеряют радиоактивность в пробах. Проницаемость линзы вычисляют из измеренной радиоактивности, времени отбора проб, объема камер и площади линзы, экспонируемой к растворам. Более подробное описание методики гидродель следует ниже.
а. Приготовление растворов.
Физиологический раствор, забуференный фосфатом Дульбекко (ДЗФР), получают сначала растворением последовательно около 1 60 г хлорида натрия (ЫаС1), около 4 г хлорида калия (КС1), около 23 г вторичного кислого фосфата натрия (Ыа2НРО4), около 4 г первичного кислого фосфорнокислого калия (КН2РО4) и около 10 г азида натрия в литре воды обратного осмоса (ΜίΙΙίΟ). Затем рН доводят примерно до 7,3 путем добавления соответствующих количеств НС1. Наконец, забуференный раствор разбавляют до 1:20 (50 мл забуференного раствора с 950 мл воды обратного осмоса) и дегазируют либо в контейнере с винтовой пробкой в течение ночи, либо в вакууме.
Забуференный раствор холодной глюкозы получают путем добавления около 0,1 г Ό-глюкозы к одному литру ПРВ8 с последующей стерилизацией путем фильтрации через миллипоровый фильтр с размером ячеек 0,2 мкл и хранения при температуре 4°С вплоть до использования.
Раствор в камере I получают путем добавления 6 мкл ТНО (ТК53, активность 1,0 Ки/мл, поставляется компанией Атегкйат Лийгайа, расположенной в Νοιίΐι Кубе N8 XV. Австралия) и около 16 мкл 14С-глюкозы (в этаноле, поставляется компанией Атегкйат Аик1га11а) примерно к 12 мл забуференного раствора холодной глюкозы. Предпочтительно, этот раствор используют примерно в течение 24 ч после приготовления. Раствор в камере II представляет собой ΌΡΒ8.
b. Подготовка аппарата.
Камеры имеют объем, достаточный для сохранения около 1 2 мл раствора во время испытания. Несмотря на то, что точная форма камер не имеет решающего значения, обе камеры имеют прямоугольное сечение для облегчения конструкции. Камеры можно изготовить из множества водонепроницаемых жестких материалов, предпочтительно прозрачных (например, акриловых пластин, пластмассы РХ, МагпскуШе Ν8ν, Австралия) с тем, чтобы пробы можно было наблюдать во время испытания. Каждая камера имеет кольцевое отверстие диаметром около 7 мм, подходящее для установки линзы между камерами в целях взаимодействия с растворами, содержащимися в камерах. Для крепления одной камеры к другой, между которыми установлена линза, необходимы средства крепления, такие как ряд крепежных болтов.
Испытуемую контактную линзу устанавливают симметрично по отверстию в камере II. Складки и морщины с линзы устраняют вручную. Камера I расположена, примыкая к отверстию и установленной линзе в камере II, и камеры закрепляют одну к другой с использованием крепежных болтов.
Около 12 мл (У2) вещества ΌΡΒ8 помещают в камеру II. Около 12 мл меченого раствора камеры I помещают в камеру I, и в этот момент устанавливают время 1=0. Смесители вводят в обе камеры, и скорость перемешивания устанавливают на уровне около 1200 об/мин.
c. Отбор проб.
Отбор проб обычно начинают в момент времени 10=5 мин. Время конечного отбора 1( обычно составляет около 50 мин для линз с высоким содержанием воды и около 1 20 мин для линз с низким содержанием воды, хотя это время не имеет решающего значения.
Во время 1о=5 мин две пробы объемом около 0,2 мл извлекают через пипетку из камеры I и две 0,2 мл аликвоты ΌΡΒ8 добавляют в камеру I для восстановления объема. Эти пробы помещают в пластмассовые пробирки для подсчета радиоактивности, содержащие около 4 мл коктейля ИШта Со1б™ (поставляется компанией Раскагб [п^гитеШ Со., Мериден, Коннектикут, США) и около 0,9 мл ΌΡΒ8.
Также во время 1о одну пробу объемом около 1,0 мл извлекают через пипетку из камеры II и одну 1,0 мл аликвоту ΌΡΒ8 добавляют в камеру II для восстановления объема. Пробу помещают в пластмассовую пробирку для под счета радиоактивности, содержащую около 4 мл коктейля ИШта Со1б™.
В промежуточные периоды времени между 10 и 1( (например, каждые 10 мин) одну пробу объемом около 1,0 мл извлекают через пипетку из камеры II и одну 1,0 мл аликвоту ΌΡΒ8 добавляют в камеру II для восстановления объема. Каждую пробу помещают в пластмассовую пробирку для подсчета радиоактивности, содержащую около 4 мл коктейля ИШта Со1б™.
Во время 1( две пробы объемом около 0,2 мл извлекают через пипетку из камеры I. Эти пробы помещают в пластмассовые пробирки для подсчета радиоактивности, содержащие около 4 мл коктейля ИШта Со1б™.
Также во время 1( две пробы объемом около 0,2 мл извлекают через пипетку из камеры II. Эти пробы помещают в пластмассовые пробирки для подсчета радиоактивности, содержащие около 4 мл коктейля ИШта Со1б™.
6. Измерения.
Активность проб измеряют с использованием жидкостного сцинтилляционного подсчета или иной подходящей методики.
Жидкостный сцинтилляционный подсчет можно удобно осуществить с использованием протокола № 6 для 3Н/14С на жидкостном сцинтилляционном анализаторе Τή-СагЬ (1900ТК, поставляется компанией Ρаска^ά Iη81^итеη1 Со.).
Получают три стандарта, содержащие около 1 04-1 05 импульсов в мин ТНО в воде обратного осмоса (ΜίΙΙίΟ). Также получают три стандарта, содержащие около 1 04-1 05 импульсов в мин 1 4С-глюкозы в воде обратного осмоса (ΜίΙΙίΟ). Получают контрольную пробу, содержащую воду Μίΐΐίρ.
Установки сцинтилляционного анализатора: ТЬА - 0 кэВ и иЬА - 12 кэВ для 3Н (1) в канале 1, ΤΤΒ - 12 кэВ и υΤΒ - 156 кэВ для 14С (2) в канале 2. Стандартные и контрольную пробы подсчитывают три раза в течение каждого подсчета пробы, после чего результаты подсчетов усредняют. Ниже приводятся соответствующие измерения активности проб.
Ь1 - измеренная активность контрольной пробы в канале 1;
Ь2 - измеренная активность контрольной пробы в канале 2;
8'11 - измеренная активность стандартной пробы 3Н в канале 1 ;
8'12 - измеренная активность стандартной пробы 14С в канале 2;
8'21 - измеренная активность стандартной пробы 3Н в канале 1 ;
8'22 - измеренная активность стандартной пробы 14С в канале 2;
у1 - измеренная активность испытуемой пробы (3Н и 14С) в канале 1;
у2 - измеренная активность испытуемой пробы (3Н и 14С) в канале 2.
е. Определение величины водопроницаемости.
Для того, чтобы определить действительную активность пробы, измеренную активность изотопов 3Н и 14С вначале необходимо откорректировать для устранения погрешности, вызванной перекрестным заражением из-за наличия обоих изотопов в пробе. Без объяснения математических выводов, следующая поэтапная методика предлагается в качестве примера одного метода определения водопроницаемости на основе вышеупомянутых измерений.
(1) Необходимо найти 8ц, 812, 821 и 822 из следующих уравнений:
§11 = 8'11 - Ь1
812 = 8'12 - Ь1 821 = 821 - Ь2 §22 8 22 - Ь2 (2) Необходимо найти а12 и а21 из следующих уравнений:
а12 = 812 / 822 а21 = 821 / 811 (3) Находим откорректированные концентрации 3Н (1) и 14С (2) из следующих уравнений:
с1 = [(У1 - Ь1) - а12(у2 - Ь2)] / (I- а12а21)^' с2 = [(У2 - Ь2) - а21 (У1 - Ь1)] / (I- а12а21)^' где V обозначает объем испытуемой пробы.
(4) Находим водопроницаемость для интервала от 11 до 12 следующим образом:
Р = М’[е”(12) - с”О / А(с’ - с”)(11 - С) где V” означает объем в камере II;
с”(12) означает концентрацию 3Н в камере II во время 12;
с”(11) означает концентрацию 3Н в камере II во время 11;
А означает экспонируемую площадь линзы;
с’ означает среднюю концентрацию 3Н в камере I в течение периода времени от 11 до 12; и с” означает среднюю концентрацию 3Н в камере II в течение периода времени от 11 до 12.
Офтальмологические линзы одного варианта настоящего изобретения имеют гидродельный коэффициент водопроницаемости выше чем приблизительно 0,2 х 10-6 см2/с. Офтальмологические линзы в предпочтительном варианте настоящего изобретения имеют гидродельный коэффициент водопроницаемости выше чем приблизительно 0,3 х 10-6 см2/с. Офтальмологические линзы в наиболее предпочтительном варианте настоящего изобретения имеют гидродельный коэффициент водопроницаемости выше чем приблизительно 0,4 х 10-6 см2/с.
О. Коэффициент пропускания и проницаемость кислорода
Как упомянуто выше, роговица получает кислород, главным образом, из роговичной поверхности, которая экспонирована окружающей среде, в противоположность другим тканям, которые получают кислород из кровотока. Таким образом, офтальмологическая линза, которая может носиться на глазе продолжительное время, должна обеспечивать проникновение достаточного количества кислорода через линзу к роговице для поддержания роговицы в здоровом состоянии. В результате получения роговицей недостаточного количества кислорода роговица опухает. В предпочтительном варианте коэффициент пропускания кислорода предлагаемыми офтальмологическими линзами достаточен для предотвращения любой клинически значимой величины опухания роговицы.
Предпочтительный материал офтальмологической линзы будет иметь коэффициент пропускания кислорода (Бк/1). по крайней мере, 70 (см3 кислорода)(мм)/мм-см2)х(с/мм рт.ст.) х 10-9 или [баррер/мм], более предпочтительно, по крайней мере, 75 баррер/мм, и наиболее предпочтительно, по крайней мере, 87 баррер/мм.
Коэффициент пропускания линзы и кислородопроницаемость материала линзы можно определить с использованием следующей методики. Потоки кислорода (I) измеряют при температуре 34°С во влажной камере (то есть, потоки газа поддерживают при относительной влажности около 100%) с использованием прибора ΌΚ1000 (поставляется Аррйсб Бскщп апб Бсус1ортсп1 Со., Норкросс, Джорджия, США) или аналогичного аналитического прибора. Воздушный поток, имеющий известное процентное содержание кислорода (например, 21 %), пропускают по одной стороне линзы со скоростью около 1 0-20 см3/мин, тогда как поток азота пропускают по другой стороне линзы со скоростью около 10-20 см3/мин. Измеряют барометрическое давление, окружающее систему, РИЗМЕРЕНО. Толщину (I) линзы на участке, подверженном испытанию, определяют путем измерения приблизительно на 1 0 участках с помощью микрометра МйоГоуа νΚ-50 или аналогичного прибора, и результаты измерений усредняют. Концентрацию кислорода в потоке азота (то есть, кислорода, который диффундирует по линзе) измеряют с использованием прибора ΌΚ1000. Коэффициент пропускания материала линзы Б|.: определяют с помощью формулы
Ок = И/(РКИСЛОРОДА) где I - поток кислорода, мкл О2/см2 - мин;
РКИСЛОРОДА = (РИЗМЕРЕНО - РВОДЯНОГО ПАРА) х (% О2 в потоке воздуха) - парциальное давление кислорода в потоке воздуха, мм рт.ст.;
РиЗмЕрЕнО - барометрическое давление, мм рт. ст.;
Рводяного пара = 0 мм рт.ст. при 34°С (в сухой камере), мм рт.ст.;
Рводяного пара = 40 мм рт.ст. при 34°С (во влажной камере), мм рт. ст.;
I - средняя толщина линзы по экспонируемому участку испытания, мм;
где Бк выражается в единицах баррер, то есть, (см3 кислорода)(мм)/см2 х (с/мм рт.ст.) х 1 0- 1 0.
Коэффициент пропускания кислорода (Ок/ΐ) материала можно вычислить путем деления кислородопроницаемости (Эк) на среднюю толщину (ΐ) линзы.
H. Механические параметры перемещения на глазе
Перемещение линзы на глазе можно предсказать, исходя из механических свойств линзы, ионо- и водопроницаемости через линзу и механических свойств, ионо- и водопроницаемости. В действительности, перемещение линзы на глазе можно предсказать более точно, исходя из комбинации механических свойств линзы и ионо- и водопроницаемости.
I. Модуль упругости при растяжении и короткое время релаксации
Механическое испытание на упругость при растяжении можно проводить на материале линзы для определения механических свойств. Методика приготовления испытуемого образца линзы для последующего исследования механических свойств включает следующие стадии.
. По центру линзы отрезают полоску с параллельными сторонами. Пригодная ширина полоски составляет около 3,1 мм.
2. Испытуемую полоску погружают в забуференный фосфатом физиологический раствор (приближая осмомолярность глазной жидкости) на период около 24 ч перед испытанием.
3. Проводят механическое испытание с помощью полоски, погруженной в забуференный фосфатом физиологический раствор при температуре окружающей среды (около 23°С).
Модуль упругости при растяжении можно измерить, применяя по отношению к полоске скорость деформирования около 100% в мин и регистрируя полученное напряжение. Однако методику можно использовать при различных скоростях деформирования.
Релаксацию напряжений измеряют, прилагая постоянное напряжение около 5% на испытуемую полоску и регистрируя полученное напряжение в течение примерно 5 мин. Пригодным прибором для механических испытаний для этого типа испытания является Уйгобуие У-200, поставляемый компанией Ысссо Вюшесйашса1 БЫгитепК которая расположена в г. Берлингтон, Вермонт, США.
Для анализа данных по релаксации напряжений трехкомпонентную модель Мах\\е11\У1есНеП (пружина и два параллельных пружинных демпфера) можно принять за полимерный материал. Для этой модели релаксационный модуль упругости представлен уравнением
Ε(ΐ) = Е0 + Е1ехр(-!/!1) + Е2ехр(-1/12)
Кривые напряжения в зависимости от времени могут быть нормализованы до максимального (начального) напряжения, индуцируемого в образцах. Эти кривые можно анализировать с использованием целого ряда коммерчески доступного программного обеспечения (например, программного обеспечения ΟΒΙΟΙΝ) путем подгонки двойного экспоненциального уравнения у(1) = у0 + А1ехр(-1/11) + Л2ехр(-1/12) для получения параметров у0, ΐ1, А1, ΐ2 и А2 релаксации напряжений.
Обнаружено, что модуль упругости при растяжении (модуль упругости Е) и постоянная короткого времени релаксации (ΐ!) хорошо согласуются с перемещением на глазе. Для того чтобы иметь соответствующее перемещение на глазе, линза предпочтительно имеет модуль упругости при растяжении менее чем приблизительно 3 МПа. Более предпочтительно, Е составляет около 0,4-2,5 МПа, тогда как особенно предпочтительный Е составляет около 0,5-1,5 МПа.
Предпочтительная постоянная короткого времени релаксации (ΐ!) составляет более чем приблизительно 3,5 с. Более предпочтительно, ΐ1 составляет около 4 с, тогда как особенно предпочтительная ΐ1 составляет около 4,5 с.
2. Тангенс дельта
Линзы также могут быть оценены методами динамомеханического анализа (ДМА). Определено, что коэффициент, известный как δ (то есть, тангенс дельта), также известный как коэффициент механических потерь, хорошо согласуются с перемещением на глазе. Обнаружено, что материалы линзы, которые перемещаются на глазе, проявляют явное увеличение при повышении частоты приблизительно от 0,1 до 10 Гц, когда эти материалы испытывают с помощью динамомеханического анализа, δ предпочтительного материала линзы составляет более чем приблизительно 0,2 при 0,1 Гц и возрастает до уровня около 0,25 или более при частоте около 1 0 Гц. Более предпочтительным является δ, равный около 0,3 или более при 10 Гц, тогда как даже более предпочтителен δ, равный около 0,5 или более при 10 Гц.
Показатели измерения ДМА можно определить в соответствии со следующей методикой. Приготавливают диск материала линзы, имеющий диаметр около 3,0 мм и толщину около 0,50 мм. Диск помещают в прибор РегкшЕ1тег ΌΜΑ-7. Диск погружают в раствор, забуференный до рН около 7,2, и сохраняют изотермически в течение около 1 0 мин или более перед испытанием, при температуре около 23-35°С. Прибор устанавливают на режим измерения сжатия и напряжение на образец доводят до отметки около 2 - 4 % в зависимости от реакции образца. Амплитуда сжатия составляет около 2-4 мкм. Измерения модуля упругости при растяжении и δ осуществляют при частотах около 0,1, около 1 и около 10 Гц.
3. Сочетания параметров
В целях обеспечения соответствующего перемещения линзы на глазе, можно отобрать материалы, которые обладают сочетанием вышеупомянутых свойств. Поэтому предпочти тельная группа материалов контактных линз продолжительного ношения имеет
a) модуль упругости (Е) около 1,5 МПа или менее;
b) постоянную короткого времени релаксации (11) более чем приблизительно 4 с; и
c) ионотонический коэффициент проницаемости ионов выше чем приблизительно 0,3 х 10-6с м 2/с и / или коэффициент диффузии ионного потока выше чем приблизительно 6,4 х 10-6 мм2/мин.
I. Примеры пригодных материалов
1. Материал А
Один вариант пригодного наполнителя офтальмологических линз в соответствии с настоящим изобретением представляет собой сополимер, образованный из следующих мономерных и макромерных компонентов
a) около 5-94% на основе массы в сухом состоянии макромера, имеющего сегмент формулы
ΟΡ-ΡΑΟ-Όυ-ΑΕΚ-ΡΌΜ8-ΑΕΚ-Όυ-ΡΑΟ-ΟΡ где ΡΌΜ8 означает двухвалентный поли(двухзамещенный силоксан);
ΑΕΚ означает группу алкилена или алкиленокси, имеющую, по крайней мере, 3 атома углерода;
Όυ означает диуретансодержащую группу;
РАО означает двухвалентный полиоксиалкилен; и
СР выбирают из акрилатов и метакрилатов, при этом указанный макромер имеет среднечисленную молекулярную массу от 2000 до 10000;
b) около 5-60% на основе массы метакрилоксипропилтрис(триметилсилокси)силана;
c) около 1 -30% на основе массы акрилатного или метакрилатного мономера; и
б) около 0-5% на основе массы агента сшивания, причем мас.% даны на основе массы в сухом состоянии полимерных компонентов.
Предпочтительный полисилоксановый макромер определен формулой
ΕΡ-ΡΑΟ-θυ-ΑΤΚ-ΡΟΜ8-ΑΤΚ-θυ-ΡΑΟ-ΕΡ где ΡΌΜ8 означает двухвалентный поли(двухзамещенный силоксан);
СР означает изоцианатоалкиловый акрилат или метакрилат, предпочтительно изоцианатоалкиловый метакрилат, где группа уретана присоединена к концевому атому углерода на группе РАО;
РАО означает двухвалентный полиоксиалкилен (который может быть замещенным) и, предпочтительно, полиэтиленоксид, то есть, (-СН2-СН2-Ο-)тСН2СН2-, где т может варьироваться примерно от 3 до 44, более предпочтительно примерно от 4 до 24;
Όυ означает диуретан, предпочтительно включающий циклическую структуру, где атом кислорода уретановой связи (1) присоединен к группе РАО, а атом кислорода уретановой связи (2) присоединен к группе ΑΕΚ; и
ΑΕΚ означает группу алкилена или алкиленокси, имеющую, по крайней мере, 3 атома углерода, предпочтительно разветвленную группу алкилена или алкиленокси, имеющую от 3 до 6 атомов углерода, и наиболее предпочтительно группу втор-бутила (то есть, -СН2СН2СН-(СН3)-) или группу этоксипропокси (то есть, -Ο-(СН2)2-Ο-(СН2)3-).
Следует отметить, что группа Όυ может быть образована из целого ряда диизоцианатов или триизоцианатов, включая алифатические, циклоалифатические или ароматические полиизоцианаты. Эти изоцианаты включают, не ограничиваясь, этилен диизоцианат; 1 ,2-диизоцианатопропан; 1 ,3-диизоцианатопропан; 1,6-диизоцианатогексан; 1 ,2-диизоцианатоциклогексан; 1 ,3-диизоцианатоциклогексан; 1 ,4-диизоцианатобензол;
бис(4-изоцианатоциклогексил)метан; бис(4-изоцианатофенил)метан; 1 ,2- и 1 ,4-толуол диизоцианат;
3.3- дихлоро-4,4'-диизоцианатобифенил; трис(4-изо- цианатофенил)метан; 1 ,5-диизоцианатонафталин;
гидрированный толуол диизоцианат; 1 -изоцианатометил-5-изоцианато-1 ,3,3-триметилциклогексан (то есть, изофорон диизоцианат); 1,3,5-трис(6изоцианатогексил) биурет; 1 ,6-диизоцианато-2,2,4(2,4,4)-триметилгексан; 2,2'-диизоцианатодиэтил фумарат; 1 ,5-диизоцианато-1 -карбоксипентан; 1 ,2-,
1.3- , 1,6-, 1,7-, 1,8-, 2,7- и 2,3-диизоцианато- нафталин; 2,4- и 2,7-диизоцианато-1-метилнафталин; 1,4-диизоцианатометилциклогексан; 1 ,3диизо-цианато-6(7)-метилнафталин; 4,4'диизоцианатоби-фенил; 4,4'-диизоцианато-3,3 'диметоксибифенил; 3,3'- и 4,4'-диизоцианато-2,2'диметилбисфенил; бис(4-изоцианатофенил) этан; бис(4-изоцианато-фениловый эфир); 1 ,2-или 1 ,4толуол диизоцианат; и их смеси. Предпочтительно, если Όυ образуют из изофорон диизоцианата или толуол диизоцианата, и более предпочтительно, изофорон диизоцианата, где одна изомерная диуретановая структура изофорон диизоцианата определена выше.
Предпочтительный макромерный сегмент материала А имеет формулу
~ _ II π II II
А4ОЯс ΟΟΝ N00 Ρ2ιοΑΊ Н12 ΟΟΝ--Н14--ОС--Н1Г *- —ф 16 н н н где В! и В2 обозначают низший СгС6-алкил, предпочтительно СгС3-алкил, более предпочтительно метил;
В3, В4, В5 и В6 обозначают низший СГС6алкилен, предпочтительно СгС3-алкилен, более предпочтительно С2-С3-алкилен, и предпочтительно, если общее количество атомов углерода в В3 и В5 или В4 и Вб составляет более чем 4;
В7 и В8 обозначают линейный или разветвленный алкилен или двухвалентный циклоалки лен, предпочтительно двухвалентный циклоалкилен;
К9, К10, К.и и К12 обозначают С3-С2-алкилен, предпочтительно С2-алкилен;
К13 и К14 обозначают низший С3-С6-алкилен, предпочтительно С1-С3-алкилен, более предпочтительно этилен; и
К15 и К16 обозначают линейный или разветвленный низший алкенилен, предпочтительно С2-С3-алкенилен;
т и р, независимо один от другого, могут варьироваться приблизительно от 3 до 44, более предпочтительно приблизительно от 4 до 24; и η может варьироваться приблизительно от 13 до 80, более предпочтительно приблизительно от 20 до 50, и даже более предпочтительно приблизительно от 24 до 30.
Полисилоксановый макромер можно синтезировать с использованием следующего предпочтительного способа. Приблизительно при комнатной температуре (около 20-25°С) поли(диметилсилоксан) диалканол, имеющий концевые группы гидроксиалкила (например, гидрокси-втор-бутила) или гидроксиалкокси (например, гидроксиэтилпропокси) и молекулярную массу около 2000-3000 (предпочтительно около 2200, то есть, имеющий около 28 повторяющихся силоксановых групп), подвергают взаимодействию с изофорон диизоцианатом при молярном отношении около 1:2, используя около 0,2 мас.% (на основе полидиметилсилоксана) дилаурата дибутилолова, добавляемого в качестве катализатора. Взаимодействие осуществляют в течение около 36-60 ч. К этой смеси добавляют поли(этиленгликоль), имеющий молекулярную массу около 400-1 200 (предпочтительно около 500-700), при молярном отношении около 2:1 или 2,1:1 в отношении ΡΌΜ8, около 0,4-0,5 мас.% дилаурата дибутилолова (на основе массы полиэтиленгликоля) и хлороформ в количестве, достаточном для того, чтобы гарантировать по существу однородность смеси. Смесь перемешивают в течение примерно 12-18 ч, затем оставляют при температуре около 44-48°С примерно на 6-10 ч. Избыток хлороформа удаляют упариванием при комнатной температуре с получением композиции, имеющей около 50 мас.% твердых частиц. Затем в смесь добавляют изоцианатоэтил метакрилат при молярном отношении около 2:1-2,3:1 в отношении ΡΌΜ8. Смесь перемешивают при комнатной температуре в течение примерно 15-20 ч. Полученный раствор содержит полисилоксановый макромер, имеющий композицию, описанную выше, и среднечисленную молекулярную массу приблизительно от 2000 до 1 0000, более предпочтительно около 3000-5000.
Полезным полимерным материалом, образованным из макромера материала А настоящего изобретения, является сополимер вышеупомянутого макромера материала А; акрилированный или метакрилированный силоксановый мономер, предпочтительно метакрилоксипропилтрис (триметилсилокси) силан (упоминаемый здесь как ТК18); гидрофильный мономер, предпочтительно 2-гидроксиэтил метакрилат (НЕМА); и предпочтительно агент сшивания, такой как этиленгликоль диметакрилат (ЕСΌΜΑ). Конечная композиция сополимера включает около 1 0-90, предпочтительно около 70 -90 мас.% полисилоксанового макромера; около 560, предпочтительно около 8-20 мас.% силоксанового мономера; около 1-30, предпочтительно около 1-5 мас.% акрилатного или метакрилатного мономера; и около 0-5, предпочтительно до 2 мас.% агента сшивания (например, ЕСЭМА). на основе общей массы сополимера в сухом состоянии. Более предпочтительная композиция включает около 80-84 мас.% полисилоксанового макромера; около 12-15 мас.% ТК18; около 3-4 мас.% 2-гидроксиэтил метакрилата; и около 0,71,2 мас.% этиленгликоль диметакрилата.
Полезные сополимеры в соответствии с настоящим изобретением могут быть получены из вышеописанного полисилоксанового макромера следующим образом. Мономерный раствор получают путем добавления в раствор полисилоксанового макромера ТК18, НЕМА, ΌΑΡΌСиК® 1173 (фотоинициатор, поставляемый компанией С1ЬаСе1§у Сотротайоп) и, по выбору, ЕСЭМА. Полученный раствор полимерного предшественника содержит около 83-95 мас.% раствора полисилоксанового макромера; около 5-10 мас.% ТК18; около 0,5-5 мас.% НЕМА; около 0,1-1,0 мас.% ПАКОСНК.® 1173 и около 0,1-1,0 мас.% ЕСЭМА. Более предпочтительно мономерный раствор содержит около 87-93 мас.% раствора полисилоксанового макромера; около 7-8 мас.% ТК18; около 2-4 мас.% НЕМА; около 0,3-0,7 мас.% ПАКОСИК® 1173 и около 0,3-0,7 мас.% ЕСЭМА. Мономерный раствор предпочтительно перемешивают в течение приблизительно 8-24 ч перед осуществлением стадии полимеризации.
Контактные линзы могут быть получены из мономерного раствора путем внесения мономерного раствора в соответствующие изложницы для изготовления линз и использования достаточного ультрафиолетового (УФ) излучения для инициации полимеризации. Ультрафиолетовое излучение можно применять в течение периода от нескольких до 5 мин, приблизительно, в зависимости от интенсивности используемого излучения. Вслед за полимеризацией контактную линзу можно экстрагировать растворителем, например изопропанолом, для удаления непрореагировавших мономеров.
Так, один вариант настоящего изобретения представляет собой способ получения сформованного полимерного изделия, пригодного для офтальмологических применений (особенно в контактных линзах), который предполагает проведение следующих стадий:
a) поли(диалкилсилоксан)диалканол подвергают взаимодействию с диизоцианатсоединением в присутствии первого катализатора в условиях, достаточных для того, чтобы вызвать реакцию указанного диалканола с указанным диизоцианатом, тем самым получая первую смесь;
b) указанную первую смесь подвергают взаимодействию с поли(алкиленгликолем), вторым катализатором и достаточным количеством растворителя, обеспечивающим однородность смеси, тем самым получая вторую смесь;
c) достаточное количество растворителя упаривают из указанной второй смеси с получением третьей смеси, имеющей содержание твердых частиц около 40-60 мас.%;
4) в указанную третью смесь прибавляют изоцианатоалкилметакрилат, тем самым получая четвертую смесь, содержащую полисилоксановый макромер;
е) в указанную четвертую смесь прибавляют 3 -метакрилоксипропилтрис(триметилсилокси)силан (ΤΚΙ8), гидрофильный мономер, агент сшивания и фотоинициатор, тем самым получая пятую смесь;
ί) указанную пятую смесь помещают в изложницу; и
д) указанную пятую смесь подвергают воздействию достаточного излучения для сополимеризации полимеризуемого материала, содержащегося в ней, тем самым преобразуя указанный полимерный материал в сформованное полимерное изделие.
Гидрофильные сополимеры в соответствии с настоящим изобретением особенно полезны при получении мягких контактных линз. При использовании сополимеров в области контактных линз линзы имеют содержание воды приблизительно 10-50 мас.%, более предпочтительно около 10-30 мас.%, и наиболее предпочтительно около 15-22 мас.%, на основе общей массы гидрофильного полимера. Предпочтительно, если полностью гидратированная контактная линза имеет коэффициент пропускания кислорода (Эк/!) выше чем 70 баррер/мм (то есть, [см3 кислорода)(мм)/см2] х [с/мм рт.ст.] х 10-10), более предпочтительно около 75 баррер/мм, и наиболее предпочтительно выше чем приблизительно 87 баррер/мм.
2. Материал В (полисилоксансодержащие перфторалкиловые эфиры)
Макромер Материала В определяется формулой (I):
Р1-(¥)т-(Ь-Х1)р-Р-(Х1-Ь)р-(У)ю-Р1 (I) где каждый Р1, независимо один от другого, обозначает свободно-радикально-полимеризуемую группу;
каждый Υ, независимо один от другого, обозначает -СОКНСОО-, -СОКНСОКН-, -ОСОКНСО-, -КНСОКНСО-, -КНСО-, -СОКН-, -КНСОКН-, -СОО-, -ОСО-, -КНСОО- или -ОСОКН-;
т и р, независимо один от другого, обозначают 0 или 1 ;
каждый Е, независимо один от другого, обозначает двухвалентный радикал органического соединения, имеющий до 20 атомов угле рода;
каждый Х1, независимо один от другого, обозначает -КНСО-, -СОКН-, -КНСОКН-, -СОО-, -ОСО-, -КНСОО- или -ОСОКН-; и обозначает двухвалентный полимерный фрагмент, состоящий из сегментов (а) -(Е)к-2-СГ2-(ОСР2)х-(ОСР2СР2)у-ОСР2-2-(Е)к-, где х + у равно числу в диапазоне от 10 до 30;
каждый Ζ, независимо один от другого, обозначает двухвалентный радикал, имеющий до 1 2 атомов углерода, или Ζ обозначает связь;
каждый Е, независимо один от другого, обозначает -(ОСН2СН2)д-, где ς имеет значение от 0 до 2, и где связь -Ζ-Е- обозначает последо вательность ^-(ОСН2СН2)а-; и к равно 0 или 1;
(Ь) 7' Г 7’ —А1к— 5Ϊ--Ο—8Ϊ—А1к-Ч2 Н„
А1к— 5Ϊ--Ο—8Ϊ—А1к-где η обозначает целое число от 5 до 100;
А1к обозначает алкилен, имеющий до 20 атомов углерода;
80-100% радикалов К1, К2, К3 и К4, независимо один от другого, обозначают алкил, а 020% радикалов К1, К2, К3 и К4, независимо один от другого, обозначают алкенил, арил или цианоалкил; и (с) Х2-К-Х2, где К обозначает двухвалентный радикал органического соединения, имеющий до 20 атомов углерода; и каждый Х2, независимо один от другого, обозначает -КНСО-, -СОКН-, -КНСОКН-, -СОО-, -ОСО-, -КНСОО- или -ОСОКН-; при условиях, что, по крайней мере, один из сегментов (а), (Ь) и (с) должен присутствовать в ^, что каждый сегмент (а) или (Ь) имеет присоединенный к нему сегмент (с), и что каждый сегмент (с) имеет присоединенный к нему сегмент (а) или (Ь).
Количество сегментов (Ь) в полимерном фрагменте 9 предпочтительно выше или равно количеству сегментов (а). Отношение между количеством сегментов (а) и (Ь) в полимерном фрагменте 9 составляет предпочтительно 3:4, 2:3, 1:2 или 1:1. Молярное отношение между количеством сегментов (а) и (Ь) в полимерном фрагменте 9 более предпочтительно составляет 2:3, 1:2 или 1:1.
Средняя молекулярная масса полимерного фрагмента 9 составляет приблизительно от 1000 до 20000, предпочтительно около 300015000, особенно предпочтительно около 500012000.
Общее количество сегментов (а) и (Ь) в полимерном фрагменте 9 составляет предпочтительно около 2-11 , особенно предпочтительно около 2-9, и наиболее предпочтительно около 27. Наиболее мелкое элементарное звено полимера О предпочтительно состоит из одного перфторо-сегмента (а), одного силоксанового сегмента (Ь) и одного сегмента (с).
В предпочтительном варианте полимерного фрагмента О. который предпочтительно имеет состав при вышеуказанных отношениях, полимерный фрагмент О заканчивается у каждого конца силоксановым сегментом (Ь).
Составы в двухвалентном полимерном фрагменте О всегда соответствуют выше и ниже в тексте среднестатистическому составу. Это означает, что включены, например, даже отдельные блок-сополимерные радикалы, содержащие идентичные повторяющиеся звенья, при условии, что конечный среднестатистический состав имеет определенное значение.
Х1 обозначает, предпочтительно -ΝΗΟΟΝΗ-, -ΝΗΟΘΟ- или -ΟΟΟΝΗ-, особенно предпочтительно -ΝΗΟΟΟ- или -ΟΟΟΝΗ-.
Сегмент Х2-К-Х2 обозначает предпочтительно радикал, полученный из диизоцианата, где каждый Х2, независимо один от другого, обозначает -ΝΗΟΟΝΗ-, -ΝΗΟΟΟ- или -ΟΟΟΝΗ-, в особенности -ΝΗΟΟΟ- или -ΟΟΟΝΗ-.
Ζ предпочтительно обозначает связь, низший алкилен или -ΟΟΝΗ-арилен, где часть -СОсвязана с группой СЕ2. Ζ особенно предпочтительно обозначает низший алкилен, в частности метилен.
с.| имеет значение предпочтительно 0, 1, 1,5 или 2, особенно предпочтительно 0 или 1,5.
Перфторалкокси-звенья ΟСΕ2 и ΟСΕ2СΕ2 с показателями хи у в сегменте (а) могут или иметь хаотическое распределение, или быть в виде блоков в цепи. Сумма показателей х + у предпочтительно составляет число в диапазоне от 10 до 25, особенно предпочтительно от 10 до 15. Отношение х:у составляет предпочтительно диапазон от 0,5 до 1,5, в частности, диапазон от 0,7 до 1,1.
Свободно-радикально-полимеризуемая группа Р1 обозначает, например, алкенил, алкениларил или алкенилариленалкил, имеющие до 20 атомов углерода. Примерами алкенила являются винил, аллил, 1-пропен-2-ил, 1-бутен-2-, -3- и -4-ил, 2-бутен-3-ил, и изомеры пентенила, гексенила, октенила, деценила и ундеценила. Примерами алкениларила являются винилфенил, винилнафтил или аллилфенил. Примером алкенилариленалкила является о-, т- или рвинилбензил.
Р1 обозначает предпочтительно алкенил или алкениларил, имеющий до 1 2 атомов углерода, особенно предпочтительно алкенил, имеющий до 8 атомов углерода, в особенности алкенил, имеющий до 4 атомов углерода.
Υ предпочтительно обозначает -ί.ΌΟ-, -Ο№-, -ΝΗί.ΌΝΗ-, -ΝΗΕ-ΌΟ-, -ΟΕΌΝΗ-, -ΝΗί,’Ο- или -ί.ΌΝΗ-, особенно предпочтитель но -СОО-, -Ο№-, -ΝΗί,’Ο- или ΥΟΝΗ-, и, в частности, -СОО- или -Οί,’Ο-.
В предпочтительном варианте показатели т и р одновременно не означают ноль. Если р равно 0, т предпочтительно равно 1 .
Ь предпочтительно обозначает алкилен, арилен, насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 20 атомов углерода, ариленалкилен, алкиленарилен, алкиленариленалкилен или ариленалкиленарилен.
Предпочтительно Ь обозначает двухвалентный радикал, имеющий до 1 2 атомов углерода, особенно предпочтительно двухвалентный радикал, имеющий до 8 атомов углерода. В предпочтительном варианте Ь обозначает алкилен или арилен, имеющий до 1 2 атомов углерода. В особенно предпочтительном варианте Ь обозначает низший алкилен, в частности низший алкилен, имеющий до 4 атомов углерода.
Двухвалентный радикал К обозначает, например, алкилен, арилен, алкиленарилен, ариленалкилен или ариленалкиленарилен, имеющий до 20 атомов углерода, насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 20 атомов углерода, или циклоалкиленалкиленциклоалкилен, имеющий от 7 до 20 атомов углерода.
В предпочтительном варианте К обозначает алкилен, арилен, алкиленарилен, ариленалкилен или ариленалкиленарилен, имеющий до 1 4 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 14 атомов углерода. В особенно предпочтительном варианте К обозначает алкилен или арилен, имеющий до 1 2 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 1 4 атомов углерода.
В предпочтительном варианте К обозначает алкилен или арилен, имеющий до 1 0 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 1 0 атомов углерода.
В особенно предпочтительном значении К обозначает радикал, происходящий от диизоцианата, например от гексан 1,6-диизоцианата, 2,2,4-триметилгексан 1,6-диизоцианата, тетраметилен диизоцианата, фенилен 1,4-диизоцианата, толуол 2,4-диизоцианата, толуол 2,6диизоцианата, т- или р-тетраметилгексил диизоцианата, изофорон диизоцианата или циклогексан 1,4-диизоцианата.
В предпочтительном значении η равно целому числу от 5 до 70, особенно предпочтительно от 10 до 50, в частности, от 14 до 28.
В предпочтительном значении 80-100%, предпочтительно 85-100%, в частности, 90100% радикалов Κι, К2, К3 и К4, независимо один от другого, обозначают низший алкил, имеющий до 8 атомов углерода, особенно предпочтительно низший алкил, имеющий до 4 ато33 мов углерода, наиболее предпочтительно низший алкил, имеющий до 2 атомов углерода. В другом предпочтительном варианте К1, К2, К3 и К4 обозначают метил.
В предпочтительном значении 0-20%, предпочтительно 0-15%, в частности, 0-10% радикалов К1, К2, К3 и К независимо один от другого, обозначают низший алкенил, незамещенный или низший алкил- или низший алкокси-замещенный фенил или циано(низший алкил).
Арилен предпочтительно обозначает фенилен или нафтилен, который не замещен или замещен низшим алкилом или низшим алкокси, в частности, 1,3-фенилен, 1,4-фенилен или метил1,4-фенилен, 1,5-нафтилен или 1,8-нафтилен.
Арил обозначает карбоциклический ароматический радикал, который не замещен или замещен, предпочтительно низшим алкилом или низшим алкокси. Примерами являются фенил, толил, ксилил, метоксифенил, трет-бутоксифенил, нафтил и фенантрил.
Насыщенная двухвалентная циклоалифатическая группа предпочтительно обозначает циклоалкилен, например циклогексилен, или циклогексилен(низший алкилен), например циклогексиленметилен, который не замещен или замещен одной или более группами низшего алкила, например группами метила, например, триметилциклогексиленметиленом, например, двухвалентным радикалом изофорона.
Для целей настоящего изобретения термин низший в отношении радикалов и соединений, если не указано что-то иное, обозначает, в частности, радикалы или соединения, имеющие до 8 атомов углерода, предпочтительно, имеющие до 4 атомов углерода.
Низший алкил имеет, в частности, до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода, и обозначает, например, метил, этил, пропил, бутил, трет-бутил, пентил, гексил или изогексил.
Алкилен имеет до 1 2 атомов углерода и может быть прямоцепочечным или разветвленным. Пригодными примерами являются децилен, октилен, гексилен, пентилен, бутилен, пропилен, этилен, метилен, 2-пропилен, 2-бутилен, 3-пентилен и тому подобное.
Низший алкилен представляет собой алкилен, имеющий до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода. Особенно предпочтительными примерами низшего алкилена являются пропилен, этилен и метилен.
Ариленовым звеном в алкиленарилене или ариленалкилене является предпочтительно фенилен, не замещенный или замещенный низшим алкилом или низшим алкокси, а алкиленовым звеном является предпочтительно низший алкилен, такой как метилен или этилен, в особенности метилен. Эти радикалы поэтому предпочтительно обозначают фениленметилен или метиленфенилен.
Низший алкокси имеет, в частности, до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода, и обозначает, например, метокси, этокси, пропокси, бутокси, трет-бутокси или гексилокси.
Ариленалкиленарилен обозначает предпочтительно фенилен(низший алкилен)фенилен, имеющий до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода, в алкиленовом звене, и обозначает фениленэтиленфенилен или фениленметиленфенилен.
Макромеры формулы (I) могут быть получены известными рег §е способами, например следующим образом.
На первой стадии производное простого перфторалкилового эфира формулы (IV):
Х3-(Е)к-2-Ср2-(ОСр2)х-(ОСр2СГ2)у-ОСр2-2(Е)к-Хэ (IV) где Х3 обозначает -ОН-, -ΝΗ2-, СООН, -СОС1, -ХСО или -СООК5, где -СООК5 обычно обозначает активированный сложный эфир, где К5 обозначает арил или арил, который не замещен или замещен галогеном или циано, а переменные Ζ, Е, к, х и у имеют вышеприведенные значения, предпочтительно подвергают взаимодействию с двумя эквивалентами бифункционального радикала формулы (V):
Х4-К-Х4 (V) где К имеет вышеприведенное значение, а Х4 обозначает функциональный радикал, который является совместно реакционноспособным с Х3 и обозначает предпочтительно -ОН-, -ΝΙΙ2-, СООН, -СОС1, -СООК5 или -ЖХ); в присутствии или отсутствие пригодного катализатора, при этом взаимодействие Х3 и Х4 приводит к получению группы Х2; с получением реакционноспособного производного формулы (VI):
Х4-К-Х2-(Е)кТОСГ2-(ОСГ2)х-(ОСГ2СГ2)у-ОСГ2ТО(Е)к-Х2-К-Х4 (VI) которое затем предпочтительно подвергают взаимодействию с двумя эквивалентами α, ω- замещенного силоксана формулы (VII):
где переменные К1, К2, К3, К4, п, Х3 и А1к имеют вышеприведенные значения, в присутствии или отсутствие пригодного катализатора, с получением соединения формулы (VIII):
Х3-811-Х2-К-Х2-РГРЕ-Х2-К-Х2-811-Х3 (VIII) где РРРЕ обозначает -(Е)кТОСР2-(ОСР2)х(ОСР2СР2)у-ОСР2ТО(Е)к, 8Ϊ1 обозначает силоксановый радикал
?·
А1к—5ί— 1 -о- -8Ϊ- -А1к
н2 у л
а другие переменные имеют вышеприведенные значения; после чего реакционноспособное производное формулы (VIII) предпочтительно подвергают взаимодействию с двумя эквивалентами соединения формулы (БХа) или (БХЬ):
Р1-(¥)т-Ь-Х4 (БХа)
Ρ1-Υ2 (ГХЬ) в присутствии или отсутствие пригодного катализатора, с получением соединения формулы (I):
Р1“(У)т“(Г'Х1)р'^“(Х1Г)р“(¥)тР1 (I) где Υ2 обозначает функциональный радикал, который является совместно реакционноспособным с Х3 и обозначает предпочтительно -ОН-, -ΝΗ2-, СООН, -СОС1, -СООК5, -СОХСОили -ХСО, а переменные имеют вышеприведенные значения, и где Х1 получают в результате взаимодействия Х3 с Х4, а Υ получают в результате взаимодействия Υ2 с Х3.
Исходные материалы формулы (IV) для получения перфторалкиловых эфиров известны, и многие из них являются коммерчески доступными. Например, такие соединения описаны в патенте США № 3810875 и Европейском патенте № 0211237 (патент США № 4746575). Компания ЛимшопБ Италия, поставляет на рынок диметанолы перфторалкиловых эфиров под торговым наименованием ЕотЬИп, например ЕотЬ11п 2ООЬ и ЕотЬ1т 2ООЬ-ТХ. Другие производные ЕотЬ1т формулы (IV) являются коммерчески доступными, включая, например, ЕотЬ1т 2О[8ОС, в котором радикал 2-Х3 в формуле (IV) представляет собой СОХНС6Н3(СН3)-ХСО; ЕотЬИп ΖΌΕΛΕ, в котором радикал Ζ-Х; в формуле (IV) представляет собой -СООК5; и ЕотЬИп ΖΩΜΟ, в котором радикал Ζ-Х; в формуле (IV) представляет собой -СООН.
Бифункциональные радикалы, имеющие характер замещения, как в формуле (V), существуют в большом количестве и являются коммерчески доступными. Примеры включают, не ограничиваясь, диизоцианаты, такие как изофорон диизоцианат и 2,2,4-триметилгексан 1,6диизоцианат; диолы, такие как гликоль и циклогексан-1,2-диол; дикарбоновые кислоты, такие как адипиновая кислота и малеиновая кислота; диамины, такие как этилендиамин и гексаметилендиамин; сложные диэфиры, такие как диэтил фталат и дибутил малонат; производные, содержащие различные функциональные группы, такие как 2-аминоэтанол, монометил малонат, гликолевая кислота, салициловая кислота, глицин и сложный метиловый эфир глицина.
Предпочтение отдается бифункциональным радикалам формулы (V), которые имеют разные реакционные способности несмотря на природу их функциональных радикалов Х4. В случае идентичных радикалов Х4 это достигается, например, благодаря различным пространственным требованиям в непосредственной близости радикала Х4. Его примерами являются изофорон диизоцианат, 2,2,4-триметилгексан
1,6-диизоцианат и толуол 2,4-диизоцианат.
Преимуществом использования бифункциональных производных формулы (V) различной реакционной способности является то, что длина цепи полимера О (число сегментов (а), (Ь) и (с)) легко регулируется и контролируется.
α,ω-Замещенные силоксаны формулы (VII) также являются коммерчески доступными, например, α,ω-гидроксипропил-концевой полидиметилсилоксан КЕ6001 из компании 8ЫпЕ1Ы.1.
Новые соединения могут быть получены в присутствии или отсутствие растворителя. Предпочтительно использовать в основном инертный растворитель, то есть такой, который не участвует в реакции. Пригодными примерами являются простые эфиры, такие как тетрагидрофуран (ТГФ), диэтиловый эфир, диметиловый эфир диэтиленгликоля или диоксан, галоидзамещенные углеводороды, такие как хлороформ или метиленхлорид, биполярные апротонные растворители, такие как ацетонитрил, ацетон, диметилформамид (ДМФ) или диметилсульфоксид (ДМСО), углеводороды, такие как гексан, петролейный эфир, толуол или ксилол, а также пиридин или Ν-метилморфолин.
При получении новых соединений реагенты преимущественно используют в стехиометрических количествах. Температура реакции может составлять, например, от -30°С до 150°С, предпочтительно от 0°С до комнатной температуры. Время реакции составляет приблизительный период от 1 5 мин до 7 дней, предпочтительно около 1 2 ч. При необходимости реакцию осуществляют в атмосфере аргона или азота в качестве защитного газа. При уретанобразующих реакциях преимущественно добавляют пригодный катализатор, такой как дибутилолова дилаурат (ΌΒΤΌΕ).
Настоящий материал В далее относится к полимеру, содержащему продукт полимеризации, по крайней мере, одного соединения формулы (I), определенной выше, и, если желательно, по крайней мере, одного винилового сомономера (а). В предпочтительной композиции нового сополимера отношение по массе соединения формулы (I) составляет от 100 до 0,5%, в частности, от 80 до 10%, предпочтительно от 70 до 30%, на основе общей массы полимера.
В предпочтительном полимере, содержащем продукт полимеризации, по крайней мере, одного соединения формулы (I), сомономер (а) отсутствует и полимер является гомополимером.
Сомономер (а), присутствующий в новом полимере, может быть гидрофильным или гидрофобным, либо их смесью. Пригодными сомономерами являются, в частности, те, которые обычно используются при получении контактных линз и биомедицинских материалов. Гидрофобный сомономер (а) означает мономер, который обычно приводит к получению гомо полимера, нерастворимого в воде, и может абсорбировать менее 10 мас.% воды. Аналогично, гидрофильный сомономер (а) означает мономер, который обычно приводит к получению гомополимера, нерастворимого в воде, и может абсорбировать, по крайней мере, 10 мас.% воды. Пригодными гидрофобными сомономерами (а) являются, не ограничиваясь, С1-С18-алкил и С3С18-циклоалкил акрилаты и метакрилаты, С3С18-алкилакриламиды и -метакрилакриламиды, акрилонитрил, метакрилонитрил, винил С1-С18алканоаты, С2-С18-алкены, С2-С18-галоалкены, стирол, (низший алкил)-стирол, виниловые эфиры низшего стирола, С2-С10-перфторалкил акрилаты и метакрилаты, а также частично фторированные акрилаты и метакрилаты, С3-С12перфторалкилэтилтиокарбониламиноэтил акрилаты и метакрилаты, акрилокси- и метакрилоксиалкилсилоксаны, Ν-винилкарбазол, сложные С1-С12-алкиловые эфиры малеиновой кислоты, фумаровой кислоты, итаконовой кислоты, мезаконовой кислоты и так далее.
Предпочтение отдается, например, акрилонитрилу, сложным С1-С4-алкиловым эфирам виниловоненасыщенных карбоновых кислот, имеющим от 3 до 5 атомов углерода, или сложным виниловым эфирам карбоновых кислот, имеющим до 5 атомов углерода.
Примерами пригодным гидрофобных сомономеров (а) являются метил акрилат, этил акрилат, пропил акрилат, изопропил акрилат, циклогексил акрилат, 2-этилгексил акрилат, метил метакрилат, этил метакрилат, пропил метакрилат, бутил акрилат, винил ацетат, винил пропионат, винил бутират, винил валерат, стирол, хлоропрен, винил хлорид, винилиден хлорид, акрилонитрил, 1 -бутен, бутадиен, метакрилонитрил, винил толуол, винилэтиловый эфир, перфторгексилэтилтиокарбониламиноэтил метакрилат, изоборнил метакрилат, трифторэтил метакрилат, гексафторизопропил метакрилат, гексафторбутил метакрилат, тристриметилсилилоксисилилпропил метакрилат (ТК18), 3-метакрилокси пропилпентаметилдисилоксан и бис(метакрилоксипропил)тетраметил-дисилоксан.
Предпочтительными примерами гидрофобных сомономеров (а) являются метил метакрилат, ТШ8 и акрилонитрил.
Пригодными гидрофильными сомономерами (а) являются, не исчерпываясь этим, гидроксил-замещенные низший алкил акрилаты и метакрилаты, акриламид, метакриламид, (низший алкил) акриламиды и -метакриаламиды, этоксилированные акрилаты и метакрилаты, гидроксил-замещенные (низший алкил)акриламиды и -метакриаламиды, гидроксил-замещенные низший алкил виниловые эфиры, винилсульфонат натрия, стиролсульфонат натрия, 2-акриламидо-2-метил-пропансульфокислота, Ν-винилпиррол, Н-винил-2-пирролидон, 2-винилоксазолин, 2-винил-4,4’-диалкилоксазолин-5-он, 2- и 4-винил-пиридин, винилово-ненасыщенные карбо новые кислоты, имеющие от 3 до 5 атомов углерода, амино(низший алкил)- (где термин амино также включает четвертичный аммоний), моно(низший алкиламино)(низший алкил) и ди(низший алкиламино)(низший алкил) акрилаты и метакрилаты, аллиловый спирт и так далее. Предпочтение отдается, например, №винил-2пирролидону, акриламиду, метакриаламиду, гидроксил-замещенным низший алкил акрилатам и метакрилатам, гидроксил-замещенным (низший алкил) акриламидам, метакриаламидам и винилово-ненасыщенным карбоновым кислотам, имеющим от 3 до 5 атомов углерода.
Примерами пригодных гидрофильных сомономеров (а) являются гидроксиэтил метакрилат (НЕМА), гидроксиэтил акрилат, гидроксипропил акрилат, хлоргидрат триметиламмония 2-гидрокси пропилметакрилата (В1етег® ОЛ. например, Νίρροη 011), диметиламиноэтил метакрилат (ΌΜΑΕΜΑ), диметиламиноэтилметакриламид, акриламид, метакриламид, Ν,Νдиметилакриламид (ΌΜΆ), аллиловый спирт, винилпиридин, глицерин метакрилат, Ν-(1,1диметил-3 -оксобутил)акрил-амид, №винил-2пирролидон (ΝνΡ), акриловая кислота, метакриловая кислота и тому подобное.
Предпочтительными гидрофильными сомономерами (а) являются хлоргидрат триметиламмония 2-гидрокси пропилметакрилата, 2гидроксиэтил метакрилат, диметиламиноэтилметакрилат, Ν,Ν-диметилакриламид и Ν-винил2-пирролидон.
Новые полимеры синтезируют известным рег §е способом из соответствующих мономеров (термин «мономер» здесь также включает макромер в соответствии с определением формулы (I)) реакцией полимеризации, традиционной для среднего специалиста в данной области. Обычно смесь вышеупомянутых мономеров нагревают путем добавления инициатора свободных радикалов. Примерами таких инициаторов свободных радикалов являются азоизобутиронитрил (ΑΙΒΝ), пероксидисульфат калия, перекись дибензоила, перекись водорода и перкарбонат натрия. Если, например, указанные соединения нагревают, свободные радикалы образуются гомолизисом и могут затем инициировать, например, полимеризацию.
Реакцию полимеризации предпочтительно осуществлять с использованием фотоинициатора. В данном случае используется термин «фотополимеризация». При проведении фотополимеризации достаточно добавить фотоинициатор, который может инициировать свободнорадикальную полимеризацию и/или образование поперечных связей с использованием света. Примерами известных для среднего специалиста фотоинициаторов являются, в частности, метиловый эфир бензоила, 1 -гидроксициклогексилфенил кетон, продукты Оагосиг и 1гдасиг, предпочтительно Оагосиг® 1173 и 1гдасиг® 2959. Также пригодны реакционно способные фотоинициаторы, которые можно вводить, например, в макромер или можно использовать в качестве специфических сомономеров (а). Примеры даны в заявке на Европатент № 0632329. Затем полимеризацию можно инициировать актиничным излучением, например светом, в частности ультрафиолетовым светом, имеющим пригодную длину волны. При необходимости спектральные требования можно контролировать соответствующим образом, добавляя пригодные фотосенсибилизаторы.
Полимеризацию можно осуществлять в присутствии или отсутствие растворителя. Пригодными растворителями являются, в принципе, все растворители, которые растворяют используемые мономеры, например вода, спирты, такие как низшие алканолы, например этанол или метанол, кроме того, карбоксамиды, такие как диметилформамид, двуполярные апротонные растворители, такие как диметил сульфоксид или метилэтилкетон, кетоны, например ацетон или циклогексанон, углеводороды, например толуол, простые эфиры, например ТГФ, диметоксиэтан или диоксан, галоидзамещенные углеводороды, например трихлорэтан, а также смеси пригодных растворителей, например смеси воды и спирта, например смесь вода/этанол или вода/метанол.
При желании полимерную сетку можно армировать путем добавления агента сшивания, например полиненасыщенного сомономера (Ь). В данном случае используется термин «сетчатый полимер». Следовательно, изобретение относится к сетчатому полимеру, содержащему продукт полимеризации макромера формулы (I), если желательно, то, по крайней мере, с одним виниловым сомономером (а) и, по крайней мере, с одним сомономером (Ь).
Примерами типичных сомономеров (Ь) являются аллил (мет)-акрилат, ди(мет)акрилат низшего этиленгликоля, ди(мет)акрилат поли(низший алкилен) гликоля, ди(мет)акрилат низшего алкилена, дивиниловый эфир, дивинил сульфон, ди- и тривинилбензол, триметилолпропан ди(мет)акрилат, пентаэритрит тетра(мет)акрилат, бисфенол А ди(мет)акрилат, метиленбис(мет)акриламид, триаллил фталат и диаллил фталат.
Количество используемого сомономера (Ь) выражается в пропорции по массе на основе общей массы полимера и составляет от 20 до 0,05%, в частности, от 10 до 0,1%, предпочтительно от 2 до 0,1%.
3. Материал С
Полимеры материала С образуют полимеризацией полимеризуемых макромеров, которые содержат свободные гидроксильные группы. Описаны макромеры, которые образуются, например, из амино-алкилированного полисилоксана, получаемого, по крайней мере, с одним полиоловым компонентом, содержащим ненасыщенную полимеризуемую цепь. Полимеры могут быть получены, с одной стороны, из макромеров в соответствии с настоящим изобретением гомополимеризацией. Упомянутые макромеры могут быть смешаны и полимеризованы с одним или более гидрофильными и/или гидрофобными сомономерами. Специальное свойство макромеров в соответствии с настоящим изобретением состоит в том, что они функционируют в качестве элемента, который регулирует микрофазовое разделение между отобранными гидрофильными и гидрофобными компонентами в сшитом конечном продукте. Гидрофильное/гидрофобное микрофазовое разделение происходит на участке менее чем 300 нм. Макромеры предпочтительно сшивают на границах раздела фаз между, например, акрилатным сомономером, с одной стороны, и ненасыщенной полимеризуемой боковой цепью полиолов, связанных с полисилоксаном, с другой стороны, ковалентными связями и дополнительно обратимыми физическими взаимодействиями, например водородными мостиками. Они образуются, например, многочисленными группами амида или уретана. Непрерывная силоксановая фаза, которая существует в фазовом композите, оказывает эффект продуцирования чрезвычайно высокой проницаемости к кислороду.
Настоящий вариант изобретения относится к макромеру, содержащему, по крайней мере, один сегмент формулы (I):
с!
где а обозначает полисилоксановый сегмент;
Ь обозначает полиоловый сегмент, который содержит, по крайней мере, 4 атома углерода,
Ζ обозначает сегмент с или группу Х1;
с определен как Х2-К-Х2, где К обозначает двухвалентный радикал органического соединения, имеющий до 20 атомов углерода, и каждый Х2, независимо один от другого, обозначает двухвалентный радикал, который содержит, по крайней мере, одну карбонильную группу, Х1 определен как Х2; и ά обозначает радикал формулы (II): Х3-Ь-(¥)к-Р1 (II) где Р1 обозначает группу, которая может полимеризоваться свободными радикалами;
Υ и Х3 независимо один от другого обозначают двухвалентный радикал, который содержит, по крайней мере, одну карбонильную группу;
к равно 0 или 1 ; и
Ь обозначает связь или двухвалентный радикал органического соединения, имеющий до 20 атомов углерода.
Полисилоксановый сегмент (а) получают из соединения формулы (III)
П I
Η—8ί— 1 I
(III) где η обозначает целое число от 5 до 500;
99,8-25% радикалов Е1, Е2, Е3, Е4, Е5 и Е6, независимо один от другого, обозначают алкил, а 0,2-75% радикалов Е1, Е2, Е3, Е4, Е5 и Е6, независимо один от другого, обозначают частично фторированный алкил, аминоалкил, алкенил, арил, цианоалкил, η1Ι<-ΝΙ Ι-η1Ι<-ΝΙ 12 или а1к(ОСН2)т-(ОСН2)р-ОЕ7, Е7 обозначает водород или низший алкил, где а1к обозначает алкенил, и т и р, независимо один от другого, обозначают целое число от 0 до 10, причем одна молекула содержит, по крайней мере, одну первичную группу амино или гидроксила.
Алкиленокси-группы -(ОСН2СН2)т и -(ОСН2)р в силоксане формулы (III) либо распределены хаотически в лиганде а1к-(ОСН2СН2)т-(ОСН2)рОЕ7, либо распределены как блоки в цепи.
Полисилоксановый сегмент (а) связан 1-50 раз, предпочтительно 2-30 раз, более предпочтительно 4-10 раз, посредством группы Ζ с сегментом (Ъ) или другим сегментом (а), при этом Ζ в последовательности α-Ζ-а всегда является сегментом (с). Сайт связывания в сегменте (а) с группой Ζ является амино- или гидроксильной группой, редуцированной одним атомом водо рода.
В предпочтительном варианте полисилоксановый сегмент получают из соединения формулы (III), в котором радикалы Е1, Е2, Е3, Е4, Е5 и Е6 представляют собой 1-50 раз, предпочтительно 2-30 раз, более предпочтительно 4-10 раз, аминоалкил или гидроксиалкил, при этом другие переменные имеют вышеприведенные значения.
В предпочтительном варианте полисилоксановый сегмент получают из соединения формулы (III), в котором 95-29% радикалов Е1, Е2, Е3, Ед, Е5 и Еб, независимо один от другого, обозначают алкил, а 5-71% радикалов Е1, Е2, Е3, Ед, Е5 и Е6, независимо один от другого, обозначают частично фторированный алкил, аминоалкил, алкенил, арил, цианоалкил, а1к-ЫН-а1кN112 или а1к-(ОСН2)т-(ОСН2)р-ОЕ7, при этом переменные имеют вышеприведенные значения.
В предпочтительном значении η обозначает целое число от 5 до 400, более предпочтительно от 10 до 250, и наиболее предпочтительно от 1 2 до 125.
В предпочтительном значении два концевых радикала Е1 и Еб представляют собой аминоалкил или гидроксиалкил, при этом другие переменные имеют вышеприведенные значения.
В предпочтительном значении радикалы Ед и Е5 представляют собой 1-50 раз, предпочтительно 2-30 раз, более предпочтительно 4-10 раз, аминоалкил или гидроксиалкил, при этом другие переменные имеют вышеприведенные значения.
В другом предпочтительном значении радикалы Е1, Е2, Е3, Ед, Е5 и Е6 представляют собой 1-50 раз, предпочтительно 2-30 раз, более предпочтительно 4-1 0 раз, аминоалкил или гидроксиалкил, при этом другие переменные имеют вышеприведенные значения.
Если Ζ обозначает Х1, тогда Х1 обозначает двухвалентную группу, содержащую, по крайней мере, одну карбонильную группу. Упомянутая карбонильная группа фланкирована любым способом, если подходит, то с помощью -О-, -СОЫН-, -ИНСО- или -ΝΉ-.
Примерами двухвалентных групп Ζ обычно являются карбонилы, сложные эфиры, амиды, уретаны, мочевины или карбонаты.
Х1 предпочтительно обозначает группу сложного эфира, амида, уретана или мочевины, в частности, группу сложного эфира или амида.
Х2 определен так же, как и Х1, и предпочтительно обозначает группу сложного эфира, амида, уретана или мочевины, в частности, группу амида, уретана или мочевины.
Если Ζ в формуле (I) обозначает Х1, тогда полиоловый сегмент (Ъ) предпочтительно означает полиол, происходящий из лактона углевода, монолактона углевода или дилактона углевода. Углевод следует понимать как моно-, ди-, три-, тетра- или полисахарид. Монолактон углевода следует понимать как лактон альдоновой или уроновой кислоты. Альдоновая или уроновая кислота означает, например, карбоновую кислоту, образованную окислением моно-, ди-, три-, тетра- или полисахарида. Примерами лактонов альдоновой кислоты являются глюконолактон, галактонолактон, лактобионолактон или мальтогептаонолактон; примерами лактонов уроновой кислоты являются лактон глюкуроновой кислоты, лактон маннуроновой кислоты или лактон идуроновой кислоты. Примером дилактона углевода является О-глюкаро-1,4:6,3дилактон.
Лактон углевода вступает во взаимодействие, например, с первичной амино-группой или гидроксильной группой сегмента (а) с образованием ковалентной амидной или сложноэфирной связи типа Х1. Такие связи являются составной частью другого предпочтительного варианта макромеров в соответствии с настоящим изобретением. Такие макромеры имеют альтернативное распределение сегментов типа (а) и (Ъ), которые прерываются Х1.
Этот вариант изобретения предпочтительно относится к макромеру формулы (IV) а---X,---ь ' | (IV) ό
где переменные имеют вышеприведенные значения.
Вариант изобретения также предпочтительно относится к макромеру формулы (V) а-ех,—ь)с] (ν) (с!)х в котором полисилоксановый сегмент (а) содержит ς-свисающие лиганды, х равно 0, 1 или 2, ς имеет среднее числовое значение 1-20, предпочтительно 1-10, и более предпочтительно 1-5, и сегменты (Ь) в макромере в соответствии с формулой (V) связаны (на одну молекулу) с помощью до 20, предпочтительно до 15, более предпочтительно до 6, полимеризуемых сегментов (ά).
Вариант изобретения также предпочтительно относится к макромеру формулы (VI) -(-а Х1---(VI) (Ч)х в котором присутствует линейная последовательность, х равно 0, 1 или 2, ς имеет среднее числовое значение 1 -20, предпочтительно 1 -1 0, и более предпочтительно 1 -5, и сегменты (Ь) в макромере в соответствии с формулой (VI) связаны (на одну молекулу) с помощью до 20, предпочтительно до 1 5, более предпочтительно до 6, полимеризуемых сегментов (ά).
Вариант изобретения также предпочтительно относится к макромеру формулы (VII):
Ь а Х1----1) (VII) в котором х равно 0, 1 или 2, и среднее число сегментов (ά) на молекулу формулы (VII) предпочтительно равно от 2 до 5, более предпочтительно от 3 до 4.
Полиоловый сегмент (Ь) происходит от полиола, который не несет никакой группы лактона, если группа Ζ является сегментом (с). Примерами таких полиолов являются 1 ,2-полиол, например, восстановленные полисахариды, например маннит, глюцит, сорбит или идит, 1 ,3-полиол, например поливиниловый спирт (РVА), который происходит от частично или полностью гидролизованного поливинил ацетата, и также амино-концевые теломеры ΡVА, аминополиолы, аминоциклодекстрины, аминомоно-, -ди-, -три-, -олиго- или -полисахариды, или производные циклодекстрина, например гидроксипропилциклодекстрин. Вышеупомянутый дилактон углевода можно подвергать взаимодействию, например, с предпочтительно 2 эквивалентами амино-концевого теломера ΡVА с получением полиолового макромера, который переносит в центральной части углеводное соединение, полученное из дилактона. Такие полиолы данного состава следует понимать как пригодный полиол.
Как показано в формуле (I), сегмент (Ь) переносит, по крайней мере, один виниловый полимеризуемый сегмент (ά), связь сегмента (ά) через его двухвалентный радикал Х3 с аминоили гидроксильной группой, сегмента (Ь), редуцированный одним атомом водорода.
Виниловый полимеризуемый сегмент (ά) вводят или с конца, или в подвисном положении, предпочтительно 1 -20 раз, более предпочтительно 2-1 5 раз, и наиболее предпочтительно 2-6 раз, на молекулу макромера в соответствии с настоящим изобретением.
Виниловый полимеризуемый сегмент (ά) вводят с конца, а также в подвисном положении (как концевую/свисающую смесь) предпочтительно 1 -20 раз, более предпочтительно 2-1 5 раз, и наиболее предпочтительно 2-6 раз, на молекулу макромера в соответствии с настоящим изобретением.
Группа Р1, которая может быть полимеризована свободными радикалами, обозначает, например, алкенил, алкениларил или алкенилариленалкил, имеющий до 20 атомов углерода. Примерами алкенила являются винил, аллил, 1 -пропен-2-ил, 1 -бутен-2- или -3- или -4-ил, 2-бутен-3-ил и изомеры пентенила, гексенила, октенила, деценила и ундеценила. Примерами алкениларила являются винилфенил, винилнафтил или аллилфенил. Примером алкенилариленалкила является винилбензил.
Р1 предпочтительно обозначает алкенил или алкениларил, имеющий до 1 2 атомов углерода, более предпочтительно алкенил, имеющий до 8 атомов углерода, в особенности алкенил, имеющий до 4 атомов углерода.
I. предпочтительно обозначает алкилен, арилен, насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 20 атомов углерода, ариленалкилен, алкиленарилен, алкиленариленалкилен или ариленалкиленарилен. В предпочтительном значении К обозначает связь.
Предпочтительно К обозначает двухвалентный радикал, имеющий до 1 2 атомов углерода, особенно предпочтительно двухвалентный радикал, имеющий до 8 атомов углерода. В предпочтительном варианте К обозначает алкилен или арилен, имеющий до 1 2 атомов углерода. В особенно предпочтительном варианте К обозначает низший алкилен, в частности, низший алкилен, имеющий до 4 атомов углерода.
Υ предпочтительно обозначает группу карбонила, сложного эфира, амида или уретана, в частности, группу карбонила, сложного эфира или амида, более предпочтительно группу карбонила.
В другом предпочтительном варианте Υ отсутствует, то есть равно 0.
В предпочтительном варианте Х3 обозначает группу уретана, мочевины, сложного эфира, амида или карбоната, более предпочтительно группу уретана, мочевины, сложного эфира или амида, и, в частности, группу уретана или мочевины.
Виниловый полимеризуемый сегмент (й) происходит, например, из акриловой кислоты, метакриловой кислоты, метакрилоил хлорида, 2-изоцианатоэтил метакрилата (1ЕМ), аллил изоцианата, винил изоцианата, изомерных винилбензиловых изоцианатов или аддуктов гидроксиэтил метакрилата (НЕМА) и 2,4-толуол диизоцианата (ΤΌΙ), или изофорон диизоцианата (ΙΡΌΙ), в частности аддукта 1:1.
Изобретение также предпочтительно относится к макромеру, в котором сегмент (й) вводят либо с конца, либо в подвисном положении (или как концевую/свисающую смесь) 5 раз.
Двухвалентный радикал К обозначает, например, алкилен, арилен, алкиленарилен, ариленалкилен или ариленалкиленарилен, имеющий до 20 атомов углерода, насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 20 атомов углерода, или циклоалкиленалкиленциклоалкилен, имеющий от 7 до 20 атомов углерода.
В предпочтительном варианте К обозначает алкилен, арилен, алкиленарилен, ариленалкилен или ариленалкиленарилен, имеющий до 1 4 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 14 атомов углерода.
В предпочтительном варианте К обозначает алкилен, арилен, алкиленарилен или ариленалкилен, имеющий до 1 4 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 1 4 атомов углерода. В предпочтительном значении К обозначает алкилен или арилен, имеющий до 1 2 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 14 атомов углерода.
В предпочтительном варианте К обозначает алкилен или арилен, имеющий до 1 0 атомов углерода, или насыщенную двухвалентную циклоалифатическую группу, имеющую от 6 до 10 атомов углерода.
В особенно предпочтительном значении сегмент (с) происходит от диизоцианата, например, от гексан 1,6-диизоцианата, 2,2,4-триметилгексан 1,6-диизоцианата, тетраметилен диизоцианата, фенилен 1,4-диизоцианата, толуол 2,4-диизоцианата, толуол 2,6-диизоцианата, т- или р-тетрамегилгексил диизоцианата, изофорон диизоцианата или циклогексан 1,4-диизоцианата.
В предпочтительном варианте сегмент (с) происходит от диизоцианата, в котором изоцианатные группы имеют различную реакционную способность. На различную реакционную способность оказывают влияние, в частности, пространственные требования и/или плотность электронов в окружении изоцианатной группы.
Средняя молекулярная масса макромера в соответствии с настоящим изобретением предпочтительно составляет около 300-30000, очень предпочтительно около 500-20000, более пред почтительно около 800-12000, и наиболее предпочтительно около 1 000-1 0000.
Предпочтительный вариант макромера имеет последовательность сегмента формулы (VIII):
Ь^-а-{с-а}г-^-Ь) (VIII) где г означает целое число от 1 до 10, предпочтительно от 1 до 7, в частности, от 1 до 3;
ΐ равно 0 или 1, предпочтительно 1;
линейная (с-а) цепь, которая может или не может заканчиваться сегментом (Ь), присутствует (ΐ=1), а вышеприведенные предпочтения применяются к общему числу сегментов (й), которые предпочтительно связаны с сегментом (Ь).
Предпочтительный вариант макромера имеет последовательность сегмента формулы (IX):
Ь^-а-{с-а-^-Ь)4г (IX) где последовательность с-а-^-Ь), нависает г раз на сегмент (а) и может или не может заканчиваться сегментом (Ь);
г означает целое число от 1 до 10, предпочтительно от 1 до 7, в частности, от 1 до 3;
ΐ равно 0 или 1, предпочтительно 1;
Ζ означает сегмент (с) или группу Х1; и вышеприведенные предпочтения применяются к общему числу сегментов (й), которые предпочтительно связаны с сегментом (Ь).
Другой предпочтительный вариант макромера имеет последовательность сегмента формулы (X):
Ь-с-{а-с}8-В (X) где 8 означает целое число от 1 до 10, предпочтительно от 1 до 7, в частности, от 1 до 3;
В означает сегмент (а) или (Ь); и вышеприведенные предпочтения применяются к числу сегментов (й), которые связаны с сегментом (Ь).
Другой предпочтительный вариант макромера имеет последовательность сегмента формулы (XI):
В-(с-Ь)8^-а-(ЬХ (XI) в которой структуры линейные;
означает целое число от 1 до 10, предпочтительно от 1 до 7, в частности, от 1 до 3;
ΐ равно 0 или 1;
В означает сегмент (а) или (Ь); и вышеприведенные предпочтения применяются к числу сегментов (й), которые связаны с сегментом (Ь).
Отношение между количеством сегментов (а) и (Ь) в макромере в соответствии с вариантом материала С настоящего изобретения составляет предпочтительно 3:4, 2:3, 1:2, 1:1, 1:3 или 1 :4.
Общая сумма сегментов (а) и (Ь) или, если подходит, (а) и (Ь) и (с) составляет от 2 до 50, предпочтительно, от 3 до 30, и наиболее предпочтительно от 3 до 1 2.
Алкил имеет до 20 атомов углерода и может быть прямоцепочечным или разветвленным. Пригодные примеры включают додецил, октил, гексил, пентил, бутил, пропил, этил, метил, 2-пропил, 2-бутил или 3-пентил.
Арилен предпочтительно обозначает фенилен или нафтилен, который не замещен или замещен низшим алкилом или низшим алкокси, в частности, 1,3-фенилен, 1,4-фенилен или метил-1,4-фенилен, 1,5-нафтилен или 1,8нафтилен.
Арил обозначает карбоциклический ароматический радикал, который не замещен или замещен предпочтительно низшим алкилом или низшим алкокси. Примерами являются фенил, толил, ксилил, метоксифенил, трет-бутоксифенил, нафтил или фенантрил.
Насыщенная двухвалентная циклоалифатическая группа предпочтительно обозначает циклоалкилен, например циклогексилен, или циклогексилен(низший алкилен), например циклогексиленметилен, который не замещен или замещен одной или более группами низшего алкила, например группами метила, например триметилциклогексиленметиленом, например двухвалентным радикалом изофорона.
Для целей настоящего изобретения термин низший в отношении радикалов и соединений, если не указано что-то иное, обозначает, в частности, радикалы или соединения, имеющие до 8 атомов углерода, предпочтительно имеющие до 4 атомов углерода.
Низший алкил имеет, в частности, до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода, и обозначает, например, метил, этил, пропил, бутил, трет-бутил, пентил, гексил или изогексил.
Алкилен имеет до 1 2 атомов углерода и может быть прямоцепочечным или разветвленным. Пригодными примерами являются децилен, октилен, гексилен, пентилен, бутилен, пропилен, этилен, метилен, 2-пропилен, 2-бутилен или 3-пентилен.
Низший алкилен представляет собой алкилен, имеющий до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода. Особенно предпочтительными примерами низшего алкилена являются пропилен, этилен и метилен.
Ариленовым звеном в алкиленарилене или ариленалкилене является предпочтительно фенилен, не замещенный или замещенный низшим алкилом или низшим алкокси, а алкиленовым звеном является предпочтительно низший алкилен, такой как метилен или этилен, в особенности, метилен. Эти радикалы поэтому предпочтительно обозначают фениленметилен или метиленфенилен.
Низший алкокси имеет, в частности, до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода, и обозначает, например, метокси, этокси, пропокси, бутокси, трет-бутокси или гексилокси.
Частично фторированный алкил следует понимать как алкил, в котором до 90%, предпочтительно до 70%, и наиболее предпочти тельно до 50% атомов водорода замещены атомами фтора.
Ариленалкиленарилен обозначает предпочтительно фенилен(низший алкилен)фенилен, имеющий до 8 атомов углерода, предпочтительно до 4 атомов углерода, в алкиленовом звене, и обозначает фениленэтиленфенилен или фениленметиленфенилен.
Моносахарид в контексте настоящего изобретения следует понимать как альдопентозу, альдогексозу, альдотетрозу, кетопентозу или кетогексозу.
Примерами альдопентозы являются Ό-рибоза, Ό-арабиноза, Ό-ксилоза или Ό-лиоза; примерами альдогексозы являются Ό-аллоза, Ό-альтроза, Ό-глюкоза, Ό-манноза, Ό-гулоза, Ό-идоза, Ό-галактоза, Ό-талоза, Ь-фукоза или Ь-рамноза; примерами кетопентозы являются Ό-рибулоза или Ό-ксилулоза; примерами тетрозы являются Ό-эритроза или треоза; примерами кетогексозы являются Ό-псикоза, Ό-фруктоза, Ό-сорбоза или Ό-тагатоза. Примерами дисахарида являются тегалоза, мальтоза, сомальтоза, целлобиоза, гентиобиоза, сахароза, лактоза, хитобиоза, Ν,Ν-диацетил-хитобиоза, падатиноза или сахароза. Раффиноза, паноза или мальтотриоза могут быть упомянуты в качестве примера трисахарида. Примерами олигосахарида являются мальтотетраоза, мальтогексаоза, хитогептаоза, а также циклические олигосахариды, такие как циклодекстрин.
Циклодекстрины содержат от 6 до 8 идентичных звеньев а-1,4-глюкозы. Некоторыми примерами являются α-, β- и γ-циклодекстрин, производные таких циклодекстринов, например гидроксипропилциклодекстрины, и разветвленные циклодекстрины.
Макромеры в соответствии с этим вариантом изобретения могут быть получены известными рег §е способами, например следующим образом.
На первой стадии полисилоксан, содержащий, по крайней мере, одну первичную аминоили гидроксиалкильную группу, подвергают взаимодействию с лактоном углевода, при этом образуется амидная или сложноэфирная связь, и получают соединение формулы (ХПа) или (ХПЬ):
(а-г-Ь), (ХПа) а-(г-Ь), (ХПЬ) где переменные имеют вышеприведенные значения, а Ζ обозначает группу Хь после чего соединение (XII) подвергают взаимодействию с ненасыщенным полимеризуемым соединением формулы (XIII):
Х^-(У)к-Р1 (XIII) где Х4 означает группу, которая является совместно реактивной с гидроксильной или аминогруппой сегмента (Ь); в результате такой реакции получают группу Х3 сегмента (б) в соответствии с формулой (II), где Х4 предпочтительно означает -СООН, -СООК10, -СОС1 или -Νί,’Ο.
где К10 означает алкил или арил, который не замещен или замещен низшим алкилом или низшим алкокси, а другие переменные имеют вышеприведенные значения, после чего образуют макромер в соответствии с формулой (IV) или (V) а—Х1—Ь | (IV) с!
а—СХ1—Ь)д
I (V) (сОх где сегменты (ά) введены с концов или в свисающем положении.
Другой способ начинают с полисилоксана (а), который содержит концевые первичные амино- или гидроксиалькильные группы и который подвергают взаимодействию с дилактоном углевода с образованием линейных структур формулы (XIV):
Н-а—X,—Ь-)ц- (XIV) где переменные имеют вышеприведенные значения, после чего соединение формулы (XIV) подвергают взаимодействию с соединением формулы (XIII) аналогично вышеуказанному способу, получая макромер формулы (VI):
(у1) (Ч)х где переменные имеют вышеприведенные предпочтительные значения.
Другой способ начинают с полисилоксана (а), который содержит концевые первичные амино- или гидроксиалькильные группы и который подвергают взаимодействию с бифункциональным соединением формулы (XV):
Х4-К-Х4 (XV) где Х4 означает группу, которая является совместно реактивной с гидроксильной или аминогруппой сегмента (а); в результате такой реакции получают группу X2 сегмента (с), где Х4 предпочтительно означает -СООН, -СООКю, -СОС1 или -ЫСО, где К10 означает алкил или арил, который не замещен или замещен низшим алкилом, или низшим алкокси, а К имеет вышеприведенное значение, после чего это промежуточное соединение подвергают взаимодействию с полиолом, который не несет никакой группы лактона, получая соединение формулы (XVI):
Ь-с-{а-с}§-Ь (XVI) где переменные имеют вышеприведенные предпочтительные значения, после чего соединение формулы (XVI) подвергают взаимодействию с соединением формулы (ХШ), получая макромер формулы (X):
Ь-с-{а-с}§-В (X) где § означает целое число от 1 до 10, предпочтительно от 1 до 7, в частности, от 1 до 3; В означает сегмент (а) или (Ь); и вышеприведенные предпочтения применяются к числу сегментов (ά), которые связаны с сегментом (Ь).
Другой способ начинают с бифункционального соединения формулы (XV):
X4-К-X4 (XV) которое подвергают взаимодействию с избытком полисилоксана (а), получая последовательность -а-(с-а)г-, в которой применяются вышеприведенные значения, после чего, на второй стадии, промежуточное соединение подвергают взаимодействию с полиолом, который не несет никакого лактона, с получением соединения формулы (XVII):
Ь^-а-{с-а}г^-Ь (XVII) после чего соединение формулы (XVII) подвергают взаимодействию с соединением формулы (XIII), получая макромер формулы (VIII):
Ь-2-а-{с-а}г-(2-Ь\ (VIII) где г означает целое число от 1 до 10, предпочтительно от 1 до 7, в частности, от 1 до 3; ΐ равно 0 или 1 , предпочтительно 1 ; где линейная (с-а) цепь, которая может или не может заканчиваться сегментом (Ь), присутствует (ΐ=1 ), а вышеприведенные предпочтения применяются к общему числу сегментов (ά), которые предпочтительно связаны с сегментом (Ь).
Другой способ начинают с лактона углевода, который на первой стадии подвергают взаимодействию с соединением формулы (XIII), при этом сохраняется функция лактона, после чего промежуточное соединение подвергают взаимодействию с полисилоксаном, содержащим, по крайней мере, одну амино- или гидроксильную группу, получая соединение формулы (IV) или (V):
а----Х41) |(IV) ά
а—(Х1 Ь)д |М (^)х в котором ς обычно обозначает 1 или 2 и в котором вышеприведенные значения и предпочтения применяются так или иначе, а сегменты (ά) введены с концов или в свисающем положении.
Настоящий вариант изобретения также относится к промежуточным соединениям, которые являются новыми и которые встречаются во время синтеза макромеров в соответствии с настоящим изобретением.
Кроме того, изобретение относится к соединению формулы (ХПа):
(а-г-Ь)д (ХНа) где ς обозначает более чем 1, (а) получают из полисилоксана, определенного формулой (I) выше, и (Ь) получают из дилактона углевода.
Вариант изобретения относится к соединению формулы (ХПЬ):
а-(г-Ь)д ^ПЬ) где Ζ, (Ь) и ς имеют вышеприведенные предпочтительные значения, но при условии, что сегмент (а) получен из соединения формулы (III) η2
где η обозначает целое число от 5 до 500;
99,8-25% радикалов К1, К2, К3, Кд, К5 и К независимо один от другого, обозначают алкил, а 0,2-75% радикалов Κι, К2, К3, Кд, К5 и К6, независимо один от другого, обозначают частично фторированный алкил, аминоалкил, алкенил, арил, цианоалкил, а1к-\'11-а1к-\'112 или а1к(ОСН2)т-(ОСН2)р-ОК7, где К7 обозначает водород или низший алкил, а1к обозначает алкенил, и т и р независимо один от другого обозначают целое число от 0 до 10, причем одна молекула содержит, по крайней мере, одну первичную группу амино или гидроксила и, по крайней мере, одну группу частично фторированного алкила.
Настоящее изобретение также относится к соединению формулы (XVI):
Ь-е-{а-е}8-Ь (XVI) где сегмент (Ь) получен из полиола, который не несет никакой группы лактона, а другие переменные имеют вышеприведенные предпочтительные значения.
Вариант изобретения также относится к соединению формулы (XVII):
Ь-2-а-{е-а}г-2-Ь (XVII) где сегмент (Ь) получен из полиола, который не несет никакой группы лактона, а другие переменные имеют вышеприведенные предпочтительные значения.
Силоксан (а), содержащий, по крайней мере, одну первичную амино- или гидроксильную группу, является, например, коммерчески доступным. Примерами являются КР-6002, КР8003, X-22-161С (8Ып-Е1зи) или СР4 (Сепезее). Другие силоксаны могут быть синтезированы с помощью опубликованных способов.
Полиол (Ь), необходимый для синтеза, как правило, получают на коммерческой основе. Примерами являются глюконолактон или лактобионолактон. Иначе они могут быть синтезированы с помощью опубликованного способа.
Соединения в соответствии с настоящим изобретением могут быть получены в присутствии или отсутствие растворителя. Предпочтительно использовать в основном инертный растворитель, то есть такой, который не участвует в реакции. Пригодными примерами являются простые эфиры, такие как тетрагидрофуран (ТГФ), 1,2-ди-метоксиэтан, диметиловый эфир диэтиленгликоля или диоксан, галоидзамещенные углеводороды, такие как хлороформ или метиленхлорид, биполярные апротонные растворителя, такие как ацетонитрил, ацетон, диметилформамид (ДМФ) или диметилсульфоксид (ДМСО), углеводороды, такие как толуол или ксилол, а также пиридин или Νметилморфолин.
При получении новых соединений в соответствии с настоящим изобретением реагенты преимущественно используют в стехиометрических количествах. Температура реакции может составлять, например, от -30 до 150°С, предпочтительно от 0 до 40°С. Время реакции составляет приблизительный период от 15 мин до 7 дней, предпочтительно в диапазоне около 12 ч. При необходимости реакцию осуществляют в атмосфере аргона или азота в качестве инертного газа. При уретан-образующих реакциях преимущественно добавляют пригодный катализатор, такой как дибутилолова дилаурат (1)ВТ[)1).
Настоящее изобретение далее относится к полимеру, содержащему продукт полимеризации, по крайней мере, одного макромера в соответствии с изобретением, определенным выше, и, если желательно, по крайней мере, одного винилового сомономера (а).
В предпочтительной композиции полимера в соответствии с настоящим изобретением отношение по массе макромера в соответствии с настоящим изобретением составляет от 100 до 0,5%, в частности, от 80 до 10%, предпочтительно от 70 до 30%, на основе общей массы полимера.
В предпочтительном полимере, содержащем продукт полимеризации, по крайней мере, одного макромера в соответствии с изобретением, сомономер (а) отсутствует и полимер предпочтительно является гомополимером.
Сомономер (а), присутствующий в полимере в соответствии с настоящим изобретением, может быть гидрофильным или гидрофобным, либо их смесью. Пригодными сомономерами являются, в частности, те, которые обычно используются при получении контактных линз и биомедицинских материалов.
Гидрофобный сомономер (а) следует понимать как мономеры, которые обычно приводят к получению, в качестве гомополимера, полимеров, нерастворимых в воде и могущих абсорбировать, по крайней мере, 10 мас.% воды.
Аналогично, гидрофильный сомономер (а) следует понимать как мономер, который обычно приводит к получению, в качестве гомополимера, полимера, нерастворимого в воде и могущего абсорбировать, по крайней мере, 10 мас.% воды.
Пригодными гидрофобными сомономерами (а) являются, не ограничиваясь, С1-С18-алкил и С3-С18-циклоалкил акрилаты и метакрилаты, С3-С18-алкилакриламиды и -метакрилакриламиды, акрилонитрил, метакрилонитрил, винил С1С18-алканоаты, С2-С18-алкены, С2-С18-галоалкены, стирол, (низший алкил)-стирол, виниловые эфиры низшего стирола, С2-С10-перфторалкил акрилаты и метакрилаты, а также частично фторированные акрилаты и метакрилаты, С3-С12перфторалкилэтилтиокарбониламиноэтил акрилаты и метакрилаты, акрилокси- и метакрилоксиалкилсилоксаны, Ν-винилкарбазол, сложные
С1-С12-алкиловые эфиры малеиновой кислоты, фумаровой кислоты, итаконовой кислоты, мезаконовой кислоты и так далее. Предпочтительными сомономерами являются, например, акрилонитрил, сложные С1-С14-алкиловые эфиры виниловоненасыщенных карбоновых кислот, имеющие от 3 до 5 атомов углерода, или сложные виниловые эфиры карбоновых кислот, имеющие до 5 атомов углерода.
Примерами пригодным гидрофобных сомономеров (а) являются метил акрилат, этил акрилат, пропил акрилат, изопропил акрилат, изобутил акрилат (ГВА), изооктил акрилат (ОА), изодецил акрилат (БА), циклогексил акрилат, 2-этилгексил акрилат (ЕНА), метил метакрилат, этил метакрилат, пропил метакрилат, бутил акрилат, винил ацетат, винил пропионат, винил бутират, винил валерат, стирол, хлоропрен, винил хлорид, винилиден хлорид, акрилонитрил, 1 -бутен, бутадиен, метакрилонитрил, винил толуол, винилэтиловый эфир, перфторгексилэтилтиокарбониламиноэтил метакрилат, изоборнил метакрилат, трифторэтил метакрилат, гексафторизопропил метакрилат, гексафторбутил (мет)акрилат (НЕВМА и НЕВА), трис-триметилсилилокси-силил-пропил метакрилат (ТВΣ8), 3метакрилокси пропилпентаметилдисилоксан и бис(метакрилоксипропил)тетраметилдисилоксан.
Предпочтительными примерами гидрофобных сомономеров (а) являются метил метакрилат, ША, НЕВА, НЕВМА, ОА, ЕНА, БА, ТК48 и акрилонитрил.
Пригодными гидрофильными сомономерами (а) являются, не исчерпываясь этим, гидроксил-замещенные низший алкил акрилаты и метакрилаты, акриламид, метакриламид, (низший алкил) акриламиды и -метакриаламиды, этоксилированные акрилаты и метакрилаты, гидроксил-замещенные (низший алкил)акриламиды и -метакриаламиды, гидроксил-замещенные низший алкил виниловые эфиры, винилсульфонат натрия, стиролсульфонат натрия, 2-акриламидо-2-метил-пропансульфокислота, Ν-винилпиррол, Ы-винил-2-пирролидон, 2-винилоксазолин, 2-винил-4,4'-диалкилоксазолин-5-он, 2-и 4-винил-пиридин, винилово-ненасыщенные карбоновые кислоты, имеющие от 3 до 5 атомов углерода, амино(низший алкил)- (где термин амино также включает четвертичный аммоний), моно(низший алкиламино)(низший алкил) и ди(низший алкиламино)(низший алкил) акрилаты и метакрилаты, аллиловый спирт и так далее. Предпочтение отдается, например, Ν-винил2-пирролидону, акриламиду, метакриаламиду, гидроксил-замещенным низший алкил акрилатам и метакрилатам, гидроксил-замещенным (низший алкил) акриламидам и -метакриаламидам и винилово-ненасыщенным карбоновым кислотам, имеющим от 3 до 5 атомов углерода.
Примерами пригодных гидрофильных сомономеров (а) являются гидроксиэтил метакрилат (НЕМА), гидроксиэтил акрилат, гидрокси пропил акрилат, хлоргидрат триметиламмония 2-гидрокси пропилметакрилата (В1стсг® ОА, например компании Νίρροη ОН), диметиламиноэтил метакрилат (БМАЕМА), диметиламино этилметакриламид, акриламид, метакриламид, Ν,Ν-диметилакриламид (БМА), аллиловый спирт, винилпиридин, глицерин метакрилат, Ν-( 1,1 -диметил-3 -оксобутил)акрил-амид, Ν -винил2-пирролидон (ΝνΡ), акриловая кислота, метакриловая кислота и тому подобное.
Предпочтительными гидрофильными сомономерами (а) являются хлоргидрат триметиламмония 2-гидрокси пропилметакрилата, 2-гидроксиэтил метакрилат, диметиламиноэтилметакрилат, Ν,Ν-диметилакриламид и Νвинил-2-пирролидон.
Полимеры в соответствии с настоящим изобретением синтезируют известным рсг кс способом из соответствующих мономеров (термин «мономер» здесь также включает макромер в соответствии с изобретением) реакцией полимеризации, традиционной для среднего специалиста в данной области. Обычно смесь вышеупомянутых мономеров нагревают путем добавления инициатора свободных радикалов. Примерами таких инициаторов свободных радикалов являются азоизобутиронитрил (АХВИ), пероксидисульфат калия, перекись дибензоила, перекись водорода и перкарбонат натрия. Если, например, указанные соединения нагревают, свободные радикалы образуются гомолизисом и могут затем инициировать, например, полимеризацию.
Реакцию полимеризации предпочтительно осуществлять с использованием фотоинициатора. В данном случае используется термин «фотополимеризация». При проведении фотополимеризации достаточно добавить фотоинициатор, который может инициировать свободнорадикальную полимеризацию и/или образование поперечных связей с использованием света. Примерами известных для среднего специалиста фотоинициаторов являются, в частности, метиловый эфир бензоила, 1 -гидроксициклогексилфенил кетон, продукты Батосит и [гдасиг, предпочтительно Батосит® 1173 и Едасиг® 2959. Также пригодны реакционноспособные фотоинициаторы, которые можно вводить, например, в макромер или можно использовать в качестве специфического сомономера (а). Примеры даны в заявке на Европатент № 632329. Затем полимеризацию можно инициировать актиничным излучением, например, светом, в частности, ультрафиолетовым светом, имеющим пригодную длину волны. При необходимости спектральные требования можно контролировать соответствующим образом, добавляя пригодные фотосенсибилизаторы.
Полимеризацию можно осуществлять в присутствии или отсутствие растворителя. Пригодными растворителями являются, в принципе, все растворители, которые растворяют исполь зуемые мономеры, например вода, спирты, такие как низшие алканолы, например, этанол или метанол, кроме того, карбоксамиды, такие как диметилформамид, двуполярные апротонные растворители, такие как диметил сульфоксид или метилэтилкетон, кетоны, например ацетон или циклогексанон, углеводороды, например толуол, простые эфиры, например, ТГФ, диметоксиэтан или диоксан, галоидзамещенные углеводороды, например трихлорэтан, а также смеси пригодных растворителей, например смеси воды и спирта, например смесь вода/этанол или вода/метанол.
При желании полимерную сетку можно интенсифицировать путем добавления так называемого агента сшивания, например полиненасыщенного сомономера (Ь). Поэтому изобретение относится к полимеру, содержащему продукт полимеризации макромера в соответствии с настоящим изобретением, если желательно, то, по крайней мере, с одним виниловым сомономером (а) и, по крайней мере, с одним сомономером (Ь).
Примерами типичных сомономеров (Ь) являются аллил (мет)акрилат, ди(мет)акрилат низшего этиленгликоля, ди(мет)акрилат поли(низший алкилен) гликоля, ди(мет)акрилат низшего алкилена, дивиниловый эфир, дивинил сульфон, ди- и тривинилбензол, триметилолпропан ди(мет)акрилат, пентаэритрит тетра(мет)акрилат, бисфенол А ди(мет)акрилат, метиленбис(мет)акриламид, триаллил фталат и диаллил фталат.
Количество используемого сомономера (Ь) выражается в пропорции по массе на основе общей массы полимера и составляет от 20 до 0,05%, в частности, от 10 до 0,1%, предпочтительно от 2 до 0,1%.
4. Материал Ό
Другой предпочтительный вариант настоящего изобретения относится к использованию силоксансодержащего макромера, который получают из поли(диалкилсилоксан) диалкоксиалканола, имеющего следующую структуру:
где η обозначает целое число от 5 до 500, предпочтительно около 20-200, более предпочтительно около 20-100;
радикалы К1, К2, К3 и Кд, независимо один от другого, обозначают низший алкилен, предпочтительно С1-С6-алкилен, более предпочтительно С1-С3-алкилен, причем в предпочтительном варианте общее число атомов углерода в К1 и К2 или в К3 и Кд составляет более 4; а К5, К6, К7 и К8, независимо один от другого, обозначают низший алкил, предпочтительно С1-С6алкил, более предпочтительно С1-С3-алкил.
Общая структура макромера материала Ό выглядит следующим образом:
АС^ЕАТЕ-ЕШК-АЕК-О-АЕК-РВА8АБК-О-АЕК-ЕШК-АС^ЕАТЕ где ΑСКΥ^ΑТΕ выбирают из акрилатов и метакрилатов;
14ХК выбирают из уретанов и диуретановых связей;
ЛЕК-О-АЕК имеет вышеприведенное значение (К1-О-К2 или К3-О-Кд); и
ΡΌΑ8 обозначает поли(диалкилсилоксан).
Например, макромер материала Ό можно получить путем взаимодействия изофорон диизоцианата, 2-гидроксиэтил (мет)акрилата и поли(диалкилсилоксан) диалкоксиалканола в при сутствии катализатора.
Предпочтительный макромер материала Ό можно получить путем взаимодействия незначительного избытка изоцианатоалкил метакрилата, особенно изоцианатоэтил метакрилата (ΣΕΜ), с поли(диалкилсилоксан) диалкоксиалканолом, предпочтительно поли(диметилсилоксан) дипропоксиэтанолом, в присутствии катализатора, особенно оловоорганического катализатора, такого как дибутилолова дилаурат (ΌΒΤΌΕ). Первичная полученная структура выглядит следующим образом:
где К10о и К20о имеют следующие значения:
К200 ϋ Г2 —осы——о—с—с=сн2 н
где К9 и К11 обозначают алкилен, предпочтительно С1-С6-алкилен, более предпочтительно этилен; и К10 и К12 обозначают метил или водород.
Смесь форполимеров материала Ό можно образовать путем смешивания вышеупомянутого силоксансодержащего макромера с одним или более гидрофильными мономерами и термоинициатором или фотоинициатором, таким как ОАКОСиК® 1173. Для гомогенизации смеси предпочтительно добавлять растворитель, такой как гексанол. Для снижения модуля упругости до желательного уровня добавляют соответствующее количество ТШ8. Ионопроницаемый мономер или мономеры могут быть выбраны из любого числа вышеупомянутых ионопро ницаемых или гидрофильных мономеров. Предпочтительно, если ионопроницаемый мономер выбирают из группы, состоящей из диметилакриламида (ОМА) или метакриловой кислоты (МАА).
Предпочтительная смесь форполимеров материала Ό в мас.% на основе общей массы смеси включает около 35-60% макромера материала Ό; около 6-25% ТШ8; около 15-35% ионопроницаемого мономера; около 0,1-1,0% фотоинициатора и около 1 0-20% растворителя. Более предпочтительная смесь форполимеров материала Ό в мас.% на основе общей массы смеси включает около 40-55% макромера материала Ό; около 8-16% ТШ8; около 20-30% диметилакриламида; около 0,2-2,0% метакриловой кислоты; около 0,1-1,0% фотоинициатора и около 1 0-20% растворителя. Особенно предпочтительная смесь форполимеров материала Ό в мас.% на основе общей массы смеси включает около 44-50% макромера материала Ό; около 10-12% ТК18; около 22-26% диметилакриламида; около 0-1 % метакриловой кислоты; около 0,2-0,6% фотоинициатора и около 10-20% растворителя.
Смесь форполимеров можно ввести в линзы и другие офтальмологические приспособления любыми способами, известными в данной области техники и раскрываемые в данном описании. Предпочтительно, смесь форполимеров вводят в вогнутую половину пресс-формы для линзы, выпуклую половину пресс-формы соединяют с вогнутой половиной пресс-формы, после чего смесь подвергают воздействию соответствующего количества излучения для инициации полимеризации. Несмотря на то, что предпочтительным является ультрафиолетовое (УФ) излучение, можно использовать целый ряд других источников энергии, известных в данной области техники и раскрываемых в данном описании.
Офтальмологическая линза, выполненная из материала Ό, предпочтительно представляет собой продукт полимеризации следующих макромерных и мономерных компонентов от общей массы полимеризуемого материала
a) около 45-65% макромера материала Ό;
b) около 5-25% ТШ8; и
c) около 20-40% ионопроницаемого мономера.
Офтальмологическая линза, выполненная из материала Ό, более предпочтительно представляет собой продукт полимеризации следующих макромерных и мономерных компонентов от общей массы полимеризуемого материала
a) около 50-60% макромера материала Ό;
b) около 10-20% ТШ8; и
c) около 25-35% ионопроницаемого мономера.
В наиболее предпочтительном варианте офтальмологическая линза, выполненная из ма териала Ό, представляет собой продукт полимеризации следующих макромерных и мономерных компонентов от общей массы полимеризуемого материала
a) около 50-60% макромера материала Ό;
b) около 10-20% ТК18;
c) около 25-35% ОМА; и
б) приблизительно до 2% МАА.
В другом предпочтительном варианте используют около 0,2-1,0 мас.% МАА вместе с компонентами (а), (Ь) и (с) в вышеуказанных количествах.
III. Офтальмологически совместимые поверхности
Офтальмологические линзы в соответствии с настоящим изобретением имеют поверхность, биологически совместимую с глазной тканью и глазной жидкостью в течение желательного периода продолжительного контакта. В одном предпочтительном варианте офтальмологические линзы в соответствии с настоящим изобретением включают заполнитель, определенный выше, который окружен, по крайней мере, частично поверхностью, которая является более гидрофильной и олеофобной, нежели материал заполнителя. Гидрофильная поверхность желательна для повышения совместимости линзы с глазными тканями и слезной жидкостью. По мере возрастания гидрофильности поверхности обычно понижается нежелательное притягивание и прилипание липидов и белкового вещества. Существуют другие факторы, помимо поверхностной гидрофильности, такие как иммунологическая реакция, которые могут содействовать скапливанию отложений на линзе. Отложение липидов и белкового вещества вызывает помутнение линзы, тем самым снижая визуальную четкость. Белковые отложения также могут вызвать другие проблемы, такие как раздражение глаза. После продолжительных периодов непрерывного или периодического ношения линзу необходимо удалить с глаза для чистки, то есть удаления отложений. Поэтому повышенная поверхностная гидрофильность и сопутствующее снижение в числе отложений биологического вещества позволяют повысить время ношения линзы.
Используемые в данном описании способы поверхностной обработки относятся к способам придания поверхности характера большей офтальмологической совместимости, при которых за счет контакта с паром или жидкостью и/или за счет использования источника энергии (1 ) на поверхность изделия наносят покрытие, (2) на поверхности изделия адсорбируются химические виды, (3) на поверхности изделия изменяется химическая природа (например, электростатический заряд) химических групп или (4) иным образом изменяются поверхностные свойства изделия.
В области придания гидрофильности поверхности материала раскрыто множество ме тодов. Например, линзу можно покрывать слоем гидрофильного полимерного вещества. Альтернативно, гидрофильные группы можно прививать на поверхность линзы, тем самым получая монослой гидрофильного материала. Эти процессы нанесения покрытия и прививки можно осуществлять с использованием целого ряда способов, включая (без ограничения) экспонирование линзы газообразной плазме или погружение линзы в мономерный раствор при соответствующих условиях.
Другая группа методов изменения поверхностных свойств линзы включает обработку до проведения полимеризации с образованием линзы. Например, пресс-форму можно обрабатывать плазмой (то есть ионизированным газом), статическим электрическим зарядом, облучением или иным источником энергии, тем самым вызывая изменение состава форполимеризационной смеси, которая непосредственно граничит с поверхностью пресс-формы, от заполнителя до форполимеризационной смеси.
Предпочтительным классом способов поверхностной обработки являются плазменные способы, при которых ионизированный газ подают на поверхность изделия. Газообразная плазма и условия обработки описаны более полно в патентах США №№ 4312575 и 4632844, которые упоминаются здесь в качестве ссылки. Газообразная плазма предпочтительно является смесью низших алканов и азота, кислорода или инертного газа.
В предпочтительном варианте линзу подвергают плазменной обработке в присутствии смеси (а) С1-С6-алкана и (Ь) газа, выбранного из группы, состоящей из азота, аргона, кислорода и их смесей. В более предпочтительном варианте линзу подвергают плазменной обработке в присутствии смеси метана и воздуха.
IV. Пригодность
A. Офтальмологические линзы
Новые полимеры или сетчатые полимеры можно превратить в офтальмологические отливки известным способом, в частности, в контактные линзы, например, путем осуществления фотополимеризации или фотоструктурирования новых полимеров в пригодной пресс-форме для контактных линз. Примерами новых офтальмологических отливок, кроме контактных линз, являются контактные линзы для коррекции зрения, контактные линзы для изменения цвета глаз, офтальмологические устройства доставки лекарственных препаратов, офтальмологические устройства для заживления ран и так далее.
B. Контактные линзы
Конкретный вариант изобретения направлен на контактные линзы, которые включают в свой состав по существу новый полимер или полимерную сетку. Такие контактные линзы имеют диапазон необычных и чрезвычайно выгодных свойств. Среди этих свойств следует упомянуть, например, их превосходную совмес тимость с человеческой роговицей (при необходимости, после подходящей поверхностной обработки (нанесения покрытия)) и со слезной жидкостью, которая основана на сбалансированном отношении между содержанием воды и проницаемостью воды, проницаемостью кислорода и механическими, и адсорбционными свойствами. Этот баланс желательных свойств приводит к значительному комфорту, отсутствию раздражения и аллергических эффектов. Благодаря благоприятным свойствам проницаемости в отношении различных солей, питательных веществ, воды, различных других компонентов слезной жидкости и газов (ί.'Ο2 и О2), новые контактные линзы не оказывают никакого воздействия, или фактически никакого воздействия, на естественные метаболические процессы в роговице. По сравнению со многими другими силоксансодержащими контактными линзами линзы продолжительного ношения в соответствии с настоящим изобретением отличаются химическими и механическими свойствами, а также ионопроницаемостью, которые достаточны для того, чтобы избежать нежелательного связующего эффекта. Кроме того, новые контактные линзы обладают высокой стабильностью размеров (безусадочностью) и продолжительным сроком годности при хранении.
Следует отметить, что этот баланс свойств, особенно высокой ионопроницаемости в сочетании с высокой кислородопроницаемостью, является ключом к получению контактных линз продолжительного ношения. Высокая кислородопроницаемость требуется для предотвращения опухания роговицы, что снижает вероятность окулярного повреждения и дискомфорта пользователя в течение периодов продолжительного ношения. Высокая ионопроницаемость позволяет линзе перемещаться на глазе так, что здоровое состояние роговицы не изменяется в значительной мере, и комфорт пользователя является приемлемым в течение периода продолжительного непрерывного контакта с глазной жидкостью и глазной тканью.
Предпочтительными контактными линзами продолжительного ношения в соответствии с настоящим изобретением являются такие, которые комфортабельны в течение периода продолжительного ношения. Если диаметр линзы слишком мал, веки не будут покрывать любую часть линзы, когда глаз открыт. Таким образом, веки будут контактировать с краем линзы каждый раз, когда глаз закрыт. Этот повторяющийся контакт между веком и линзой обычно вызывает раздражение, дискомфорт пользователя и смещение линзы. Следовательно, предпочтительные диаметры контактных линз - это те, которые достаточно большие для минимизации взаимодействия между веком и линзой и связанным с этим раздражением. Предпочтительно, если контактные линзы имеют диаметр около 12-16 мм, более предпочтительно около 13-15 мм, и наиболее предпочтительно около 13,514,8 мм.
V. Методы использования линз продолжительного ношения
Вышеописанные офтальмологические линзы имеют специальную пригодность в качестве контактных линз продолжительного ношения. Контактные линзы, имеющие достаточные скорости пропускания кислорода и воды от внутренней (базовая кривая) до наружной (передняя кривая) поверхности, могут носиться длительное время без существенного опухания роговицы или дискомфорта пользователя. Способ ношения предусматривает (а) наложение линзы на глаз и (Ь) поддержание линзы в тесном контакте с глазной и слезной жидкостью в течение периода, по крайней мере, 24 ч без существенного отрицательного воздействия на здоровое состояние роговицы или комфорт пользователя.
Предпочтительный метод предусматривает (с) извлечение линзы из глазной среды; (б) обработку линзы (то есть, дезинфекцию или чистку линзы; (е) повторное наложение линзы на глазную среду; (£) поддержание линзы в тесном контакте с глазной и слезной жидкостью в течение второго периода, по крайней мере, 24 ч без существенного отрицательного воздействия на здоровое состояние роговицы или комфорт пользователя.
В предпочтительном варианте линзу носят в течение непрерывного периода, по крайней мере, 4 дней без существенного опухания роговицы или дискомфорта пользователя. В другом предпочтительном варианте линзу носят в течение непрерывного периода, по крайней мере, 7 дней без существенного опухания роговицы или дискомфорта пользователя. В другом предпочтительном варианте линзу носят в течение непрерывного периода, по крайней мере, 1 4 дней без существенного опухания роговицы или дискомфорта пользователя. Еще в одном предпочтительном варианте линзу носят в течение непрерывного периода, по крайней мере, 30 дней без существенного опухания роговицы или дискомфорта пользователя.
VI. Способы изготовления
Офтальмологическую линзу можно изготовить, как правило, путем тщательного смешивания кислородопроницаемых и ионопроницаемых полимеризуемых материалов, внесения соответствующего количества смеси в полость пресс-формы для линзы и инициации полимеризации. Фотоинициаторы, такие как коммерчески доступные фотоинициаторы, описанные выше, могут добавляться в форполимеризационную смесь в деле содействия инициации полимеризации. Полимеризацию можно инициировать с использованием целого ряда хорошо известных методик, которые, в зависимости от полимеризуемого материала, могут включать применение излучения, такого как микроволновое, тепловое, электронно-лучевое и ультрафиолетовое. Пред почтительный способ инициации полимеризации предусматривает применение ультрафиолетового излучения.
Обнаружено, что ионо- и/или водопроницаемость некоторых из числа вышеупомянутых заполнителей может быть повышена путем инициации и завершения полимеризации в атмосфере, которая в основном свободна от кислорода. Пригодные газы, являющиеся коммерчески доступными, включают, не ограничиваясь, азот и двуокись углерода. Так, в предпочтительном варианте кислородопроницаемые и ионопроницаемые полимеризуемые материалы полимеризуют в атмосфере, имеющей менее чем приблизительно 1 0000 частей на миллион кислорода. Более предпочтительно, атмосфера, окружающая полимеризуемый материал, содержит менее чем приблизительно 1 000 частей на миллион кислорода. Еще более предпочтительно, атмосфера, окружающая полимеризуемый материал, содержит менее чем приблизительно 1 00 частей на миллион кислорода, тогда как наиболее предпочтительно, если содержание кислорода составляет менее чем приблизительно 20 частей на миллион.
В вышеупомянутом варианте смесь форполимеров должна быть дегазирована перед полимеризацией. Дегазацию можно осуществить с использованием целого ряда известных в данной области методов. Один метод дегазации смеси форполимеров включает использование ряда стадий заморозки и оттаивания, которые повторяются до достижения в смеси форполимеров соответствующего уровня концентрации газа. Этот метод замораживания/оттаивания предусматривает охлаждение смеси форполимеров до отверждения смеси, применение вакуума в отношении отвержденной смеси форполимеров, прерывание вакуумной обработки и оттаивание смеси форполимеров до получения жидкой формы смеси. В то время как методика дегазации является преимущественной в лабораторных условиях, для коммерческих процессов изготовления линз более выгодными могут быть другие известные методики дегазации.
Альтернативно, атмосфера, окружающая пресс-форму для линзы, при определенных условиях может включать кислород. Например, если половины пресс-формы для линзы достаточно уплотнены относительно одна другой, а материал пресс-формы для линзы имеет низкую степень кислородопроницаемости (например, полипропилен), можно полимеризовать дегазированную смесь форполимеров в пресс-форме, окруженной атмосферой, без достижения достаточно высокой концентрации кислорода форполимеров для того, чтобы значительно понизить ионо- или водопроницаемость конечной линзы. Так, в предпочтительном варианте двусторонней отливки линзу формуют с применением следующих стадий:
(1) смесь форполимеров дегазируют;
(2) половину пресс-формы для линзы заполняют смесью форполимеров;
(3) половины пресс-формы для линзы уплотняют относительно одна другой;
(4) полимеризацию инициируют для формования линзы, причем половины пресс-формы для линзы формуют из материала, имеющего низкую кислородопроницаемость, а стадии (2) (4) можно проводить в присутствии или отсутствие кислорода. В этом варианте предпочтительно, чтобы пресс-формы для линзы перед использованием сохранялись в инертной, в основном свободной от кислорода атмосфере, например азоте или двуокиси углерода.
Существенным отличительным признаком способов изготовления линз в соответствии с изобретением является то, что достигается баланс высокой ионопроницаемости и высокой кислородопроницаемости. Методики и условия изготовления, приводящие к снижению либо кислородопроницаемости, либо ионопроницаемости ниже уровней, достаточных для сохранения хорошего состояния роговицы и перемещения на глазе в течение периодов продолжительного ношения, неприемлемы для получения контактных линз продолжительного ношения в соответствии с настоящим изобретением.
Предпочтительно, способ изготовления приводит к получению контактной линзы, имеющей коэффициент проницаемости кислорода (Эк/!), равный, по крайней мере, около 70 баррер/мм, и ионотонический коэффициент проницаемости ионов, по крайней мере, 0,2 х 1 0-6 см2/с. Более предпочтительно, способ изготовления приводит к получению контактной линзы, имеющей коэффициент проницаемости кислорода (Ок/1). равный, по крайней мере, около 75 баррер/мм, и ионотонический коэффициент проницаемости ионов, по крайней мере, 0,3 х 10-6 см2/с. Наиболее предпочтительно, способ изготовления приводит к получению контактной линзы, имеющей коэффициент проницаемости кислорода (Ок/1). равный, по крайней мере, около 87 баррер/мм, и ионотонический коэффициент проницаемости ионов, по крайней мере, 0,4 х 1 0-6 см2/с.
Предыдущее раскрытие позволит среднему специалисту в данной области осуществить изобретение на практике. Для лучшего понимания специфических вариантов и их преимуществ предлагается отсылка на следующие примеры. Однако эти примеры не должны истолковываться как ограничивающие объем настоящего изобретения.
Примеры А-Ό расставлены в соответствии с материалами, определенными выше. Так, примеры А-1, А-2 и так далее относятся к материалу А, определенному выше; примеры В-1, В-2 и так далее относятся к материалу В, определенному выше, примеры С-1 , С-2 и так далее относятся к материалу С, а примеры Ό-1, Ό-2 и так далее относятся к материалу Ό. Темпе
Температуры указаны в градусах Цельсия, если не указано что-то иное.
Примеры Е, Е и С нацелены на демонстрацию корреляции между перемещением на глазе и ионотоническим коэффициентом проницаемости ионов, коэффициентом диффузии ионного потока и коэффициентом водопроницаемости в гидрогеле, соответственно.
Пример А-1 .
Полисилоксановый макромер получают путем взаимодействия, при комнатной температуре (около 21°С), одного моль-эквивалента (около 1 00 г) поли(диметилсилоксан) диалканола (8Ыи-Е!5и Сйеш1са1 Со., Токио, Япония), имеющего гидроксиэтил пропокси концевые группы, с 2 моль-эквивалентами (около 21,2 г) изофорон диизоцианата (АШНсН Сйеш1са1 Со., Милуоки, Висконсин, США) в присутствии около 0,2 г катализатора дилаурат дибутилолова (РГа1(8 & Ваиег, Ыс., Уотербери, Коннектикут, США). Примерно через 48 ч продолжения реакции 2,02 моль-эквивалента (около 38,7 г) поли(этиленгликоля) (РЕС, среднечисленная молекулярная масса около 610 г/моль, Όο\ν С11еш1са1 Согр., Мидленд, Мичиган, США) и около 0,17 г дилаурата дибутилолова (около 0,43 мас.% РЕС) добавляют к 80 г реакционного продукта из предыдущей стадии. В смесь добавляют достаточное количество хлороформа (А1йпс11 Сйеш1са1 Со.,) с тем, чтобы смесь была гомогенной. Смесь перемешивают при комнатной температуре около 15 ч. Затем смесь перемешивают в течение около 8 ч при температуре около 44-48°С, при этом сохраняя температуру в основном постоянной с применением окружающей масляной бани. Затем хлороформ упаривают для достижения конечной концентрации около 50 мас.% твердых тел путем перемешивания смеси при комнатной температуре около 8 ч. После этого в смесь добавляют около 2,14 моль-эквивалента (около 10,4 г) изоцианатоэтил метакрилата ('ЛЕМ, Моиотег Ро1утег, Ыс., Фистервилл, Пенсильвания, США). Наконец, смесь покрывают алюминиевой фольгой и перемешивают при комнатной температуре около 1 7 ч, получая полисилоксан-содержащий макромер, имеющий среднечисленную молекулярную массу (Мп) около 4000 г/моль.
Затем макромерный раствор полимеризуют в присутствии около 0,5 мас.% фотоинициатора ОА1ЮСЫО 1173 (С1Ьа-Се1§у Сотротайои, Ардсли, Нью-Йорк, США) с получением контактных линз. Полипропиленовые пресс-формы для контактных линз заполняют раствором сополимерного предшественника. Ультрафиолетовое излучение (около 300-400 нм) [около 3-6 мВт/см2] применяют по отношению к раствору в пресс-форме в течение около 3 ч при комнатной температуре. УФ свет вместе с фотоинициатором вызывает полимеризацию, что позволяет раствору сформовать контактную линзу, имеющую форму изложницы. Линзы экстрагируют изопропанолом для удаления оставшегося хлороформа и любых непрореагировавших компонентов. Полученный продукт представляет собой полисилоксан-содержащую полимерную контактную линзу.
Перед измерением кислородной проницаемости линзы гидратируют, поместив их в изотонический забуференный солевой раствор, по крайней мере, на 8 ч. После гидратации, если это необходимо, каждую линзу чистят с помощью специального средства для ежедневной чистки ΜΙΚΑΓΈΟν® ЭпИу С1еапег (С1ВА VIδίοη Согрогайоп, Дулут, Джорджия, США) с целью удаления смазки и липидов перед испытанием. Избыток очистителя ΜΙΚΑΡΈΟν® удаляют путем промывки в солевом растворе или очищенной воде.
Кислородные токи (1) измеряют при температуре 34°С во влажной камере (то есть, относительную влажность газовых потоков поддерживают на уровне около 1 00%), используя прибор ΌΚ1000. Коэффициент пропускания кислорода ЭкЛ определяют в соответствии с описанием изобретения, относящимся к проницаемости и пропускаемости кислорода.
Пример А-2.
Полисилоксановый макромер получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-1 .
Раствор сополимерного предшественника получают путем смешивания около 1 80 г полисилоксан-содержащего макромера, около 15 г 3метакрилоксипропил трис (триметилсилокси) силана (81ιίη-Εΐ5ΐ.ι), около 4 г 2-гидроксиэтил метакрилата (НЕМА), около 1 г этиленгликоль диметакрилата (ΕΌΟΜΑ) и около 1 г фотоинициатора ΌΑΚΟ^Κ® 1173 при комнатной температуре в течение около 1 6 ч.
Затем раствор сополимерного предшественника полимеризуют для формования контактных линз. Полипропиленовые пресс-формы для контактных линз заполняют раствором сополимерного предшественника. Ультрафиолетовое излучение (около 300-400 нм) [около 3-6 мВт/см2] применяют по отношению к раствору в пресс-форме в течение около 3 ч при комнатной температуре. УФ свет вызывает полимеризацию, что позволяет раствору сформовать контактную линзу, имеющую форму изложницы. Линзы экстрагируют изопропанолом для удаления оставшегося хлороформа и любых непрореагировавших компонентов. Предпочтительно, если полученный полимер содержит около 81,8 мас.% полисилоксанового макромера, около 13,6 мас.% ΤΚΙ8, около 3,6 мас.% 2-гидроксиэтил метакрилата и около 0,9 мас.% ΕΌΟΜΑ.
Контактную линзу дегазируют, поместив линзу в пригодный вакуум на период, достаточный для удаления в основном всего газа из матрицы линзы. Полностью гидратированные дегазированные контактные линзы этого состава имеют около 87 баррер, содержание воды около 19 мас.% и модуль упругости около 2,5 МПа.
Пример А-3.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 19,5 мас.% полисилоксанового макромера, около 47% ΤΚΙ8 и около 33,5% Ν,Ν-диметилакриламида. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют около 49 баррер, содержание воды около 30 мас.% и модуль упругости при растяжении около 2,4 МПа.
Пример А-4.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 30 мас.% полисилоксанового макромера, около 50% ΤΚΙ8 и около 20% Ν,Ν-диметилакриламида. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Эк около 76 баррер, содержание воды около 20 мас.% и модуль упругости при растяжении около 1,3 МПа.
Пример А-5.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 30 мас.% полисилоксанового макромера, около 40% ΤΚΙ8 и около 30% Ν,Ν-диметилакриламида. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Эк около 55 баррер, содержание воды около 30 мас.% и модуль упругости при растяжении около 3,5 МПа.
Пример А-6.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 30 мас.% полисилоксанового макромера, около 60% ΤΚΙ8 и около 10% Ν,Ν-диметилакриламида. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Эк около 110 баррер, содержание воды около 8,7 мас.% и модуль упругости при растяжении около 2,6 МПа.
Пример А-7.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 30 мас.% полисилоксанового макромера и около 70% ΤΚΙ8. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Ό1: около 128 баррер и содержание воды около 4,9 мас.%.
Пример А-8.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 30 мас.% полисилоксанового макромера, около 45% ΤΚΙ8, 5% фторакрилата и около 20% Ν,Ν-диметилакриламида. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Э|.: около 69 баррер, содержание воды около 20 мас.% и модуль упругости при растяжении около 1,4 МПа.
Пример А-9.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 82 мас.% полисилоксанового макромера, около 14,4% ТШ8 и около 3,7% 2-гидроксиэтил метакрилата. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Ок около 96 баррер, содержание воды около 19 мас.% и модуль упругости при растяжении около 1,8 МПа.
Пример А-1 0.
Полисилоксановый макромер получают в основном в соответствии с методиками, описанными в примере А-1 , однако полиэтиленгликоль имеет молекулярную массу около 660.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 81,9 мас.% полисилоксанового макромера, около 13,6% ТК18, около 3,7% 2-гидроксиэтил метакрилата и около 0,8% этиленгликоль диметакрилата. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Ок около 81 баррер, содержание воды около 20 мас.% и модуль упругости при растяжении около 1,4 МПа.
Пример А-11.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2, но которая имеет конечный состав около 82 мас.% полисилоксанового макромера, около 8,6% ТШ8, около 4,9% фторакрилата, около 3,5% 2-гидроксиэтил метакрилата и около 1 % ЕЭСМА. Полностью гидратированные контактные линзы с этим составом имеют Ок около 77 баррер, содержание воды около 22 мас.% и модуль упругости при растяжении около 1,3 МПа.
Пример А-1 2.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-1 , однако используемый полисилоксановый макромер имеет концевые группы гидроксивторбутила вместо концевых групп гидроксиэтилпропокси. Полностью гидратированная контактная линза после дегазации имеет около 70 баррер, содержание воды около 22 мас.% и модуль упругости при растяжении около 2,4 МПа.
Пример В-1 . Синтез макромеров.
51,5 г (50 ммоль) перфторполиэфира ЕотЫт ® Ζ^О^ (из компании Аи51топ! 8.р.А., Милан, Италия), имеющего среднюю молекулярную массу 1030 г/моль и содержащего 1,96 мэкв/г гидроксильных групп в соответствии с титрованием концевых групп, вводят в трехгорлую колбу вместе с 50 мг дилаурата дибутилолова. Содержимое колбы вакууммируют до давления примерно 20 мбар при перемешивании и затем подвергают декомпрессии с помощью аргона. Эту операцию повторяют дважды. 22,2 г (0,1 моль) только что перегнанного изофорон диизоцианата, поддерживаемого под аргоном, затем добавляют в противотоке аргона. Температуру в колбе поддерживают на уровне ниже 30°С, охлаждая водяной баней. После перемешивания в течение ночи при комнатной температуре реакцию завершают. Изоцианатное титрование дает содержание Νί,Ό на уровне 1,40 мэкв/г (теория: 1,35 мэкв/г).
202 г α,ω-гидроксипропил-терминатного полидиметилсилоксана Νο. КЕ-6001 из компании 8Ып-Е!8и, который имеет среднюю молекулярную массу 2000 г/моль (1,00 мэкв/г гидроксильных групп в соответствии с титрованием), вводят в колбу. Содержимое колбы вакууммируют до давления примерно 0,1 мбар и затем подвергают декомпрессии с помощью аргона. Эту операцию повторяют дважды. Дегазированный силоксан растворяют в 202 мл только что перегнанного толуола, поддерживаемого под аргоном, затем добавляют дилаурат дибутилолова (ΌΒΤΌΕ). После завершения гомогенизации раствора весь перфторполиэфир, прореагировавший с изофорон диизоцианатом (ГРОТ), добавляют под аргоном. После перемешивания в течение ночи при комнатной температуре реакцию завершают. Микротитрование показывает содержание гидроксильных групп на уровне 0,36 мэкв/г (теория: 0,37 мэкв/г).
13,78 г (88,9 ммоль) 2-изоцианатоэтил метакрилата (ШМ) добавляют под аргоном к 247 г α,ω-гидроксипропил-терминатного трехблочного сополимера полисилоксан-перфторпропилэфир-полисилоксан (трехблочный сополимер при стехиометрическом усреднении, однако также присутствуют отрезки других блоков). Смесь перемешивают при комнатной температуре в течение 3 дней.
Потом микротитрование больше не показывает никаких изоцианатных групп (предел обнаружения 0,01 мэкв/г). Найдено 0,34 мэкв/г метакриловых групп (теория: 0,34 мэкв/г).
Макромер, полученный данным образом, является совершенно бесцветным и светлым. Его можно хранить на воздухе при комнатной температуре в течение нескольких месяцев в отсутствие света без какого-либо изменения в молекулярной массе.
Пример В-2. Синтез макромеров.
Повторяют первую стадию синтеза макромеров, описанную в примере В-1 . Изоцианатное титрование перфторполиэфира, взаимодействующего с Νί.Ό. дает содержание !РО! на уровне 1,33 мэкв/г (теория: 1,35 мэкв/г).
На второй стадии 87,1 г α,ω-гидроксипропил-терминатного полидиметилсилоксана ТедотегН-812111 (Тй. Со1б5с11тщ1 АС, Эссен), который имеет среднюю молекулярную массу 890 г/моль (2,25 мэкв/г гидроксильных групп в соответствии с титрованием), растворяют в 87 мл толуола. После проведения реакции в соответствии с указаниями в примере В-1 и удаления растворителя содержание гидроксильных групп, равное 0,66 мэкв/г, определяют микротитрованием (теория: 0,60 мэкв/г). Полученное промежуточное соединение, в свою очередь, подвергают взаимодействию со стехиометрическим количеством изоцианатоэтил метакрилата. Потом микротитрование больше не показывает никаких изоцианатных групп (предел обнаружения 0,01 мэкв/г). Найдено 0,56 мэкв/г метакриловых групп (теория: 0,53 мэкв/г). Макромер, полученный данным образом, является совершенно бесцветным и светлым и имеет длительный срок годности при хранении.
Пример В-3. Синтез макромеров.
Повторяют первую стадию синтеза макромеров, описанную в примере В-1 , однако с использованием другого перфторполиэфира: ЕотЬЕп® Ζ^О^ΤX (из компании АнЕшогИ δ.ρ.Α., Милан, Италия). Это вещество терминируют с использованием группы О-СЕ2-СН2(ОСН2СН2)п-ОН (где п = 0, 1 или 2). Используемое вещество имеет молекулярную массу 1146 г/моль и содержит 1,72 мэкв/г гидроксильных групп в соответствии с анализом концевых групп. Изоцианатное титрование перфторполиэфира, взаимодействующего с ФЭЕ дает содержание ХСО на уровне 1,23 мэкв/г (теория: 1,25 мэкв/г).
На второй стадии вновь добавляют стехиометрическое количество ТедотегН-812111 и толуола. После проведения реакции в соответствии с указаниями в примере В-1 и удаления растворителя содержание гидроксильных групп, равное 0,63 мэкв/г, определяют микротитрованием (теория: 0,58 мэкв/г). Полученное промежуточное соединение, в свою очередь, подвергают взаимодействию со стехиометрическим количеством изоцианатоэтил метакрилата. Потом микротитрование больше не показывает никаких изоцианатных групп (предел обнаружения 0,01 мэкв/г). Найдено 0,55 мэкв/г метакриловых групп (теория: 0,51 мэкв/г). Макромер, полученный данным образом, является совершенно бесцветным и светлым и имеет длительный срок годности при хранении.
Пример В-4. Синтез макромеров.
Повторяют первую стадию синтеза макромеров, описанную в примере В-1 , однако с использованием 5,0 г ЕотЫш^ООЬ т 2,18 г ^ΌΕ По завершении реакции микротитрование показывает содержание изоцианатной группы на уровне 1,31 мэкв/г гидроксильных групп (теория: 1,36 мэкв/г).
Вторую стадию синтеза, описанную в примере В-1 , осуществляют аналогичным образом, причем стехиометрическое отношение между изоцианат-терминированным перфторполиэтиленом и гидроксипропил-терминированным полисилоксаном составляет 2:3. После проведения реакции в соответствии с указаниями в примере В-1 и удаления растворителя содержание гидроксильных групп, равное 0,2 мэкв/г, определяют микротитрованием (теория: 0,18 мэкв/г).
Третью стадию синтеза, описанную в примере В-1 , осуществляют аналогичным образом, причем используемый IЕМ применяют точно в стехиометрическом отношении. По завершении реакции не обнаружено никаких свободных изоцианатных групп (предел обнаружения 0,01 мэкв/г). Найдено 0,195 мэкв/г метакриловых групп (теория: 0,19 мэкв/г).
Пример В-5. Изготовление контактных линз.
13,0 г макромера из примера В-1 растворяют в 5,6 г этанола (Е1ика, рип88. ρ. а.) (70 мас.% раствора). После полной гомогенизации раствора добавляют 5,2 г 3-трис(триметилсилокси) силилпропил метакрилата (ΤΚΣ8, из компании 8Ып-Е15и, продукт Хо. КЕ-2801), 7,8 г только что перегнанного диметилакриламида (ΌΜΑ) и 160 мг фотоинициатора ПАКОСИК® 1173 (С1Ьа). Этот раствор фильтруют через тефлоновую мембрану, имеющую ширину пор 0,45 мм, под давлением аргона от 1 до 2 атм. Отфильтрованный раствор замораживают в колбе в жидком азоте, в колбе откачивают воздух под высоким вакуумом и раствор возвращают к комнатной температуре в условиях герметизации колбы. Эту операцию дегазации повторяют дважды. Затем колбу, содержащую раствор макромеров и сомономеров, переносят в перчаточный бокс с атмосферой инертного газа, где раствор вводят пипеткой в беспыльные прессформы для контактных линз, изготовленные из полипропилена. Пресс-формы закрывают и реакцию полимеризации проводят с УФ излучением (1 5 мВт/см2, 5 мин) с одновременным структурированием. Затем пресс-формы открывают и помещают в этанол, заставляя полученные линзы набухнуть. Линзы экстрагируют в течение 24 ч, постоянно пополняя перегнанный дихлорметан, и затем сушат в вакуумной печи. Высушенные линзы уравновешивают в фосфатзабуференном физиологическом растворе в пробирках, устойчивых к автоклавированию, и затем автоклавируют при температуре 120°С в течение 30 мин. Измерения всех физических данных осуществляют на автоклавированных линзах.
Линзы, полученные данным способом, отличаются следующими значениями: проницаемость кислорода (Ω1:) 77 баррер (определено влажным методом, описанным ниже), содержание воды уравновешенных линз 32 мас.%, относительное удлинение при разрыве при 35°С, равное 360%, и модуль упругости при растяжении при 30°С, равный 0,5 МПа (измерено с использованием прибора ΜίπίιηηΙ из компании Ро1утег ЬаЬогаФпек, Великобритания).
Влажное измерение проницаемости кислорода
Проницаемость кислорода материала определяют кулонометрическим методом. Для этой цели предварительно автоклавированные линзы помещают в зажим и затем верхнюю сторону покрывают слоем 2 см воды. Через водный слой при завихрении пропускают непрерывно газовую смесь, содержащую 21% кислорода и 79% азота. Кислород, который диффундирует через линзу, измеряют с использованием кулонометрического детектора. Эталонными значениями являются те, которые измерены на коммерчески доступных контактных линзах с использованием данного метода. С1Ьа8ОЙ® (С.ЧВЛνΐ8Ϊοη. НЕМА-линза) дает значение около 7-10 баррер, а Ехсе1еп8® (Χ'.4ΒΛ-νί8ίοη. ΡνΑ-линза) дает значение около 22 баррер.
К сожалению, проницаемость кислорода, например, контактных линз часто приводится в литературе как прямое значение Эк без дальнейшего определения и часто без ссылочных материалов. И обычно эти значения относятся к сухим материалам (сухое измерение). Сравнительное измерение проницаемости кислорода полимера В-5 показывает различия
a) влажное измерение: 77 баррер; однако
b) сухое измерение: 158 баррер.
Пример В-6.
Повторяют способ изготовления контактных линз, описанный в примере В-5, однако, смесь сомономеров имеет следующий состав (в мас.%):
55% макромера из примера В-1;
22% ТВ18;
22,5% ΌΜΑ;
0,5% В1етег® ΟΑ.
Пример В-7.
Повторяют способ изготовления контактных линз, описанный в примере В-5, однако смесь сомономеров имеет следующий состав (в мас.%):
55% макромера из примера В-1;
22% ТВ18;
23% ΌΜΑ.
Пример В-8.
Повторяют способ изготовления контактных линз, описанный в примере В-5, однако смесь сомономеров имеет следующий состав (в мас.%):
40% макромера из примера В-1 ;
30% ТВ18;
30% ΌΜΑ.
Пример В-9.
Повторяют способ изготовления контактных линз, описанный в примере В-5, однако, 70 мас.% раствора макромера в толуоле используют вместо 75 мас.% раствора в этаноле, описанного выше. Смесь сомономеров имеет следующий состав (в мас.%):
55% макромера из примера В-1;
22% ТВ18;
23% ΌΜΑ.
Пример В-1 0.
Повторяют способ изготовления контактных линз, описанный в примере В-5, однако, 70 мас.% раствора макромера в октаметилциклотетрасилоксане используют вместо 75 мас.% раствора в этаноле, описанного выше. Смесь сомономеров имеет следующий состав (в мас.%):
55% макромера из примера В-1;
22% ТШ8;
23% ΌΜΑ.
Данные по физическим измерениям материалов контактных линз из примеров В-5 - В-1 0 (значение Ок О2, влажный метод) представлены в табл. В-1.
Таблица В-1
Пример Содержание воды, % Ок, баррер Модуль упругости, МПа Относительное удлинение при разрыве, %
В-5 32 77 0,5 360
В-6 23,8 110 1,1 160
В-7 19,5 110 0,6 130
В-8 30,9 81 0,3 300
В-9 30
В-10 25
Пример В-11.
Около 10,0 г макромера из примера В-1 растворяют в 3,3 г этанола (Е1ика, риЙ88. р. а.). После полной гомогенизации раствора добавляют около 4,0 г 3-трис(триметилсилокси) силилпропил метакрилата (ТЕШ, из компании 8Ып-Е,8и, продукт Νο. КЕ-2801), около 5,9 г только что перегнанного диметилакриламида (ΌΜΑ), около 0,1 г В1етег® ОЛ (метакрилат, имеющий заместители четвертичного аммония, Ηηζ С Пепле) и около 100 мг фотоинициатора ΠΑΚΟ^Ε® 1173 (С1Ьа). Этот раствор фильтруют через тефлоновую мембрану, имеющую ширину пор 0,45 мм, под давлением аргона от 1 до 2 атм. Отфильтрованный раствор замораживают в колбе в жидком азоте, в колбе откачивают воздух под высоким вакуумом и раствор возвращают к комнатной температуре в условиях герметизации колбы. Эту операцию дегазации повторяют дважды. Затем колбу, содержащую раствор макромеров и сомономеров, переносят в перчаточный бокс с атмосферой инертного газа, где раствор вводят пипеткой в беспылевые пресс-формы для контактных линз, изготовленные из полипропилена. Пресс-формы закрывают и реакцию полимеризации проводят с УФ излучением с одновременным структурированием. Затем пресс-формы открывают и помещают в изопропиловый спирт, заставляя полученные линзы набухнуть. Линзы экстрагируют в течение 24 ч, постоянно пополняя изопропиловый спирт, и затем сушат в высоком вакууме. Высушенные контактные линзы уравновешивают в фосфат-забуференном физиологическом растворе в пробирках, устойчивых к автоклавированию, и затем автоклавируют при температуре 120°С в течение 30 мин. Ниже представлены данные физических измерений для автоклавированной линзы
Ок,баррер 93
содержание воды, % 20,3
модуль упругости, МПа 0,96
Пример В-1 2.
Линзы получают в соответствии с методиками, описанными в примере В-11, однако подвергают последующей поверхностной обработке следующим образом. Высушенные линзы переносят в аппарат плазменного покрытия, где их поверхности обрабатывают в смеси метана и воздуха (воздух, как используется здесь, обозначает 79% азота и 21 % кислорода) в течение периода около 5 мин. Аппарат и способ плазменной обработки раскрыты в работе Н. Уакиба Р1а§та Ро1утсп/абоп. Лсабетбс Ргс55. Орландо, Флорида (1985), начиная с 319 страницы.
Обработанные плазмой контактные линзы уравновешивают в фосфат-забуференном физиологическом растворе в пробирках, устойчивых к автоклавированию, и затем автоклавируют при температуре 120°С в течение 30 мин. Ниже представлены данные физических измерений для линзы, прошедшей плазменную обработку
Ώβ баррер: 88
содержание воды, %: 21,8
модуль упругости, МПа 1,03
Пример В-13.
Линзы получают в соответствии со способом изготовления контактных линз, описанным в примере В-5, однако, смесь сомономеров имеет следующий состав (в мас.%):
60% макромера из примера В-1 ;
25% ТЕШ;
15% ΌΜΆ.
Пример В-1 4.
Линзы получают в соответствии со способом изготовления контактных линз, описанным в примере В-6, с использованием той же самой композиции сомономеров, однако, сомономеры обрабатывают в беспыльных пресс-формах для контактных линз в атмосфере окружающего воздуха.
Пример С-1. Взаимодействие α,ω-бисаминопропил-диметилполисилоксана с б-лактоном О(+)глюконовой кислоты.
Перед взаимодействием амино-функционализированный полидиметилсилоксан, используемый для синтеза (Х-22-161-С, фирма 8ЫпЕ18и, Япония), тонко измельчают в ацетонитриле, экстрагируют и затем подвергают молекулярной перегонке.
Следующие реакции имеют место с исключением Н2О. 200 г очищенного аминофункционализированного полидиметилсилоксана (0,375 мэкв ΝΙΡ/ι; Мп(УРО) 3400-3900 (VРО: осмометрия под давлением паров)), растворенного в 200 мл абсолютного ТНБ, медленно добавляют по каплям к суспензии 13,35 г (75 ммоль) б-лактона О(+)глюконовой кислоты в 50 мл абсолютного ТНБ и смесь перемешивают в течение 24 ч до полного взаимодействия лактона. (Мониторинг за реакцией с помощью тонкослойной хроматографии (ТСХ): силикагель; изопропанол/Н2О/этилацетат 6:3:1; окрашивание с помощью раствора сульфата СеДУб/фосфоромолибденовой кислоты (реагент (СР8)). После реакции реакционный раствор концентрируют до сухости и остаток очищают под давлением 3 Па (0,03 мбар) в течение 48 ч. Получают 213,3 г а^бис(3-глюконамидопропил)-поли-диметилсилоксана. Титрование аминогрупп перхлорной кислотой показывает превращение аминогрупп на уровне более 99,8%.
Реакция а^бис-3-глюконамидопропилдиметилполисилоксана с ГЕМ.
Продукт, полученный выше (213,3 г) растворяют в 800 мл абсолютного ТНБ и раствор нагревают до температуры 40°С с добавлением каталитических количеств дилаурата дибутилолова (ΌΒΤΌΕ). 14 г (90 ммоль) ШМ в 20 мл абсолютного ТНБ добавляют по каплям к этому раствору в течение около 4 ч. Это соответствует концентрации 1,2 эквивалента на звено глюконамида. Реакцию осуществляют в течение 48 ч (мониторинг за реакцией с помощью инфракрасной (ИК) спектроскопии Νί,Ό). Реакционный раствор концентрируют и продукт сушат в бурой стеклянной колбе под давлением 3 Па (0,03 мбар) в течение 24 ч, охлаждая льдом. Остается 227,2 г бесцветного эластичного продукта высокой оптической прозрачности.
Примеры С-2 - С-7.
Другие амино пропил-диметилполисилоксаны (ΡΌΜ8) подвергают взаимодействию с различными количествами глюконолактона и концентрациями ШМ аналогично примеру С-1. Примеры суммированы в табл. С-1 .
Таблица С-1
Поли(диметилсилоксан) [РБМ8] Количество материала в порции
Пример Название Тип Мп νβ2* РБМ8, г (ммоль ΝΒ2) О1и, г (ммоль) РЕМ, г (ммоль)
С-1 Х-22-161-С 1егт. 3400 2 200 (75) 13,4 (75) 14,0 (90,0)
С-2 Х-22-161-С 1егт. 3400 2 200(74) 13,4 (75) 25,7 (165,0)
С-3 Х-22-161-С 1егт. 3400 2 200 (75) 13,4 (75) 29,2 (187,5)
С-4 Р8 813 реп. 1 200 1
С-5 ОР 4 реп. 3150 2,6
С-6 ОР 6 реп. 5960 3
С-7 | КЕ 8003 | реп. | 9700 | 4,7 | 200 (98) | 17,5 (98) | 18,2 (117,4)
Легенда.
Х-22-161-С и КЕ 8003 являются продуктами компании 8Ып-Е18ц (Япония);
Р8 813 является продуктом компании Ре1гагсй-Η Н;
СР 4 и СР 6 являются продуктами компании Сепеккее;
* аминогруппы на каждую макромерную цепь б-лактона С1и:Э(+) глюконовой кислоты;
1егт - концевой;
реп - свисающий.
Пример С-8.
Реакцию осуществляют в соответствии с примером С-1, однако вместо б-лактона О(+)глюконовой кислоты, 75 ммоль 1,5-лактона лактобионовой кислоты, суспендированные в 50 мл абсолютного ΤΗΕ, добавляют по каплям к раствору амино-функционализированного полидиметилсилоксана (Х-22-161-С) в 180 мл абсолютного ΤΗΕ и 20 мл ΌΜ8Ο (чистота 99%). Титрование аминогрупп с помощью перхлорной кислоты показывает реакционное превращение на уровне 99% (менее 0,01 мэкв ΝΗ2/γ). В данном случае также получают бесцветный, оптически чистый макромер.
Примеры С-9 и С-1 0.
Реакции осуществляют аналогично примеру С-1 . Однако катализатор, необходимый для добавления изоцианата на гидроксильные группы, отличается. Вместо ΌΒΤΌΕ, добавляют каталитические количества 1,4-диазабицикло[2.2.2]октана (^АΒСΟ) или 4-диметиламинопиридина (ОМАР), и реакцию продолжают, как описано в примере С-1 . В обоих случаях получают оптически чистый, бесцветный, эластичный как каучук макромер в соответствии с методикой вримера С-1 .
Пример С-11.
Реакцию осуществляют по аналогии с примером С-1 . В соответствии с примером С-8 0,1 моль 1,5-лактона лактобионовой кислоты, суспендированные в 50 мл абсолютного ΤΗΕ, добавляют по каплям к раствору аминофункционализированного полидиметилсилоксана (КЕ 8003) в 180 мл абсолютного ΤΗΕ и 20 мл ΌΜ8Ο (чистота 99%). Время реакции повышают примерно до 48 ч. Можно определить остаточное содержание 0,07 мэкв ΝΗ2/γ, и это количество подвергают взаимодействию с соответствующим молярным количеством б-лактона О(+)глюконовой кислоты, добавляемым в реакционный раствор. Бесцветный, чрезвычайно прозрачный продукт имеет остаточное содержание аминогрупп менее 0,01 мэкв/г.
Пример С-1 2.
52,09 г (9,78 ммоль) очищенного аминофункционализированного полидиметилсилоксана (Х-22-161-С, Ξΐιίη-Είκιι (Япония), растворенного в 110 мл абсолютного ΤΗΕ, первоначально вводят в реактор в атмосфере инертного газа, после чего добавляют 1,14 г (6,52 ммоль) П-глюкаро-1,4:6,3-дилактона, растворенного в 20 мл абсолютного ΤΗΕ. Реакционный раствор перемешивают при комнатной температуре в течение 1 5 ч и затем обрабатывают аналогично примеру С-1 . Содержание аминов составляет 0,134 мэкв/г. Терминальные аминогруппы полученного пента-блок-макромера подвергают взаимодействию с глюконолактоном на следующей стадии реакции. 41,84 г (5,146 мэкв ΝΗ2) вышеуказанного макромера и 0,917 г (5,15 ммоль) б-лактона О(+)глюконовой кислоты суспендируют в 300 мл абсолютного ΤΗΕ и суспензию перемешивают под азотом при температуре 40°С в течение 18 ч. Затем отфильтрованный раствор концентрируют и остаток сушат под давлением 3 Па (0,03 мбар) в течение 48 ч. Получают чрезвычайно вязкое, оптически чистое вещество, имеющее остаточное содержание аминогрупп, равное 0,013 мэкв/г.
Пример С-13.
Получение амино- и перфторалкил-функционализированного полидиметилсилоксана.
3,0 мл абсолютного толуола добавляют к 1 5 г поли-(диметилсилоксан-со-метилгидросилоксану) [Вауег 811оргеп И-230; 10000 г/моль; 2,3 ммоль δί-Η/г] с последующим добавлением 1,72 г (9,2 ммоль) аллилфталимида [Регистрационный номер СА8 5428-09-1]. Смесь замораживают несколько раз, в колбе создают вакуум и затем температуру вновь доводят до комнатной. Затем колбу оставляют с аргоном. Добавляют 0,7 мл 0,005 молярного раствора катализатора Ьатогеаих (получен в соответствии с патентом США № 3220972, Сепега1 Е1ес1пс) в абсолютном толуоле (100 частей на миллион Р1/моль δίΗ) и смесь нагревают до температуры 80°С. Через 0,5 ч реакции получают бесцветный, от прозрачного до слегка мутного, раствор, чей спектр 1 Η-ЯМР более не показывает резонансов атомов аллильного водорода.
Затем 6,2 г (15,3 ммоль) дегазированного аллил 1Н,1Н,2Н,2Н-перфтороктилового эфира медленно добавляют в смесь, которую перемешивают при температуре 80°С в течение 2 ч. Спектр 1 Η-ЯМР теперь показывает значительно ослабленный резонанс функции δί-Η при 4,6 части на миллион и интенсивный резонанс при 0,5 части на миллион, который происходит от атомов водорода 8ί-ΕΗ2.
Затем добавляют 3,0 мл 1-гексена с тем, чтобы прореагировал оставшийся избыток групп δί-Η, которые иначе бы вызвали структурирование полимера, когда позднее воздух по лучил бы доступ. Смесь дополнительно перемешивают при температуре 80°С в течение 0,5 ч. Затем реакционную смесь отстаивают в течение ночи. Продукт очищают на колонке с силикагелем с помощью гексана/этилацетата (3:2), растворитель отгоняют и макромер сушат в высоком вакууме. Получают бесцветный, прозрачный, вязкий продукт. Макромер, очищенный таким образом, берут в 20 мл гексана, добавляют 20 мл метиламина [33% в этаноле] и смесь нагревают до температуры 40°С. Через 10-15 мин выделяется белый объемистый осадок. Через 30 мин суспензию охлаждают и фильтруют, а осадок промывают небольшим количеством гексана. Фильтрат упаривают и остаток сушат в высоком вакууме. Затем содержание аминогрупп определяют титриметрией (перхлорная кислота).
Полученный макромер является прозрачным и вязким. Содержание аминогрупп составляет 78,6% от теоретического. Общий выход макромера после хроматографической очистки составляет 75%.
Получение глюконамида.
17,3 г (соответствует содержание амина 5,4 мэкв) этого аминоалкилзамещенного продукта растворяют в 20 мл сухого ТНР. Раствор несколько раз замораживают, дегазируют и оставляют под аргоном. Все последующие операции выполняют в атмосфере аргона. Затем добавляют 712 мг 4-лактона И(+)глюконовой кислоты (4 ммоль). Из-за низкой растворимости лактона вначале получают суспензию. После перемешивания в течение ночи при температуре 50°С раствор получается прозрачным и лактон использован полностью. Затем добавляют стехиометрическое оставшееся количество 4-лактона И(+)глюконовой кислоты (260 мг, 1,46 ммоль) и смесь перемешивают вновь при температуре 50°С в течение ночи. Наблюдается следовое количество непрореагировавшего лактона. Завершение реакции контролируют при помощи тонкослойной хроматографии на пластинах с силикагелем с использованием подвижной фазы смеси 1-пропанол/этилацетат/вода (6:1:3). Пластинки с силикагелем проявляют при помощи раствора сульфата Се(1У)/фосфоромолибденовой кислоты. Последующее титрование аминогрупп дает остаточное содержание менее 0,1%. После фильтрации и удаления растворителя перегонкой получают чрезвычайно вязкий, про зрачный макромер с содержанием 0,295 мэкв глюконамида на грамм макромера.
Пример С-1 4.
Перед полимеризацией используемые акрилаты, изобутилакрилат (1ВА), Ν,Ν-диметилакрилат (ΌΜΑ) и 3-метакрилоксипропилтрис(триметилсилокси)-силан (ТК18), каждый освобождают от ингибиторов путем перегонки. 0,32 г (2,76 ммоль) 1ВА, 0,80 г (8,1 ммоль) ΌΜΑ и 1,44 г (3,4 ммоль) ТК18 отвешивают в 50 мл круглодонную колбу и колбу промывают с помощью Ν2 в течение 0,5 ч, одновременно охлаждая на льду. 1,44 г макромера из примера С-1 переносят в круглодонную колбу с азотом, дегазируют под давлением 3 Па (0,03 мбар) в течение 24 ч и затем растворяют в 2,7 г этанола, который заранее промывают с помощью Ν2 в течение 0,5 ч. Последующее получение образцов и полимеризацию осуществляют внутри перчаточного бокса с исключением кислорода. Вышеуказанную смесь мономеров и раствор макромеров из примера С-1 перемешивают с добавлением 0,012 г (0,21 ммоль) ИАКОСиК.® 1173, и смесь подвергают микрофильтрации (0,45 мм фильтр). 180 мкл этой смеси вводят в полипропиленовую пресс-форму, которую затем закрывают соответствующей крышкой из полипропилена. Затем смесь облучают ртутной (υν-Α) лампой высокого давления в атмосфере азота в УФ-печи в течение 5 мин.
Лампы (каждая марки Ти<40\У/10К. РЫ1ίρδ), описанные выше и ниже, вставлены в держатель. Интенсивность излучения составляет 14,5 мВт/см2.
Полипропиленовую пресс-форму открывают и готовые диски или линзы извлекают путем окунания в смесь растворителей метиленхлорид и этанол (2:3). Эти линзы или диски экстрагируют в этаноле при комнатной температуре в специальных полипропиленовых клетках в течение 48 ч и затем сушат при температуре 40°С и давлении 10 Па (0,1 мбар) в течение 24 ч (автоклавирование при температуре 1 20°С в течение 30 мин). Диски показывают модуль упругости при растяжении, равный 1,1 МПа, проницаемость кислорода 183 баррер и твердость (по Шору А), равную 53.
Примеры С-15 - С-19.
Другие полимеры получают в соответствии с примером С-14 (состав в мас.%). Табл. СII показывает примеры С-15 - С-19 и свойства полученных материалов, измеренные на дисках.
Таблица С-П
Пример Содержание воды, % Макромер из примера Мас.% макромера Мас.% ЭМА Мас.% ТШ8 Модуль Е, МПа Ик, баррер
С-15 не испыта- но С-3 32,8 30* 32,7 - -
С-16 19,9 С-3 32,9 34,3 32,7 0,7 84
С-17 25,1 С-3 39,3 34,3 36,4 0,9 72
С-18 17,5 С-3 35,7 34,3 30,0 0,7 100
С-19 | 23,4 | С-3
33,3 | 33,3 | 33,4
0,7
Легенда.
ОМА - Ν,Ν-диметилакриламид;
ТК18 - 3-метакрилоксипропилтрис(триметилсилокси)-силан;
* вместо ОМА, в данном примере используют ЭМЕЛ (2-диметиламиноэтил акрилат).
Пример С-20. Контактные линзы без покрытия.
Контактную линзу получают в соответствии с примером С-1 4, используя макромер примера С-3, со следующим составом в мас.%: Макромер 33,3
ОМА 33,3
ТШ8 33,4
Линза имеет около 94 и содержание воды около 20,0 мас.%. Результаты представлены в табл. С-Ш для сравнения со свойствами контактных линз с покрытием.
Пример С-21 . Контактные линзы, подвергнутые плазменной обработке.
Высушенные линзы, полученные в соответствии с методиками, описанными в примере В-20, переносят в аппарат плазменного покрытия, где их поверхности обрабатывают в смеси метана и воздуха (воздух, как используется здесь, обозначает 79% азота и 21 % кислорода) в течение периода около 5 мин. Аппарат и способ плазменной обработки раскрыты в работе Н. Уакиба Ρΐηκιηη Ρо1уте^^ζа1^оη, Асабетк Ριόκκ, Орландо, Флорида (1985), начиная с 319 страницы.
Обработанные плазмой контактные линзы уравновешивают в фосфат-забуференном физиологическом растворе в пробирках, устойчивых к автоклавированию, и затем автоклавируют при температуре 120°С в течение 30 мин. Линза, подвергнутая плазменной обработке, имеет О|.: 90 баррер и содержание воды 21,5 мас.%. Результаты представлены в табл. С-Ш для сравнения со свойствами контактных линз с покрытием.
Таблица С-Ш
Пример Тип поверхности Бк, баррер Содержание воды, %
С-20 необработан- ная 94 20,0
С-21 обработанная плазмой 90 21,5
Пример С-22.
Синтез этого полимера соответствует примеру С-1 4, со следующей композицией мономеров: макромер примера С-3/ТК18/ЭМА :
32,8/32,6/34,2 (в мас.%), и добавлением 0,4 мас.% хлоргидрата триметиламмония-2гидроксипропил метакрилата (Б1етег ОА, Νίρроп Об Согр.). Полимер имеет модуль упругости при растяжении 0,9 МПа и проницаемость кислорода 82 баррер. Содержание воды составляет 25,1% (через 30 мин автоклавирования при температуре 120°С). Для сравнения полимер примера С-1 6 имеет содержание воды 20% с очень похожим составом сомономеров (без добавления Б1етег ОА).
Пример С-23.
Полимер получают аналогично примеру С1 4, однако полимеризацию осуществляют в массе, что означает без добавления этанола. Ниже представлены композиция сомономеров и свойства материала синтезированного полимера, измеренные на дисках.
Макромер примера С-7 41%
ША 23%
1 -винил-2-пирролидон 24%
(ΝνΡ)
акрилонитрил (АЩ 12%
Твердость диска (по Шору 68
А)
Пример С-24.
Полимеризацию осуществляют в соответствии с примером С-1 4, однако со следующим изменением в композиции мономеров: макромер примера С^/ША/ТЕК : 20/19/60 (в мас.%), и добавлением 1% по массе бис(3метакрилоилоксипропил)тетра метилдисилоксана. Оптически чистый полимер показывает модуль упругости при растяжении, равный 0,4 МПа, проницаемость кислорода 241 баррер и твердость (по Шору А), равную 42.
Примеры С-25 - С-27.
Контактные линзы получают в соответствии с методикой, описанной в примере С-1 4. Составы в мас.% следующие.
При- мер Макромер из примера Мас.% макромер а Мас. % ША Мас. % БМА Мас. % ТИ8 Мас. % ΗΡΒ А
С-25 С-3 36,0 8,0 20,0 36,0 -
С-26 С-2 35,0 5,0 20,0 35,0 5,0
С-27 С-3 32,8 - 30,0 37,2 -
Легенда.
ГВА - изобутилакрилат;
ОМА - Ν,Ν-диметилакриламид;
ТШ8 - 3-метакрилоксипропилтрис-(триметилсилокси)-силан;
НРΒΛ - 2,2,3,4,4-гексафторбутил акрилат.
Пример С-28.
Полимеризацию осуществляют в соответствии с примером С-1 4, однако со следующим изменением в композиции мономеров: макро мер примера С-1/ПМА/ТШ8 : 33,3/33,3/33,3 (в мас.%). Получают оптически чистый полимер.
Пример Ό-1. Синтез макромеров.
В сухом боксе в атмосфере азота около 200 г дипропоксиэтанола ΡΌΜ8 (Ыип-Ери) добавляют в контейнер. Туда же добавляют изоцианатоэтил метакрилат (ГЕМ) в количестве, равном приблизительно 2 молям на моль диалканола ΡΌΜ8. Туда же добавляют около 0,1 мас.% катализатора на основе дилаурата дибутилолова (ΌΒΤΩΕ) вместе со смесительным прутком. Контейнер погружают в водяную баню и крепят на месте с помощью зажима. Смесь воздуха под давлением около 2 фунтов на кв. дюйм (около 1 4 КПа) пропускают через смесь. Смесь перемешивают при комнатной температуре (около 22°С) в течение примерно 24 ч. Следуют многократной методике, при которой смесь анализируют на содержание изоцианата, и ШМ добавляют в том случае, если диалкоксиалканол ΡΌΜ8 не прореагировал полностью. Смесь перемешивают в течение 24 ч. Полученный макромер представляет собой силоксансодержащий макромер.
Пример Ό-2. Изготовление линзы.
Форполимеризационную смесь получают путем смешивания 56 г макромера из примера Ό-1, около 14 г ТК18, около 29 г Ν,Νдиметилакриламида (ΌΜΑ), около 1 г метакриловой кислоты, около 0,5 г фотоинициатора ОЛКОСЬК® 1173 и около 20 г гексанола. Смесь перемешивают при комнатной температуре в течение около 20 мин.
Затем смесь дегазируют путем ряда замораживаний и оттаиваний. Контейнер помещают в ванну с жидким азотом до момента отверждения смеси. В контейнере создают вакуум под давлением около 200 миллитор или меньше в течение примерно 5 мин. Затем контейнер помещают в ванну при комнатной температуре до приведения смеси в жидкое состояние. Процесс повторяют три раза. Затем смесь полимеризуют с образованием контактных линз. Форполимеризационную смесь выливают в полипропиленовые пресс-формы для контактных линз в атмосфере азота. Полимеризацию осуществляют с применением ультрафиолетового излучения [около 4-6 мВт/см2] в течение около 15 мин. Полностью гидратированная контактная линза имеет О|.: около 115 баррер, содержание воды около 23 мас.% и модуль упругости около 2 МПа.
Пример Ό-3. Изготовление линзы.
Контактную линзу получают в соответствии с методикой, описанной в примере Ό-2, за исключением того, что композиция состоит из 50% макромера примера Ό-1, около 20% ТК18 и около 30% ΌΜΑ. Полностью гидратированная контактная линза имеет около 118 баррер, содержание воды около 20 мас.% и модуль упругости около 1,8 МПа.
Пример Е-1 (материал А).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием охлаждения смеси форполимеров жидким азотом до отверждения смеси и получения температуры почти жидкого азота, после чего применяют вакуум (около 0,1 мм рт.ст.), отводят вакуум и оттаивают смесь форполимеров до приведения смеси в жидкое состояние. Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. Отвержденная линза имеет равновесное содержание воды около 19 мас.%. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 1 0 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1. Рабочее давление газа составляет около 50 миллитор. Плазменную обработку проводят в аппарате плазменной полимеризации ЕСУ0-20-400Л (Р1а§тасагЬ, Бедфорд, Массачусетс, США). Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 0,81 х 1 0-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-2 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-1 0. Перед полимеризацией газообразный азот барботируют через форполимеризационную смесь для удаления из нее кислорода. Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. Отвержденная линза имеет равновесное содержание воды около 26 мас.%. После отверждения линзу не подвергают поверхностной обработке. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет -0,063 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза не перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-3 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-1 2. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. Отвержденная линза имеет равновесное содержание воды около 30 мас.%. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 3 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1 . Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 0,50 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-4 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-1 2. Перед полимеризацией форполимериза ционную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. Отвержденная линза имеет равновесное содержание воды около 30 мас.%. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 5 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 0,47 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-5 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-1 2. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. Отвержденная линза имеет равновесное содержание воды около 30 мас.%. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 7,5 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1 . Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 0,35 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-6 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-11. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. Отвержденная линза имеет равновесное содержание воды около 30 мас.%. После отверждения линзу не обрабатывают в плазме. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 1,1 х 1 0-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-7 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-21 . Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 5 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4:воздух = 2:1 . Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 2,9 х 10-3 см2/с.
Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-8 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-21 . Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 7,5 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1 . Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 0,25 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-9 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-20. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу не обрабатывают в плазме. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 0,008 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза не перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-10 (материал И).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере Ό-2. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу не обрабатывают в плазме. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 1,4 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-11 (материал И).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере Ό-2. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 7,5 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1 . Ионотонический коэффициент проницаемости ио нов линзы составляет 0,61 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-12 (материал Ό).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере Ό-2. Перед полимеризацией форполимеризаионную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу обрабатывают в плазме в течение около 5 мин в атмосфере метана и воздуха при объемном соотношении СН4 : воздух = 2:1. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет 1,5 х 10-3 см2/с. Клиническое
Таблица Е
Пример Материал Дегазация Отверждающая атмосфера Поверхностная обработка в плазме СН4 : воздух, мин Ионотонический коэффициент проницаемости ионов, 10-3см2/с Перемещение на глазе
Е-1 А 3-й цикл мороз/тепло азот 10 0,81 ДА
Ε-2 В барботаж азотом азот без плазмы -0,063 НБТ
Е-3 В 3-й цикл мороз/тепло азот 3 0,50 ДА
Ε-4 Β 3-й цикл мороз/тепло азот 5 0,47 ДА
Е-5 Β 3-й цикл мороз/тепло азот 7,5 0,35 ДА
Ε-6 Β 3-й цикл мороз/тепло азот без плазмы 1,1 ДА
Е-7 С 3-й цикл мороз/тепло азот 5 2,9 ДА
Е-8 С 3-й цикл мороз/тепло азот 7,5 0,25 ДА
Е-9 С 3-й цикл мороз/тепло воздух без плазмы 0,008 НЕТ
Е-10 Ό 3-й цикл мороз/тепло азот без плазмы 1,4 ДА
Е-11 Ό 3-й цикл мороз/тепло азот 7,5 0,61 ДА
Е-12 Ό 3-й цикл мороз/тепло азот 5 1,5 ДА
Е-13 Ό 3-й цикл мороз/тепло воздух без плазмы -0,001 НЕТ
Рассматривая примеры Е-1 - Е-13 в табл. Е, можно заметить, что наименьшее значение ионотонического коэффициента проницаемости ионов, при котором линза перемещается на глазе, составляет 0,25 х 10-3 см2/с. Наибольшее значение ионотонического коэффициента проницаемости ионов, при котором линза закрепляется на глазе, составляет 0,008 х 10-3 см2/с. Таким образом, контактная линза предпочтительно имеет ионотонический коэффициент проницаемости ионов выше чем около 0,008 х 10-3 см2/с, исследование показывает, что линза перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-13 (материал Ό).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере Ό-2. Перед полимеризацией форполимеризационную смесь дегазируют с использованием неоднократной методики замораживания/оттаивания в соответствии с примером Е-1 . Смесь форполимеров отверждают в атмосфере азота с образованием контактной линзы. После отверждения линзу не обрабатывают в плазме. Ионотонический коэффициент проницаемости ионов линзы составляет -0,001 х 10-3 см2/с. Клиническое исследование показывает, что линза не перемещается на человеческом глазе. Смотри табл. Е.
более предпочтительно выше примерно 0,25 х 1 0-3 см2/с.
Пример Р-1 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-25. Перед поверхностной обработкой опреде ляют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 0 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном (РУР) в соответствии со следующей методикой, используя стеклянный плазменный реактор, снабженный наружным кольцевым электродом и генератором радиочастоты 27,13 МГц (КБ) для генерации индукционно-связанной холодной плазмы тлеющего разряда. Высокоочищенный аргон используют в качестве газа плазмы и в качестве газа-носителя для подачи мономеров Ν-пирролидона (NVР). Линия подачи NVР расположена примерно на 1 0 см ниже зоны тлеющего разряда.
Контактную линзу помещают в плазменный реактор диаметром 20 см в положении примерно на 1 5 см ниже зоны тлеющего разряда. Затем в реакторе создают вакуум приблизительно до 0,009 мбар примерно на 30 мин. После откачки газа поток плазменного газа устанавливают на уровне 20 стандартных см3, тлеющий разряд начинается под давлением около 0,15 мбар и сохраняется в течение около 1 мин с мощностью около 170 Ватт (для очистки и активации поверхности линзы). После снижения газообразного аргона плазмы до отметки около 1 0 стандартных см3 поток газа-носителя в виде аргона для мономера NVР также устанавливают на уровне 1 0 стандартных см3. Температуру источника NVР (при барботаже газаносителя через жидкий NVР) сохраняют на отметке около 40° С. Линзы обрабатывают в течение приблизительно 1 0 мин с помощью пульсирующей плазмы тлеющего разряда (1 мкс вкл., 3 мкс выкл.) под давлением около 0,35 мбар и с мощностью около 150 Ватт.
После прерывания тлеющего разряда и потока газа-носителя реактор непрерывно продувают потоком аргона на уровне 20 стандартных см3 под давлением около 0,009 мбар и в течение примерно 30 мин для удаления остаточного мономера и активированных видов. Полученные таким образом контактные линзы с покрытием РVР являются чрезвычайно смачиваемыми и показывают следующие динамические краевые углы, как измерено с помощью прибора ККИЕ88 К-12 (Гамбург, Германия)
Необработанные Обработанные
Опережения 102 38
Удаления 48 23
Гистерезиса 53 15
Клинические испытания показывают, что линза не перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-2 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-26. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 2,8 х 10-7 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Б-1 . Клинические испытания показывают, что линза не перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-3 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-27. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 9,3 х 10-7 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Б-1 . Клинические испытания показывают, что линза не перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-4 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-18. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 2,6 х 10-6 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Б-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-5 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-1 6. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 1,3 х 10-5 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Б-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-6 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-19. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 2,7 х 10-5 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Б-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-7 (материал С).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-1 7. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 7,8 х 10-6 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Б-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Б.
Пример Б-8 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-13. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 1,5 х 10-6 мм2/мин.
После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Е-1 . Клинические испытания показывают, что линза не перемещается на глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-9 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-1 4. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 1,1 х 10-6 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Е-1 . Клинические испытания показывают, что линза не перемещается на глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-1 0 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-7. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 3,8 х 10-6 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Е-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-11 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-6. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 8,5 х 10-6 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Е-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Е.
Пример Е-1 2 (материал В).
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-5. Перед поверхностной обработкой определяют, что коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке составляет 7,1 х 10-5 мм2/мин. После измерений проницаемости ионов поверхность линзы покрывают поливинилпирролидоном, как в примере Е-1 . Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. Е.
Таблица Е
Пример Материал (номер ссылочного примера) Коэффициент ионопроницаемости в ионном потоке*, мм2/мин Перемещение на глазе, клиническое определение
Е-1 С-25 0 НЕТ
Е-2 С-26 0,28 х 10-6 НЕТ
Е-3 С-27 0,93 х 10-6 НЕТ
Е-4 С-18 2,6 х 10-6 ДА
Е-5 С-16 13,0 х 10-6 ДА
Е-6 С-19 27,0 х 10-6 ДА
Е-7 С-17 7,8 х 10-6 ДА
Е-8 В-13 1,5 х 10-6 НЕТ
Е-9 В-14 1,1 х 10-6 НЕТ
Е-10 В-7 3,8 х 10-6 ДА
Е-11 В-6 8,5 х 10-6 ДА
Е-12 В-5 71,0 х 10-6 ДА
* Все коэффициенты проницаемости ионов в ионном потоке определялись на линзах без покрытия.
Рассматривая только примеры Е-1 - Е-1 3 в табл. Е, можно заметить, что наименьшее значение коэффициента проницаемости ионов в ионном потоке, при котором линза перемещается на глазе, составляет 2,6 х 10-6 мм2/мин. Наибольшее значение коэффициента проницаемости ионов в ионном потоке, при котором линза закрепляется на глазе, составляет 1,5 х 10-6 мм2/мин. Таким образом, контактная линза предпочтительно имеет коэффициент проницаемости ионов в ионном потоке выше чем 1,5 х 10-6 мм2/мин, более предпочтительно, выше 2,6 х 1 0-6 мм2/мин.
Пример О-1.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере А-2. Определяют, что коэффициент водопроницаемости в гидрогеле составляет приблизительно 0,71 х 1 0-6 см2/с. Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. О.
Пример О-2.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-5. Определяют, что коэффициент водопроницаемости в гидрогеле составляет приблизительно 1,09 х 10-6 см2/с. Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. О.
Пример О-3.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере В-6. Линзу подвергают поверхностной обработке в газообразной плазме в соответствии с методикой, описанной в примере Р-1. Определяют, что коэффициент водопроницаемости в гидрогеле составляет приблизительно 0,27 х 10-6 см2/с. Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. С.
Пример С-4.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-1 9. Линзу подвергают поверхностной обработке в газообразной плазме в соответствии с методикой, описанной в примере Р-1 . Определяют, что коэффициент водопроницаемости в гидрогеле составляет приблизительно 0,37 х 10-6
Таблица С
Пример Материал (номер ссылочного примера) Поверхностная обработка Коэффициент водопроницаемости в гидрогеле, см2/с Перемещение на глазе, клиническое определение
С-1 А-2 нет 0,71 х 10-6 ДА
С-2 В-5 нет 1,09 х 10-6 ДА
С-3 В-6 Р'УР 0,27 х 10-6 ДА
С-4 С-19 Р'УР 0,37 х 10-6 ДА
С-5 Ό-2 нет 1,26 х 10-6 ДА
С-6 С-14 нет 0,08 х 10-6 НЕТ
Рассматривая только примеры С-1 - С-6 в табл. С, можно заметить, что наименьшее значение коэффициента водопроницаемости в гидрогеле, при котором линза перемещается на глазе, составляет 0,27 х 10-6 см2/с. Наибольшее значение коэффициента водопроницаемости в гидрогеле, при котором линза закрепляется на глазе, составляет 0,08 х 10-6 см2/с. Таким образом, контактная линза предпочтительно имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем приблизительно 0,08 х 10-6 см2/с, более предпочтительно выше 0,27 х 10-6 см2/с.
Изобретение описано подробно со ссылкой на некоторые предпочтительные варианты для того, чтобы позволить читателю осуществить изобретение на практике, избежав утомительного эксперимента. Теоретические основы работы предложены для лучшего понимания изобретения, однако эти теории не должны ограничивать объем изобретения. Кроме того, специалист в данной области техники без труда поймет, что многие компоненты, композиции и параметры могут изменяться в разумных пределах, не выходя за рамки объема изобретения. Более того, названия, заголовки, материалы примеров и так далее предложены для понимания изобретения читателем и не должны истолковываться как ограничивающие объем настоящего изобретения. Поэтому права интеллектуальной собственности в отношении изобретения определены следующей формулой изобретения, ее разум см2/с. Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. С.
Пример С-5.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере Ό-2. Определяют, что коэффициент водопроницаемости в гидрогеле составляет приблизительно 1,26 х 10-6 см2/с. Клинические испытания показывают, что линза перемещается на глазе. Смотри табл. С.
Пример С-6.
Контактную линзу получают в основном в соответствии с методикой, описанной в примере С-1 4. Определяют, что коэффициент водопроницаемости в гидрогеле составляет приблизительно 0,08 х 10-6 см2/с. Клинические испытания показывают, что линза не перемещается на глазе. Смотри табл. С.
ными дополнениями и эквивалентами в соответствии с описанием изобретения.

Claims (55)

  1. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
    1 . Офтальмологическая линза, имеющая офтальмологически совместимые внутреннюю и наружную поверхности, причем линза пригодна для продолжительного ношения в постоянном тесном контакте с глазной тканью и глазной жидкостью, отличающаяся тем, что содержит полимерный материал, имеющий высокую проницаемость кислорода и высокую проницаемость ионов, указанный полимерный материал образован из полимеризуемых материалов, включающих (а) по крайней мере, один кислородопроницаемый полимеризуемый материал, и (б) по крайней мере, один ионопроницаемый полимеризуемый материал, а так же обеспечивает проницаемость кислорода в количестве, достаточном для сохранения роговицы в неповрежденном состоянии и обеспечения приемлемого удобства при ношении в процессе продолжительного, постоянного контакта с глазной тканью и глазной жидкостью, при этом указанная линза обеспечивает проницаемость ионов и воды в количестве, достаточном для того, чтобы позволить линзе перемещаться на глазе так, что не повреждается роговица и обеспечивается приемлемое удобство при ношении в процессе продолжительного, постоянного контакта с глазной тканью и глазной жидкостью, при этом указанная офтальмологическая линза имеет коэффициент пропускания кислорода, по крайней мере, около 70 баррер/мм и проницаемость ионов, характеризующуюся ионотоническим коэффициентом проницаемости ионов выше, чем приблизительно 0,2х10-6 см2/с и коэффициентом диффузии ионного потока выше, чем приблизительно 1,5х10-6 мм/мин.
  2. 2. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанную офтальмологическую линзу выбирают из группы, состоящей из контактных линз для исправления зрения, контактных линз для изменения цвета глаз, офтальмологических устройств для доставки лекарственных средств и офтальмологических устройств для заживления ран.
  3. 3. Офтальмологическая линза по п.2, отличающаяся тем, что она представляет собой контактную линзу.
  4. 4. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она имеет коэффициент пропускания кислорода, по крайней мере, около 75 баррер/мм.
  5. 5. Офтальмологическая линза по п.4, отличающаяся тем, что она имеет коэффициент пропускания кислорода, по крайней мере, около 87 баррер/мм.
  6. 6. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит ионопроницаемую фазу, которая проходит непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до наружной поверхности офтальмологической линзы.
  7. 7. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит кислородопроницаемую фазу, которая проходит непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до наружной поверхности офтальмологической линзы.
  8. 8. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит множество сооднородных фаз, включая, по крайней мере, одну кислородопроницаемую фазу, которая проходит непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до наружной поверхности офтальмологической линзы, и, по крайней мере, одну ионопроницаемую фазу, которая проходит непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до наружной поверхности офтальмологической линзы.
  9. 9. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит, по крайней мере, один путь транспорта ионов или путь транспорта воды, который проходит непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до на ружной поверхности офтальмологической линзы.
  10. 1 0. Офтальмологическая линза по п. 1 , отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит, по крайней мере, один путь транспорта кислорода, который проходит непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до наружной поверхности офтальмологической линзы.
  11. 11. Офтальмологическая линза по п. 1 , отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит множество сооднородных фаз, по крайней мере, одна из них является путем транспорта ионов или путем транспорта воды, а, по крайней мере, одна другая является путем транспорта кислорода, при этом указанные пути транспорта проходят непрерывно от внутренней поверхности офтальмологической линзы до наружной поверхности офтальмологической линзы.
  12. 12. Офтальмологическая линза по п.11, отличающаяся тем, что указанные сооднородные пути транспорта включают однородную фазу ионопроницаемого полимерного материала и однородную фазу силоксансодержащего полимерного материала.
  13. 1 3. Офтальмологическая линза по п. 11, отличающаяся тем, что указанные пути имеют размер, который меньше размера, приводящего к нежелательному нарушению видимого света в количестве, которое видимо для глаза потребителя.
  14. 14. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанная линза имеет ионотонический коэффициент проницаемости ионов выше чем 0,3 х10-6 см2/с.
  15. 15. Офтальмологическая линза по п.14, отличающаяся тем, что указанная линза имеет ионотонический коэффициент проницаемости ионов выше чем 0,4х10-6 см2/с.
  16. 1 6. Офтальмологическая линза по п. 1 , отличающаяся тем, что указанная линза имеет коэффициент диффузии ионного потока выше чем 2,6х10-6 мм2/мин.
  17. 17. Офтальмологическая линза по п.16, отличающаяся тем, что указанная линза имеет коэффициент диффузии ионного потока выше чем 6,4х10-6 мм2/мин.
  18. 18. Офтальмологическая линза по п. 1, отличающаяся тем, что указанная линза имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем 0,2х10-6 см2/с.
  19. 19. Офтальмологическая линза по п.18, отличающаяся тем, что указанная линза имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем 0,3х10-6 см2/с.
  20. 20. Офтальмологическая линза по п.19, отличающаяся тем, что указанная линза имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем 0,4х10-6 см2/с.
  21. 21 . Офтальмологическая линза по п. 1 , отличающаяся тем, что в гидратированном со стоянии указанная линза имеет равновесную влагу менее чем приблизительно 32 мас.% при испытании в соответствии с методикой массы, которая подробно раскрыта в описании.
  22. 22. Офтальмологическая линза по п.21, отличающаяся тем, что в гидратированном состоянии указанная линза имеет равновесную влагу менее чем 10-30 мас.% при испытании в соответствии с методикой массы, которая подробно раскрыта в описании.
  23. 23. Офтальмологическая линза по п.22, отличающаяся тем, что в гидратированном состоянии указанная линза имеет равновесную влагу менее чем 1 5-25 мас.% при испытании в соответствии с методикой массы, которая подробно раскрыта в описании.
  24. 24. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанная линза включает материал полимерного покрытия и офтальмологически совместимое покрытие, которое является гидрофильным покрытием, причем указанное покрытие более гидрофильное, нежели заполнитель.
  25. 25. Офтальмологическая линза по п.24, отличающаяся тем, что указанное гидрофильное покрытие представляет собой гидрофильное полимерное покрытие.
  26. 26. Офтальмологическая линза по п.25, отличающаяся тем, что указанное гидрофильное покрытие нанесено с использованием процесса плазменного покрытия.
  27. 27. Офтальмологическая линза по п.26, отличающаяся тем, что указанное плазменное покрытие образовано в присутствии смеси (а) С1С6-алкана и (б) газа, выбранного из группы, состоящей из азота, аргона, кислорода, воздуха или их смеси.
  28. 28. Офтальмологическая линза по п.27, отличающаяся тем, что указанное плазменное покрытие образовано в присутствии смеси метана и воздуха.
  29. 29. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный кислородопроницаемый полимеризуемый материал представляет собой силоксансодержащий макро
  30. 30ерЭ фтальмологическая линза по п.29, отличающаяся тем, что указанный силоксансодержащий макромер представляет собой поли(диметилсилоксан), имеющий среднечисленную молекулярную массу, по крайней мере, около 800 и температуру стеклования менее чем -115°С.
  31. 31. Офтальмологическая линза по п.30, отличающаяся тем, что указанный силоксансодержащий макромер имеет среднечисленную молекулярную массу, по крайней мере, 1 700.
  32. 32. Офтальмологическая линза по п.29, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал образован из смеси, содержащей около 1 -1 0 мас.% низкомолекулярного силоксансодержащего мономера.
  33. 33. Офтальмологическая линза по п.32, отличающаяся тем, что указанный низкомолекулярный силоксансодержащий мономер представляет собой 3-метакрилоксипропил-трис (триметилсилокси)силан (ТК18).
  34. 34. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал образован из полимеризуемой смеси, содержащей (а) около 60-85 мас.% кислородопроницаемого макромера, и (б) около 1 5-40 мас.% ионопроницаемого мономера.
  35. 35. Офтальмологическая линза по п.34, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал образован из полимеризуемой смеси, содержащей (а) около 70-82 мас.% кислородопроницаемого макромера, и (б) около 1 8-30 мас.% ионопроницаемого мономера.
  36. 36. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал образован из полимеризуемой смеси, содержащей (а) около 30-60 мас.% кислородопроницаемого макромера, (б) около 20-40 мас.% ионопроницаемого полимеризуемого материала, и (в) около 1-35 мас.% ТК48 от общей массы линзы.
  37. 37. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал включает полимерную композицию, имеющую хорошую оптическую прозрачность и высокую проницаемость кислорода, которая содержит (а) около 5-94% на основе массы в сухом состоянии макромера формулы:
    где К1 и К2 выбирают из С1-С6-алкила,
    К3, Кд, К5 и К6 выбирают из С1-С6алкилена,
    К7 и К8 выбирают из линейного или раз ветвленного алкилена и двухвалентного цикло алкилена,
    К9, К10, К11 и К12 выбирают из С1-С2 алкилена,
    К13 и К14 выбирают из С1-С6-алкилена, К15 и К16 выбирают из линейного или разветвленного низшего алкенилена, т и р, независимо один от другого, равны примерно 3-44 и η равно примерно 13-80, причем указанный макромер имеет среднечисленную молекулярную массу от 2000 до 10000;
    (б) около 5-60 мас.% акрилированного или метакрилированного силоксанового мономера;
    (в) около 1 -30 мас.% акрилатного или метакрилатного мономера; и (г) от 0 до 5 мас.% агента сшивания;
    причем указанные мас.% основаны на массе полимерных компонентов в сухом состоянии.
  38. 38. Офтальмологическая линза по п.37, отличающаяся тем, что указанная линза представляет собой контактную линзу.
  39. 39. Офтальмологическая линза по п.1 , отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит полимер, образованный полимеризацией, по крайней мере, одного макромера формулы (I):
    Ρ1-(Υ)^-(1-Χ1)ρ-Ω-(Χ1-Ε)ρ-(Υ)^-Ρ1 (I) где каждый Рь независимо от других, обозначает группу, полимеризуемую свободными радикалами;
    каждый Υ, независимо от других, обозначает -СОХНСОО-, -СОХНСОХН-, -ОСОХНСО-, -ХНСОХНСО-, -ХНСО-, -СОХИ-, -ХНСОХН-, -СОО-, -ОСО-, -ХНСОО- или -ОСОХН-;
    т и р, независимо один от другого, равны 0 или 1 ;
    каждый Ь, независимо от других, обозначает двухвалентный радикал органического соединения, имеющего до 20 атомов углерода;
    каждый Хь независимо от других, обозначает -ХНСО-, -СОХН-, -ХНСОХН-, -СОО-, -ОСО-, -ХНСОО- или -ОСОХН; и
    О обозначает двухвалентный полимерный фрагмент, состоящий из сегментов (a) -(Ε)к-Ζ-ΟЕ2-(ОСЕ2)χ-(ОΟЕ2ΟЕ2)у-ОΟЕ2Ζ-(Ε)|-, где х + у обозначает число в диапазоне от 10 до 30;
    каждый Ζ, независимо от других, обозначает двухвалентный радикал, имеющий до 1 2 атомов углерода, или Ζ обозначает связь;
    каждый Е, независимо от других, обозначает -(ОСН2СН2)Ч-, где ς имеет значение от 0 до 2 и где связь -Ζ-Ε- обозначает последовательность ^-(ОСН2СН2)Ч-; и к равно 0 или 1 ;
    (b) где п обозначает целое число от 5 до 1 00; А1к обозначает алкилен, имеющий до 20 атомов углерода;
    от 80 до 100% радикалов Кь К2, К3 и Кд, независимо один от другого, обозначают алкил, тогда как от 0 до 20% радикалов Κι, К2, К3 и Кд, независимо один от другого, обозначают алке(с) Х2-К-Х2, где К обозначает двухвалентный органический радикал, имеющий от 20 атомов углерода, и каждый Х2, независимо от других, обозначает -ХНСО-, -СОХН-, -ХНСОХН-, -СОО-, -ОСО-, -ХНСОО- или -ОСОХН-;
    при условиях, что должен быть, по крайней мере, один сегмент (а), (Ь) и (с) в р, так что каждый сегмент (а) или (Ь) имеет присоединенный к нему сегмент (с), а каждый сегмент (с) имеет присоединенный к нему сегмент (а) или (Ь).
  40. 40. Офтальмологическая линза по п.39, отличающаяся тем, что указанная линза представляет собой контактную линзу.
  41. 41 . Офтальмологическая линза по п.1 , отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит полимер, образованный полимеризацией, по крайней мере, одного макромера, содержащего, по крайней мере, один сегмент формулы (I)
    ---а---Ζ---Ь--(О где (а) представляет собой сегмент полисилоксана, (b) представляет собой сегмент полиола, который содержит, по крайней мере, 4 атома углерода, Ζ представляет собой сегмент (с) или группу Хь (c) имеет значение, определенное в формуле Х2-К-Х2, где
    К обозначает двухвалентный радикал органического соединения, имеющий до 20 атомов углерода, и каждый Х2, независимо от других, обозначает двухвалентный радикал, содержащий, по крайней мере, одну карбонильную группу,
    Х1 имеет значение, определенное для Х2, и (ά) обозначает радикал формулы (II) Χ3-Ε-(Υ)ι-Ρ1 (II) где Р1 обозначает группу, которая может полимеризоваться свободными радикалами;
    Υ и Х3, независимо один от другого, обозначают двухвалентный радикал, содержащий, по крайней мере, одну карбонильную группу;
    к равно 0 или 1 , и
    I. обозначает связь или двухвалентный радикал органического соединения, имеющий до 20 атомов углерода.
  42. 42. Офтальмологическая линза по п.41 , отличающаяся тем, что указанная линза представляет собой контактную линзу.
  43. 43. Офтальмологическая линза по п.1 , отличающаяся тем, что указанный полимерный материал содержит полимер, образованный полимеризацией, по крайней мере, одного макромера формулы нил, арил или цианоалкил; и
    100 где К100 и К200 имеют следующие значения
    Нд--ΝΟΟ-- __ _Ог
    П О С С ~СН2 где η обозначает целое число приблизительно от 5 до 500;
    К15 К2, К3 и Кд, независимо один от другого, обозначают низший алкилен,
    К5, К6, К7 и К8, независимо один от другого, обозначают алкил,
    К9 и К11 обозначают алкилен и
    К10 и К12 обозначают метил или водород.
  44. 44. Офтальмологическая линза по п. 43, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал образуют полимеризацией смеси преполимеров, которая в мас.% от общей массы смеси содержит (а) около 45-65% силоксансодержащего макромера формулы:
    где К100 и К200 имеют следующие значения:
    где η обозначает целое число приблизительно от 5 до 500;
    К1 , К2, К3 и К4, независимо один от другого, обозначают низший алкилен,
    К5, К6, К7 и К8, независимо один от другого, обозначают алкил,
    К9 и К11 обозначают алкилен и
    К10 и К12 обозначают метил или водород;
    (b) около 5-25% ТШ8; и (c) около 20-40% ионопроницаемого мо номера.
  45. 45. Офтальмологическая линза по п.1, от личающаяся тем, что она имеет модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее.
  46. 46. Офтальмологическая линза по п.1, от личающаяся тем, что она имеет постоянную короткого времени релаксации более чем приблизительно 3,5 с.
  47. 47. Офтальмологическая линза по п.46, отличающаяся тем, что она имеет коэффициент диффузии ионного потока выше чем приблизительно 2,6х10-6 мм2/мин.
  48. 48. Офтальмологическая линза по п.46, отличающаяся тем, что она имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем приблизительно 0,2х10-6 см2/с.
  49. 49. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что указанный полимерный материал имеет 1а ηδ выше чем примерно 0,25, приблизительно при 10Гц.
  50. 50. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она имеет ионотонический коэффициент проницаемости ионов выше чем приблизительно 0,3х10-6 см2/с, модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее, и постоянную короткого времени релаксации более чем приблизительно 3,5 с.
  51. 51. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она имеет коэффициент диффузии ионного потока выше чем приблизительно 2,6х1 0-6 мм2/мин, модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее, и постоянную короткого времени релаксации более, чем приблизительно 3,5 с.
  52. 52. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем приблизительно 0,3х10-6 см2/с, модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее, и постоянную короткого времени релаксации более чем приблизительно 3,5 с.
  53. 53. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она включает полимерный заполнитель и офтальмологически совместимую поверхность, которая является гидрофильным покрытием, причем указанное покрытие более гидрофильное, нежели заполнитель, указанный период продолжительного, постоянного контакта составляет, по крайней мере, 7 дней, указанный заполнитель имеет ионотонический коэффициент проницаемости ионов выше, чем приблизительно 0,3х10-6 см2/с, модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее, и постоянную короткого времени релаксации более чем приблизительно 3,5 с, указанная линза имеет равновесную влагу на уровне приблизительно 10-30 мас.% при испытании в соответствии с методикой массы, которая подробно раскрыта в описании, имеет проницаемость кислорода, по крайней мере, 70 баррер/мм и представляет собой контактную линзу продолжительного ношения.
  54. 54. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она включает полимерный заполнитель и офтальмологически совместимое покрытие, которое является гидрофильным покрытием, причем указанное покрытие более гидрофильное, нежели заполнитель, указанный
    101
    102 период продолжительного постоянного контакта составляет, по крайней мере, 7 дней, указанный заполнитель имеет коэффициент диффузии ионного потока выше, чем приблизительно 2,6х10-6 мм2/мин, модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее, и постоянную короткого времени релаксации более, чем приблизительно 3,5 с, указанная линза имеет равновесную влагу на уровне приблизительно 10-30 мас.% при испытании в соответствии с методикой массы, которая подробно раскрыта в описании, имеет проницаемость кислорода, по крайней мере, 70 баррер/мм, и представляет собой контактную линзу продолжительного ношения.
  55. 55. Офтальмологическая линза по п.1, отличающаяся тем, что она включает полимерный заполнитель и офтальмологически совместимую поверхность, которая является гидрофильным покрытием, причем указанное покрытие более гидрофильное, нежели заполнитель, указанный период продолжительного постоянного контакта составляет, по крайней мере, 7 дней, указанный заполнитель имеет коэффициент водопроницаемости в гидрогеле выше чем приблизительно 0,2х10-6 см2/с, модуль упругости при растяжении, равный 3 МПа или менее, и постоянную короткого времени релаксации более чем приблизительно 3,5 с, указанная линза имеет равновесную влагу на уровне приблизительно 10-30 мас.% при испытании в соответствии с методикой массы, которая подробно описана в описании, имеет проницаемость кислорода, по крайней мере, 70 баррер/мм и представляет собой контактную линзу продолжительного ношения.
EA199700292A 1995-04-04 1996-03-22 Офтальмологическая линза продолжительного ношения EA001397B1 (ru)

Applications Claiming Priority (4)

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
PCT/EP1996/001265 WO1996031792A1 (en) 1995-04-04 1996-03-22 Extended wear ophthalmic lens

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA199700292A1 EA199700292A1 (ru) 1998-04-30
EA001397B1 true EA001397B1 (ru) 2001-02-26

Family

ID=27173016

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA199700292A EA001397B1 (ru) 1995-04-04 1996-03-22 Офтальмологическая линза продолжительного ношения

Country Status (32)

Country Link
US (6) US5760100B1 (ru)
EP (5) EP2270550B1 (ru)
JP (4) JP4216332B2 (ru)
KR (1) KR100423467B1 (ru)
CN (1) CN1192251C (ru)
AT (2) ATE205606T1 (ru)
AU (4) AU704749C (ru)
BR (1) BR9604842A (ru)
CA (1) CA2215118C (ru)
CO (1) CO4870717A1 (ru)
CZ (1) CZ295931B6 (ru)
DE (1) DE69615168T2 (ru)
DK (5) DK0819258T3 (ru)
EA (1) EA001397B1 (ru)
EE (1) EE04921B1 (ru)
ES (5) ES2388904T3 (ru)
HK (3) HK1151357A1 (ru)
HR (1) HRP960144B1 (ru)
HU (1) HU223493B1 (ru)
IL (1) IL117701A (ru)
MX (1) MX9707553A (ru)
MY (1) MY114914A (ru)
NO (2) NO327093B1 (ru)
NZ (1) NZ304321A (ru)
PE (1) PE36797A1 (ru)
PL (1) PL188618B1 (ru)
PT (2) PT819258E (ru)
SI (1) SI1043605T1 (ru)
SK (1) SK285465B6 (ru)
TW (1) TW464660B (ru)
WO (1) WO1996031792A1 (ru)
ZA (1) ZA962656B (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2612121C1 (ru) * 2016-01-27 2017-03-02 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Научно-исследовательский институт глазных болезней" Лечебная силикон-гидрогелевая мягкая контактная линза
RU2619715C1 (ru) * 2010-07-30 2017-05-17 Новартис Аг Силиконовые гидрогелевые линзы с обогащенными водой поверхностями

Families Citing this family (697)

* 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
US7468398B2 (en) * 1994-09-06 2008-12-23 Ciba Vision Corporation Extended wear ophthalmic lens
US5760100B1 (en) * 1994-09-06 2000-11-14 Ciba Vision Corp Extended wear ophthalmic lens
US5923397A (en) * 1996-03-25 1999-07-13 Bausch & Lomb Incorporated Bimodulus contact lens article
WO1997035904A1 (en) * 1996-03-27 1997-10-02 Novartis Ag Process for manufacture of a porous polymer from a mixture
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
CN1192961A (zh) * 1996-12-06 1998-09-16 东丽株式会社 医用塑料物品
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
WO1999014253A1 (en) * 1997-09-16 1999-03-25 Novartis Ag Crosslinkable polyurea polymers
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
US6849671B2 (en) 1998-03-02 2005-02-01 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses
US7052131B2 (en) 2001-09-10 2006-05-30 J&J Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US7461937B2 (en) * 2001-09-10 2008-12-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Soft contact lenses displaying superior on-eye comfort
US6367929B1 (en) 1998-03-02 2002-04-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydrogel with internal wetting agent
US5962548A (en) * 1998-03-02 1999-10-05 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Silicone hydrogel polymers
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
US6822016B2 (en) 2001-09-10 2004-11-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
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
EP2202254A1 (en) * 1999-10-07 2010-06-30 Johson & Johnson Vision Care Inc. Soft contact lenses
EP1754728B1 (en) * 1999-10-07 2010-02-24 Johson & Johnson Vision Care Inc. Soft contact lenses
ATE300418T1 (de) 1999-10-27 2005-08-15 Novartis Pharma Gmbh Entformung von kontakt-linsen
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
KR100522339B1 (ko) * 1999-12-16 2005-10-20 아사히 가세이 아이미 가부시끼가이샤 장기간 착용이 가능한 소프트 콘택트 렌즈
JP4907824B2 (ja) * 2000-01-05 2012-04-04 ノバルティス アーゲー ヒドロゲル
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
US6793973B2 (en) 2000-02-04 2004-09-21 Novartis Ag Single-dip process for achieving a layer-by-layer-like coating
DE60113066T2 (de) 2000-02-07 2006-06-14 Biocompatibles Uk Ltd Silizium enthaltende verbindungen hergestellt durch michael -ähnliche additionsreaktionen als monomere und makromere
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
JP3850729B2 (ja) * 2000-03-22 2006-11-29 株式会社メニコン 眼用レンズ材料
US6414049B1 (en) 2000-03-22 2002-07-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Stable initiator system
US6467903B1 (en) * 2000-03-31 2002-10-22 Ocular Sciences, Inc. Contact lens having a uniform horizontal thickness profile
US7628485B2 (en) 2000-03-31 2009-12-08 Coopervision International Holding Company, Lp 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
US6886936B2 (en) * 2000-07-28 2005-05-03 Ocular Sciences, Inc. Contact lenses with blended microchannels
US6779888B2 (en) 2000-07-28 2004-08-24 Ocular Sciences, Inc. Contact lenses with microchannels
US6852353B2 (en) 2000-08-24 2005-02-08 Novartis Ag Process for surface modifying substrates and modified substrates resulting therefrom
CA2415871A1 (en) 2000-08-24 2002-02-28 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
AU2001282933A1 (en) 2000-09-19 2002-04-02 Bausch & Lomb Incorporated Method for applying polymeric lens coating
EP1193056A1 (en) * 2000-09-29 2002-04-03 International Business Machines Corporation Silicone elastomer stamp with hydrophilic surfaces and method of making same
KR20040005856A (ko) * 2000-11-03 2004-01-16 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 친수성 단량체와 소수성 단량체를 함유하는 중합체의제조에 유용한 용매
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
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
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
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
ES2295344T3 (es) * 2001-04-27 2008-04-16 Eyesense Ag Kit para medir concentraciones de glucosa en sangre.
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
US6827966B2 (en) 2001-05-30 2004-12-07 Novartis Ag Diffusion-controllable coatings on 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
US20040075039A1 (en) * 2002-08-16 2004-04-22 Dubey Dharmesh K. Molds for producing contact lenses
US20070138692A1 (en) * 2002-09-06 2007-06-21 Ford James D Process for forming clear, wettable silicone hydrogel articles
US20040150788A1 (en) 2002-11-22 2004-08-05 Ann-Margret Andersson Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
US8158695B2 (en) * 2002-09-06 2012-04-17 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Forming clear, wettable silicone hydrogel articles without surface treatments
US20080299179A1 (en) * 2002-09-06 2008-12-04 Osman Rathore Solutions for ophthalmic lenses containing at least one silicone containing component
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
US20050006255A1 (en) 2002-12-23 2005-01-13 Peck James M. 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
WO2005022242A1 (en) * 2003-08-27 2005-03-10 The Institute For Eye Research Soft lens orthokeratology
ES2383689T3 (es) 2003-09-23 2012-06-25 University Of North Carolina At Chapel Hill Perfluoropoliéteres fotocurables para su uso como materiales novedosos en dispositivos microfluídicos
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
JP2007512554A (ja) * 2003-11-05 2007-05-17 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 レンズがそれらの包装材料に張り付くのを抑制する方法
US7416737B2 (en) * 2003-11-18 2008-08-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
ZA200604246B (en) * 2003-11-19 2007-10-31 Vision Crc Ltd Methods and apparatus for altering relative curvature of field and positions of peripheral, off-axis focal positions
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
US20050273146A1 (en) * 2003-12-24 2005-12-08 Synecor, Llc 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
US20050142315A1 (en) * 2003-12-24 2005-06-30 Desimone Joseph M. 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
US7550519B2 (en) 2004-04-21 2009-06-23 Novartis Ag Curable colored inks for making colored silicone hydrogel lenses
US9248614B2 (en) * 2004-06-30 2016-02-02 Novartis Ag Method for lathing silicone hydrogel lenses
US20060004165A1 (en) * 2004-06-30 2006-01-05 Phelan John C Silicone hydrogels with lathability at room temperature
WO2006010632A1 (en) * 2004-07-30 2006-02-02 Novartis Ag Method of creating ophthalmic lenses using modulated energy
US20060051454A1 (en) * 2004-08-26 2006-03-09 Ansell Scott F Molds for producing ophthalmic lenses
US9322958B2 (en) 2004-08-27 2016-04-26 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
CN102323629B (zh) * 2004-08-27 2015-08-19 库柏维景国际控股公司 硅水凝胶隐形眼镜
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
US7249848B2 (en) 2004-09-30 2007-07-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Wettable hydrogels comprising reactive, hydrophilic, polymeric internal wetting agents
US20060100113A1 (en) * 2004-11-05 2006-05-11 Pegram Stephen C Methods of inhabiting the adherence of lenses to surfaces during their manufacture
CA2593070A1 (en) * 2004-12-29 2006-07-06 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane prepolymers for biomedical devices
US20060142525A1 (en) * 2004-12-29 2006-06-29 Bausch & Lomb Incorporated Hydrogel copolymers for biomedical devices
CN101094879B (zh) * 2004-12-29 2011-08-10 博士伦公司 用于生物医学器件的聚硅氧烷预聚物
CN103933614B (zh) 2005-02-14 2016-03-02 庄臣及庄臣视力保护公司 舒适的眼用器件及其制造方法
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
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
US20060226402A1 (en) * 2005-04-08 2006-10-12 Beon-Kyu Kim Ophthalmic devices comprising photochromic materials having extended PI-conjugated systems
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
US7402634B2 (en) * 2005-07-01 2008-07-22 Bausch And Lamb Incorporated Perfluorocyclobutane copolymers
US7538160B2 (en) * 2005-07-01 2009-05-26 Bausch & Lomb Incorporated Trifluorovinyl aromatic containing poly(alkyl ether) prepolymers
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
MX2008011877A (es) * 2006-03-20 2008-11-28 Coopervision Int Holding Co Lp Auxiliares para desprendimiento de moldes de hidrogeles de silicona y metodos 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
US8231218B2 (en) 2006-06-15 2012-07-31 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
US7540609B2 (en) * 2006-06-15 2009-06-02 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
US7572841B2 (en) * 2006-06-15 2009-08-11 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
JP2008020918A (ja) * 2006-06-15 2008-01-31 Coopervision Internatl Holding Co Lp 湿潤性シリコーンヒドロゲルコンタクトレンズ及び関連組成物及び方法
CN101467093B (zh) * 2006-06-15 2010-10-06 库柏维景国际控股公司 可湿性硅氧水凝胶隐形眼镜以及相关组合物和方法
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
US7468397B2 (en) * 2006-06-30 2008-12-23 Bausch & Lomb Incorporated Polymerizable siloxane-quaternary amine copolymers
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
WO2008008636A2 (en) * 2006-07-10 2008-01-17 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Packages for ophthalmic lenses containing pharmaceutical agents
AU2007272558B2 (en) * 2006-07-12 2010-12-09 Novartis Ag Actinically crosslinkable copolymers for manufacturing contact lenses
US7732006B2 (en) * 2006-08-28 2010-06-08 Quest Optical, Incorporated Coating composition and optical mar-resistant tintable coating
JP5758074B2 (ja) * 2006-09-29 2015-08-05 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 目のアレルギーの処置に使用される方法および眼用装置
JP5600863B2 (ja) * 2006-09-29 2014-10-08 東レ株式会社 シリコーンポリマー、眼用レンズおよびコンタクトレンズ
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
US7875217B2 (en) * 2006-09-29 2011-01-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Excess polymer ring removal during ophthalmic lens manufacture
US9056880B2 (en) 2006-09-29 2015-06-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for producing hydrolysis-resistant silicone compounds
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
WO2008055085A1 (en) 2006-10-30 2008-05-08 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
JP2010508122A (ja) * 2006-10-31 2010-03-18 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 目用薬剤送達システムの拡散速度を試験するための方法および装置
US7793535B2 (en) * 2006-10-31 2010-09-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Devices and methods to simulate an ocular environment
CA2668185A1 (en) * 2006-10-31 2008-06-19 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Processes to prepare antimicrobial contact lenses
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
US20080100797A1 (en) * 2006-10-31 2008-05-01 Nayiby Alvarez-Carrigan Antimicrobial contact lenses with reduced haze and preparation thereof
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
US7968650B2 (en) 2006-10-31 2011-06-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymeric compositions comprising at least one volume excluding polymer
AU2007332930B2 (en) * 2006-11-06 2011-03-17 Alcon Inc. Ocular devices and methods of making and using thereof
AR064286A1 (es) 2006-12-13 2009-03-25 Quiceno Gomez Alexandra Lorena Produccion de dispositivos oftalmicos basados en la polimerizacion por crecimiento escalonado fotoinducida
EP2091979A2 (en) 2006-12-13 2009-08-26 Novartis AG Actinically curable silicone hydrogel copolymers and uses thereof
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
DE602007011317D1 (de) 2006-12-15 2011-01-27 Bausch & Lomb Oberflächenbehandlung biomedizinischer vorrichtungen
US20080150177A1 (en) * 2006-12-20 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of fluorinated ophthalmic devices
US20080153938A1 (en) * 2006-12-20 2008-06-26 Grobe George L Surface Treatment of Fluorinated Biomedical Devices
US20080148689A1 (en) 2006-12-20 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
EP2101838B1 (en) 2006-12-21 2010-12-01 Novartis AG Process for the coating of contact lenses
US20080150178A1 (en) * 2006-12-21 2008-06-26 Celeste Aguado High intensity UV mold pretreatment
US20080152540A1 (en) * 2006-12-22 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
EP2109784B2 (en) * 2007-01-31 2016-10-05 Novartis AG Antimicrobial medical devices including silver nanoparticles
EP2115499B1 (en) * 2007-02-26 2015-11-11 Novartis AG Method for imparting hydrogel contact lenses with desired properties
US20080206481A1 (en) * 2007-02-26 2008-08-28 Bausch & Lomb Incorporated Silicone contact lenses with wrinkled surface
US8214746B2 (en) * 2007-03-15 2012-07-03 Accenture Global Services Limited Establishment of message context in a collaboration system
CN101641615B (zh) 2007-03-22 2012-06-06 诺瓦提斯公司 具有悬挂的亲水性聚合物链的含硅酮预聚物
EP2129513B1 (en) * 2007-03-22 2016-08-03 Novartis AG Prepolymers with dangling polysiloxane-containing polymer chains
JP2010524017A (ja) * 2007-03-30 2010-07-15 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 膨張剤を使用した、ヘーズの低減した抗菌コンタクトレンズの作成
US20080241225A1 (en) * 2007-03-31 2008-10-02 Hill Gregory A Basic processes to prepare antimicrobial contact lenses
WO2008124256A1 (en) * 2007-04-06 2008-10-16 Johsnon & Johnson Vision Care, Inc. Methods of degassing ophthalmic lens monomer mixtures
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
AU2008308965A1 (en) * 2007-09-28 2009-04-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Methods of sterilizing ophthalmic lenses with UV radiation
US8119753B2 (en) 2007-10-23 2012-02-21 Bausch & Lomb Incorporated Silicone hydrogels with amino surface groups
US8490782B2 (en) 2007-10-23 2013-07-23 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
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
MY154718A (en) 2007-12-10 2015-07-15 Novartis Ag Method for making silicone hydrogel contact lenses
WO2009079223A1 (en) 2007-12-14 2009-06-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface modified biomedical devices
WO2009079245A2 (en) 2007-12-14 2009-06-25 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US7802883B2 (en) 2007-12-20 2010-09-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Cosmetic contact lenses having a sparkle effect
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
WO2009085756A1 (en) 2007-12-27 2009-07-09 Bausch & Lomb Incorporated Coating solutions comprising segmented interactive block copolymers
WO2009085755A1 (en) 2007-12-27 2009-07-09 Bausch & Lomb Incorporated Coating solutions comprising segmented reactive block copolymers
US20090171049A1 (en) 2007-12-27 2009-07-02 Linhardt Jeffrey G Segmented reactive block copolymers
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
CA2712094C (en) 2008-02-08 2013-05-28 Asahi Kasei Aime Co., Ltd. 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
SG188917A1 (en) 2008-03-18 2013-04-30 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
BRPI0913653A2 (pt) * 2008-06-30 2015-10-20 Johnson & Johnson Vision Care métodos e dispositivos oftálmicos usados no tratamento de alergias oculares
US7939579B1 (en) 2008-07-09 2011-05-10 Contamac Limited Hydrogels and methods of manufacture
US8440738B2 (en) 2008-07-09 2013-05-14 Timothy Higgs Silicone hydrogels and methods of manufacture
JP5721267B2 (ja) 2008-07-21 2015-05-20 ノバルティス アーゲー シリコーンハイドロゲルコンタクトレンズを製造する方法
US8079703B2 (en) 2008-07-21 2011-12-20 Novartis Ag Silicone-containing polymeric materials with hydrolyzable groups
DE102008038288A1 (de) 2008-08-18 2010-02-25 Kömmerling Chemische Fabrik GmbH Dichtstoff für Teakholz-Versiegelungen und Verfahren zum Herstellen eines derartigen Dichtstoffes
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
US8470906B2 (en) * 2008-09-30 2013-06-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ionic silicone hydrogels having improved hydrolytic stability
US20100109176A1 (en) 2008-11-03 2010-05-06 Chris Davison Machined lens molds and methods for making and using same
WO2010056687A2 (en) 2008-11-13 2010-05-20 Novartis Ag Silicone hydrogel materials with chemically bound wetting agents
CN102209745B (zh) * 2008-11-13 2013-11-27 诺华股份有限公司 含末端亲水聚合物链的聚硅氧烷共聚物
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
EP2373479B1 (en) * 2008-12-18 2018-05-16 Novartis AG Mold and method for manufacturing an ophtalmic lens
KR101422900B1 (ko) * 2008-12-18 2014-07-30 노파르티스 아게 실리콘 히드로겔 콘택트 렌즈의 제조 방법
US20100155972A1 (en) * 2008-12-18 2010-06-24 Tollefson Norris M Injection molded ophthalmic lens mold
US8454689B2 (en) 2008-12-30 2013-06-04 Bausch & Lomb Incorporated Brush copolymers
WO2010077708A1 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
US8534031B2 (en) 2008-12-30 2013-09-17 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
WO2010077646A2 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Method of applying renewable polymeric lens coating
WO2010077709A2 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
SG172394A1 (en) 2008-12-30 2011-08-29 Novartis Ag Tri-functional uv-absorbing compounds and use thereof
US8419792B2 (en) 2008-12-30 2013-04-16 Bausch & Lomb Incorporated Brush copolymers
EP2377105B1 (en) 2008-12-31 2019-10-30 Johnson & Johnson Vision Care Inc. An apparatus and method for distributing ophthalmic lenses
EP2406214A2 (en) 2009-03-13 2012-01-18 Cognis IP Management GmbH Monomers and macromers for forming hydrogels
US8642712B2 (en) * 2009-05-22 2014-02-04 Novartis Ag Actinically-crosslinkable siloxane-containing copolymers
WO2010133680A1 (en) 2009-05-22 2010-11-25 Novartis Ag Actinically-crosslinkable siloxane-containing copolymers
US8133960B2 (en) 2009-06-16 2012-03-13 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US8083348B2 (en) 2009-06-16 2011-12-27 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US8043369B2 (en) 2009-06-16 2011-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US20100315588A1 (en) 2009-06-16 2010-12-16 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
US9285508B2 (en) 2009-06-16 2016-03-15 Bausch & Lomb Incorporated Biomedical devices
EP2272896B1 (en) * 2009-06-18 2014-05-14 Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. Perfluoropolyether-modified polysiloxane, a method for preparing the same and a defoaming agent comprising the same
NZ598405A (en) * 2009-09-15 2013-05-31 Novartis Ag Prepolymers suitable for making ultra-violet absorbing contact lenses
JP6023589B2 (ja) * 2009-10-01 2016-11-09 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 シリコーンヒドロゲルコンタクトレンズおよびシリコーンヒドロゲルコンタクトレンズの製造方法
EP2490620A4 (en) 2009-10-23 2017-03-22 Forsight Labs, Llc Conformable therapeutic shield for vision and pain
NO2490635T3 (ru) 2009-10-23 2018-02-03
US8591025B1 (en) 2012-09-11 2013-11-26 Nexisvision, Inc. Eye covering and refractive correction methods for LASIK and other applications
GB0919459D0 (en) 2009-11-06 2009-12-23 Ocutec Ltd Polymer for contact lenses
WO2011051690A2 (en) * 2009-11-02 2011-05-05 Ocutec Limited Polymers for contact lenses
GB0919411D0 (en) 2009-11-05 2009-12-23 Ocutec Ltd Polymer for contact lenses
EP2496987B1 (en) 2009-11-04 2020-04-29 Alcon Inc. A silicone hydrogel lens with a grafted hydrophilic coating
JP2013510929A (ja) * 2009-11-10 2013-03-28 イー・アイ・デュポン・ドウ・ヌムール・アンド・カンパニー 耐スミア性インクジェットインク
EP2510051A1 (en) * 2009-12-07 2012-10-17 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
EP2513711B1 (en) * 2009-12-14 2017-07-12 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
ES2693499T3 (es) 2010-02-16 2018-12-12 Toray Industries, Inc. Lentilla ocular blanda que tiene contenido bajo de humedad y procedimiento para producir la misma
US8877103B2 (en) 2010-04-13 2014-11-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for manufacture of a thermochromic contact lens material
US9690115B2 (en) 2010-04-13 2017-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses displaying reduced indoor glare
US8697770B2 (en) 2010-04-13 2014-04-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Pupil-only photochromic contact lenses displaying desirable optics and comfort
RU2570574C2 (ru) * 2010-04-23 2015-12-10 ХЕНКЕЛЬ АйПи ЭНД ХОЛДИНГ ГМБХ Силикон-акриловый сополимер
RU2012149860A (ru) 2010-04-23 2014-05-27 Джонсон Энд Джонсон Вижн Кэа, Инк. Способ улучшения вращения линзы
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
CN103052496A (zh) 2010-07-30 2013-04-17 库柏维景国际控股公司 由水溶性乙烯醇共聚物形成的眼科装置模具、其中模制的眼科装置和相关方法
WO2012016097A2 (en) 2010-07-30 2012-02-02 Novartis Ag Amphiphilic polysiloxane prepolymers and uses thereof
WO2012015639A1 (en) 2010-07-30 2012-02-02 Novartis Ag Method for making uv-absorbing ophthalmic lenses
US9187601B2 (en) 2010-10-06 2015-11-17 Novartis Ag Water-processable silicone-containing prepolymers and uses thereof
WO2012047961A1 (en) 2010-10-06 2012-04-12 Novartis Ag Polymerizable chain-extended polysiloxanes with pendant hydrophilic groups
CA2811013C (en) 2010-10-06 2016-01-19 Novartis Ag Chain-extended polysiloxane crosslinkers with dangling hydrophilic polymer chains
AU2011323743B2 (en) 2010-10-25 2016-01-28 Nexisvision, Inc. Methods and apparatus to identify eye coverings for vision
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
WO2012082704A1 (en) 2010-12-13 2012-06-21 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
WO2012118672A2 (en) 2011-02-28 2012-09-07 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
SG192243A1 (en) * 2011-02-28 2013-09-30 Coopervision Int Holding Co Lp Silicone hydrogel contact lenses
EP2681614B1 (en) 2011-02-28 2021-05-05 CooperVision International Limited Wettable silicone hydrogel contact lenses
US9296159B2 (en) 2011-02-28 2016-03-29 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
WO2012118674A2 (en) 2011-02-28 2012-09-07 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
WO2012118686A2 (en) * 2011-02-28 2012-09-07 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
AU2012223584B8 (en) 2011-02-28 2014-08-14 Coopervision International Limited Dimensionally stable silicone hydrogel contact lenses
CN103764724B (zh) 2011-02-28 2016-04-06 库柏维景国际控股公司 硅酮水凝胶隐形眼镜以及相关组合物和方法
WO2012118676A2 (en) * 2011-02-28 2012-09-07 Coopervision International Holding Company, Lp High water content 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
MX2013009217A (es) 2011-02-28 2014-09-08 Coopervision Int Holding Co Lp Lentes de contacto de hidrogel de silicona que tienen niveles aceptables de perdida de energia.
WO2012118675A2 (en) * 2011-02-28 2012-09-07 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable 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
CA2831659C (en) 2011-04-01 2016-01-05 Novartis Ag Composition for forming a contact lens
US8678584B2 (en) 2012-04-20 2014-03-25 Nexisvision, Inc. Contact lenses for refractive correction
KR20140023378A (ko) 2011-04-28 2014-02-26 넥시스비젼, 인코포레이티드 개선된 눈물 흐름, 편안함, 및/또는 이용성을 지니는 눈 보호 및 굴절 교정 방법 및 장치
US9423632B2 (en) 2012-04-20 2016-08-23 Nexisvision, Inc. Contact lenses for refractive correction
US12044905B2 (en) 2011-04-28 2024-07-23 Journey1 Inc Contact lenses for refractive correction
US20120283381A1 (en) 2011-05-04 2012-11-08 Ryuta Tamiya Macroinitiator containing hydrophobic segment
US20130203813A1 (en) 2011-05-04 2013-08-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Medical devices having homogeneous charge density and methods for making same
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
HUE027812T2 (en) 2011-06-09 2016-11-28 Novartis Ag Nano-textured silicone hydrogel lenses
US10251398B2 (en) * 2011-06-16 2019-04-09 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Improving shelf life and color profile of resin compositions with silver nanoparticles
WO2015051196A1 (en) * 2013-10-02 2015-04-09 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
WO2013024799A1 (ja) * 2011-08-17 2013-02-21 東レ株式会社 医療デバイス、コーティング溶液の組合せおよび医療デバイスの製造方法
WO2013024801A1 (ja) * 2011-08-17 2013-02-21 東レ株式会社 医療デバイスおよびその製造方法
JP6070193B2 (ja) * 2011-08-17 2017-02-01 東レ株式会社 医療デバイスおよびその製造方法
EP2751153A1 (en) 2011-09-01 2014-07-09 Vertellus Specialties Inc. Methods for producing biocompatible materials
SG11201400281PA (en) 2011-09-01 2014-08-28 Vertellus Specialties Inc Biocompatible material
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
WO2013055746A1 (en) 2011-10-12 2013-04-18 Novartis Ag Method for making uv-absorbing ophthalmic lenses by coating
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
US9505184B2 (en) 2011-11-15 2016-11-29 Novartis Ag Silicone hydrogel lens with a crosslinked hydrophilic coating
CA2857181C (en) 2011-12-08 2016-10-11 Novartis Ag 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
CA2859195C (en) 2011-12-14 2016-09-27 Semprus Biosciences Corp. Imbibing process for contact lens surface modification
WO2013090780A1 (en) 2011-12-14 2013-06-20 Semprus Biosciences Corp. Surface modified contact lenses
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
CA2859047C (en) 2011-12-14 2017-03-21 Semprus Biosciences Corp. Redox processes for contact lens modification
WO2013090801A1 (en) 2011-12-14 2013-06-20 Semprus Biosciences Corp. Multistep uv process to create surface modified contact lenses
US8937111B2 (en) 2011-12-23 2015-01-20 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels comprising desirable water content and oxygen permeability
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
US8937110B2 (en) 2011-12-23 2015-01-20 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels having a structure formed via controlled reaction kinetics
US9140825B2 (en) 2011-12-23 2015-09-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ionic silicone hydrogels
US9588258B2 (en) 2011-12-23 2017-03-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogels formed from zero diluent reactive mixtures
WO2013101481A1 (en) 2011-12-31 2013-07-04 Novartis Ag Method of making colored contact lenses
US9205608B2 (en) 2011-12-31 2015-12-08 Novartis Ag 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
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
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
WO2013176768A1 (en) 2012-05-25 2013-11-28 Crt Technology, Inc. Multicomponent optical device having a space
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
US10049275B2 (en) 2012-05-25 2018-08-14 Paragon Crt Company Llc Multicomponent optical device for visual and audible translation and recognition
US10712588B2 (en) 2012-05-25 2020-07-14 Paragon Crt Company Llc Contact lens having a space
IN2014DN09503A (ru) 2012-05-25 2015-07-17 Johnson & Johnson Vision Care
NZ700848A (en) 2012-06-14 2016-08-26 Novartis Ag Azetidinium-containing copolymers and uses thereof
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
US20130341811A1 (en) 2012-06-25 2013-12-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Lens comprising low and high molecular weight polyamides
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
US9158133B1 (en) 2012-07-26 2015-10-13 Google Inc. Contact lens employing optical signals for power and/or communication
US9523865B2 (en) 2012-07-26 2016-12-20 Verily Life Sciences Llc Contact lenses with hybrid power sources
US8857981B2 (en) 2012-07-26 2014-10-14 Google Inc. Facilitation of contact lenses with capacitive sensors
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
WO2014033442A1 (en) 2012-08-28 2014-03-06 Coopervision International Holding Company, 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
US8870370B1 (en) 2012-09-24 2014-10-28 Google Inc. Contact lens that facilitates antenna communication via sensor impedance modulation
US8960898B1 (en) 2012-09-24 2015-02-24 Google Inc. Contact lens that restricts incoming light to the eye
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
US9884180B1 (en) 2012-09-26 2018-02-06 Verily Life Sciences Llc Power transducer for a retinal implant using a contact lens
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
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
US10086584B2 (en) 2012-12-13 2018-10-02 Corning Incorporated Glass articles and methods for controlled bonding of glass sheets with carriers
US8889457B2 (en) * 2012-12-13 2014-11-18 Pacific Light Technologies Corp. Composition having dispersion of nano-particles therein and methods of fabricating same
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
EP2931732B1 (en) 2012-12-14 2020-11-25 Alcon Inc. Amphiphilic siloxane-containing vinylic monomers and uses thereof
JP6154022B2 (ja) 2012-12-14 2017-06-28 ノバルティス アーゲー 両親媒性シロキサン含有（メタ）アクリルアミド及びこれらの使用
JP6065988B2 (ja) 2012-12-14 2017-01-25 ノバルティス アーゲー トリス（トリメチルシロキシ）シランビニル系モノマー及びその用途
EP2932314B1 (en) 2012-12-17 2017-02-01 Novartis AG Method for making improved uv-absorbing ophthalmic lenses
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
HUE033384T2 (en) 2013-04-30 2017-11-28 Coopervision Int Holding Co Lp Primary amine-containing silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
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
EP3014345A2 (en) 2013-06-26 2016-05-04 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
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
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
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
MY179469A (en) 2013-09-30 2020-11-06 Alcon Inc Method for making uv-absorbing ophthalmic lenses
SG11201601189RA (en) 2013-09-30 2016-04-28 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
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
CN105917270A (zh) 2013-11-15 2016-08-31 视觉力学有限责任公司 具有亲水层的接触透镜
US9341864B2 (en) 2013-11-15 2016-05-17 Nexisvision, Inc. Contact lenses having a reinforcing scaffold
CN105793022B (zh) 2013-12-13 2017-09-19 诺华股份有限公司 用于制备接触镜片的方法
EP3086163B1 (en) 2013-12-16 2018-11-14 Menicon Co., Ltd. Polysiloxane-based macromonomer for use in ocular lens and ocular lens using same
JP6023899B2 (ja) 2013-12-16 2016-11-09 株式会社メニコン 眼用レンズ
SG11201603699SA (en) 2013-12-17 2016-07-28 Novartis Ag A silicone hydrogel lens with a crosslinked hydrophilic coating
WO2015091585A1 (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
KR102353030B1 (ko) 2014-01-27 2022-01-19 코닝 인코포레이티드 얇은 시트와 캐리어의 제어된 결합을 위한 물품 및 방법
WO2015116559A1 (en) 2014-01-29 2015-08-06 Nexisvision, Inc. Multifocal bimodulus contact lenses
US9574038B2 (en) 2014-02-28 2017-02-21 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
SG11201608442TA (en) 2014-04-09 2016-11-29 Corning Inc Device modified substrate article and methods for making
CA2940207C (en) 2014-04-25 2019-09-10 Novartis Ag Hydrophilized carbosiloxane vinylic monomers
CA2940203C (en) 2014-04-25 2019-08-06 Novartis Ag Carbosiloxane vinylic monomers
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
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
CA2955012A1 (en) * 2014-07-21 2016-01-28 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
HUE046948T2 (hu) 2014-08-26 2020-03-30 Novartis Ag Eljárás stabil bevonat felvitelére szilikon hidrogél kontaktlencsékre
MX2017003454A (es) 2014-09-23 2017-11-13 Tearlab Res Inc Sistemas y metodos para la integracion de la recoleccion de microfluido lagrimal y el analisis por flujo lateral de analitos de interes.
AU2015321646B2 (en) 2014-09-26 2017-11-30 Alcon Inc. Polymerizable polysiloxanes with hydrophilic substituents
EP3204821A4 (en) 2014-10-08 2018-06-06 Innovega Inc. Contact lens and method 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
CN107206119B (zh) 2014-12-09 2021-01-29 实体科学公司 具有生物相容性层的医疗设备涂层
US9981436B2 (en) 2014-12-17 2018-05-29 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
EP3233450B1 (en) 2014-12-17 2019-01-30 Novartis AG Reusable lens molds and methods of use thereof
JP2018511823A (ja) 2015-03-11 2018-04-26 フロリダ大学 リサーチファウンデーション インコーポレイティッド ジェミニハイドロゲルにおける潤滑のメッシュサイズ制御
MY179854A (en) 2015-05-07 2020-11-18 Alcon Inc Method for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
KR102573207B1 (ko) 2015-05-19 2023-08-31 코닝 인코포레이티드 시트와 캐리어의 결합을 위한 물품 및 방법
EP3313799B1 (en) 2015-06-26 2022-09-07 Corning Incorporated Methods and articles including a sheet and a carrier
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
US9810812B2 (en) 2015-09-04 2017-11-07 Novartis Ag Method for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
WO2017037611A1 (en) 2015-09-04 2017-03-09 Novartis Ag Soft silicone medical devices with durable lubricious coatings thereon
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
MY184638A (en) 2015-12-15 2021-04-13 Alcon Inc Method for applying stable coating on silicone hydrogel contact lenses
CN108367517A (zh) 2015-12-15 2018-08-03 诺华股份有限公司 用于生产具有润滑表面的接触镜片的方法
CA3003986C (en) 2015-12-15 2020-07-21 Novartis Ag Polymerizable polysiloxanes with hydrophilic substituents
MX2018007420A (es) * 2015-12-15 2018-08-15 Novartis Ag Reticuladores vinilicos de polidiorganosiloxano hidrofilizados y sus usos.
US10138316B2 (en) * 2015-12-15 2018-11-27 Novartis Ag Amphiphilic branched polydiorganosiloxane macromers
MY189914A (en) 2015-12-17 2022-03-21 Alcon Inc Reusable lens molds and methods of use thereof
MY184246A (en) 2015-12-28 2021-03-29 Alcon Inc 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
US10254567B2 (en) 2016-02-22 2019-04-09 Novartis Ag UV-absorbing vinylic monomers and uses thereof
EP3420384A1 (en) 2016-02-22 2019-01-02 Novartis AG Soft silicone medical devices
WO2017145022A1 (en) 2016-02-22 2017-08-31 Novartis Ag Uv/visible-absorbing vinylic monomers and uses thereof
CN109154724B (zh) * 2016-03-11 2020-12-25 印诺维嘉有限公司 接触镜
EP3442481B1 (en) 2016-04-13 2023-06-28 Avedro, Inc. Systems 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
BR112019000204A2 (pt) 2016-07-06 2019-04-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. óptica central de dureza aumentada em lentes de contato macias para correção de astigmatismo
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
JP7172037B2 (ja) * 2016-07-28 2022-11-16 東レ株式会社 医療デバイス、医療デバイスの製造方法
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
TW201825623A (zh) 2016-08-30 2018-07-16 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
WO2019152023A1 (en) * 2018-01-31 2019-08-08 KeraMed, Inc. Antimicrobial polymer for use in ophthalmic implants
SG11201900640UA (en) 2016-09-20 2019-04-29 Novartis Ag Process for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
US10676575B2 (en) 2016-10-06 2020-06-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Tri-block prepolymers and their use in silicone hydrogels
US10301451B2 (en) 2016-10-11 2019-05-28 Novartis Ag Chain-extended polydimethylsiloxane vinylic crosslinkers and uses thereof
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
CN109803815B (zh) 2016-10-14 2021-06-11 爱尔康公司 制造接触镜片的方法
US10718960B2 (en) 2016-10-31 2020-07-21 Alcon Inc. Method for producing contact lenses with wearing comfort
WO2018089699A1 (en) * 2016-11-11 2018-05-17 Onefocus Vision, Inc. Accommodating cavity lens shaped with photocleavable insert
US20180141293A1 (en) 2016-11-18 2018-05-24 Novartis Ag Method for making ophthalmic lenses
CN110121421A (zh) 2016-11-23 2019-08-13 阿森纽光学科学有限责任公司 光学器件的三维打印
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
US11358353B2 (en) 2016-12-16 2022-06-14 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
RU2766412C2 (ru) 2017-06-07 2022-03-15 Алькон Инк. Силикон-гидрогелевые контактные линзы
MY197057A (en) 2017-06-07 2023-05-23 Alcon Inc Method for producing silicone hydrogel contact lenses
ES2889123T3 (es) 2017-06-07 2022-01-11 Alcon Inc Lentes de contacto de hidrogel de silicona
US20180354213A1 (en) 2017-06-13 2018-12-13 Coopervision International Holding Company, Lp Method of Manufacturing Coated Silicone Hydrogel Contact Lenses
EP3639066A4 (en) * 2017-06-16 2021-06-16 Yichieh Shiuey CELL-GROWTH INHIBITIVE COPOLYMER FOR USE IN OPHTHALMIC IMPLANTS
US10752720B2 (en) 2017-06-26 2020-08-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. 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
US10723732B2 (en) 2017-06-30 2020-07-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydroxyphenyl phenanthrolines as polymerizable blockers of high energy light
CN111372772A (zh) 2017-08-18 2020-07-03 康宁股份有限公司 使用聚阳离子聚合物的临时结合
US10809181B2 (en) 2017-08-24 2020-10-20 Alcon Inc. Method and apparatus for determining a coefficient of friction at a test site on a surface of a contact lens
US10906258B2 (en) 2017-08-29 2021-02-02 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
CN117492231A (zh) 2017-12-13 2024-02-02 爱尔康公司 周抛和月抛水梯度接触镜片
JP7431160B2 (ja) 2017-12-15 2024-02-14 コーニング インコーポレイテッド 基板を処理するための方法および結合されたシートを含む物品を製造するための方法
JP7084495B2 (ja) * 2017-12-28 2022-06-14 トランジション オプティカル、リミテッド コンタクト・レンズの光学的特性を測定するための方法及びシステム
HUE059157T2 (hu) 2018-01-22 2022-10-28 Alcon Inc Formaöntéses eljárás UV-t elnyelõ kontaktlencse elõállítására
EP3743463A1 (en) 2018-01-26 2020-12-02 Bausch & Lomb Incorporated Method for end-capping a polysiloxane prepolymer
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
EP3746820B1 (en) * 2018-01-30 2022-02-16 Alcon Inc. Contact lenses with a lubricious coating thereon
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
CN111919141B (zh) 2018-02-26 2023-11-14 爱尔康公司 硅氧烷水凝胶隐形眼镜
US20210061934A1 (en) 2019-08-30 2021-03-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens displaying improved vision attributes
US11543683B2 (en) 2019-08-30 2023-01-03 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Multifocal contact lens displaying improved vision attributes
US11993037B1 (en) 2018-03-02 2024-05-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens displaying improved vision attributes
US10935695B2 (en) 2018-03-02 2021-03-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
US10996491B2 (en) 2018-03-23 2021-05-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ink composition for cosmetic contact lenses
WO2019186426A1 (en) 2018-03-28 2019-10-03 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
WO2019212657A1 (en) 2018-05-01 2019-11-07 Bausch & Lomb Incorporated Ophthalmic devices containing uv blocker and methods for their preparation
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
EP3802080B1 (en) 2018-06-04 2023-07-19 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
US11254076B2 (en) 2018-06-04 2022-02-22 Alcon Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
SG11202009916RA (en) 2018-06-04 2020-12-30 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
US11099300B2 (en) 2018-12-03 2021-08-24 Alcon Inc. Method for producing coated silicone hydrogel contact lenses
US11459479B2 (en) 2018-12-03 2022-10-04 Alcon Inc. Method for making coated silicone hydrogel contact lenses
SG11202105233QA (en) 2018-12-14 2021-06-29 Alcon Inc Method for making silicone hydrogel contact lenses
JP7492966B2 (ja) 2019-01-29 2024-05-30 ボシュ・アンド・ロム・インコーポレイテッド コンタクトレンズのための包装溶液
US11732060B2 (en) 2019-01-30 2023-08-22 Bausch & Lomb Incorporated Crosslinked polymeric network and use thereof
EP3936091B1 (en) * 2019-03-04 2023-07-19 Tohoku University Method for absorbing or discharging water in ophthalmic medical device and ophthalmic medical device
US11774639B2 (en) 2019-03-19 2023-10-03 Essilor Laboratories Of America, 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
SG11202108875UA (en) 2019-04-10 2021-10-28 Alcon Inc Method for producing coated contact lenses
WO2020222914A1 (en) 2019-04-29 2020-11-05 Bausch & Lomb Incorporated Glycophospholipid polymeric network and use thereof
SG11202111035WA (en) 2019-05-13 2021-11-29 Alcon Inc Method for producing photochromic contact lenses
EP3976381A1 (en) 2019-05-28 2022-04-06 Alcon Inc. Pad transfer printing instrument and method for making colored contact lenses
SG11202111037SA (en) 2019-05-28 2021-12-30 Alcon Inc Method for making opaque colored silicone hydrogel contact lenses
US11578176B2 (en) 2019-06-24 2023-02-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogel contact lenses having non-uniform morphology
US11958824B2 (en) 2019-06-28 2024-04-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Photostable mimics of macular pigment
US20200407324A1 (en) 2019-06-28 2020-12-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable fused tricyclic compounds as absorbers of uv and visible light
US20210003754A1 (en) 2019-07-02 2021-01-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Core-shell particles and methods of making and using thereof
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
US11840033B2 (en) 2019-11-26 2023-12-12 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
EP4097155A4 (en) 2020-01-27 2024-01-24 Clearlab SG Pte Ltd ACTINICALLY CROSS-LINKABLE POLYSILOXANE-POLYGLYCERIN BLOCK COPOLYMERS, METHOD FOR THEIR PRODUCTION AND USE THEREOF
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
US11833770B2 (en) 2020-03-19 2023-12-05 Alcon Inc. Method for producing embedded or hybrid hydrogel contact lenses
JP7534430B2 (ja) 2020-03-19 2024-08-14 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
US11867874B2 (en) 2020-03-19 2024-01-09 Alcon Inc. Insert materials with high oxygen permeability and high refractive index
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
WO2021245551A1 (en) 2020-06-02 2021-12-09 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
US12116443B2 (en) 2020-06-16 2024-10-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Amino acid-based polymerizable compounds and ophthalmic devices prepared therefrom
US20210388141A1 (en) 2020-06-16 2021-12-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Imidazolium zwitterion polymerizable compounds and ophthalmic devices incorporating them
EP4189469B1 (en) 2020-07-28 2024-09-25 Alcon Inc. Contact lenses with softer lens surfaces
BR112023002449A2 (pt) 2020-08-10 2023-03-28 Bausch Lomb Ireland Ltd Soluções de embalagem
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
WO2022090967A1 (en) 2020-10-28 2022-05-05 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
EP4240579A1 (en) 2020-11-04 2023-09-13 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
EP4240578A1 (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
AU2021396636A1 (en) 2020-12-13 2023-01-19 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
US12049606B2 (en) 2021-01-12 2024-07-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Compositions for ophthalmologic devices
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
EP4291601A1 (en) 2021-02-09 2023-12-20 Alcon Inc. Hydrophilized polydiorganosiloxane vinylic crosslinkers
US20220281192A1 (en) 2021-03-05 2022-09-08 Bausch + Lomb Ireland Limited Molds for production of ophthalmic devices
US20220281193A1 (en) 2021-03-08 2022-09-08 Alcon Inc. Method for making photofunctional contact lenses
US20220288270A1 (en) 2021-03-11 2022-09-15 Bausch + Lomb Ireland Limited Packaging solutions
EP4314118A1 (en) 2021-03-23 2024-02-07 Alcon Inc. Polysiloxane vinylic crosslinkers with high refractive index
EP4313566A1 (en) 2021-03-24 2024-02-07 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
EP4313569A1 (en) 2021-04-01 2024-02-07 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
WO2022208450A1 (en) 2021-04-01 2022-10-06 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
KR20230144622A (ko) 2021-04-01 2023-10-16 알콘 인코포레이티드 내장형 히드로겔 콘택트 렌즈
CN117203571A (zh) 2021-04-19 2023-12-08 国立研究开发法人物质·材料研究机构 软质眼镜片及其制造方法
US12012238B2 (en) 2021-05-26 2024-06-18 Bausch + Lomb Ireland Limited Packaging solutions
EP4356169A1 (en) 2021-06-14 2024-04-24 Alcon Inc. Multifocal diffractive silicone hydrogel contact lenses
US12054499B2 (en) 2021-06-30 2024-08-06 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
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
US20230176251A1 (en) 2021-09-29 2023-06-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses and their manufacture by in-mold modification
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
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
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
TW202415312A (zh) 2021-12-08 2024-04-16 美商壯生和壯生視覺關懷公司 開槽式隱形眼鏡包裝盒及處理方法
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
WO2023111838A1 (en) 2021-12-13 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages with sliding or tilting lens transfer and methods of handling
EP4448405A1 (en) 2021-12-14 2024-10-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages having twisting or thimble levers and methods of handling
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
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
WO2023111941A1 (en) 2021-12-16 2023-06-22 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. No-touch contact lens packages and methods of handling
CN118742238A (zh) 2021-12-17 2024-10-01 强生视力健公司 接触镜片分配器
EP4448410A1 (en) 2021-12-17 2024-10-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages having a pivot mechanism and methods of handling
US20230296807A1 (en) 2021-12-20 2023-09-21 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses containing light absorbing regions and methods for their preparation
US20230339148A1 (en) 2022-04-26 2023-10-26 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
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
US20230348718A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Light-filtering materials for biomaterial integration and methods thereof
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
US20230350230A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Using particles for light filtering
US20230348717A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Particle surface modification to increase compatibility and stability in hydrogels
US20230350100A1 (en) 2022-04-29 2023-11-02 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
US20230357478A1 (en) 2022-05-09 2023-11-09 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
WO2023228054A1 (en) 2022-05-23 2023-11-30 Alcon Inc. Method for making hevl-filtering contact lenses
WO2023228055A1 (en) 2022-05-23 2023-11-30 Alcon Inc. Uv/hevl-filtering contact lenses
WO2023228106A1 (en) 2022-05-25 2023-11-30 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US20230384482A1 (en) 2022-05-25 2023-11-30 Alcon Inc. Sandwich colored 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
WO2024038390A1 (en) 2022-08-17 2024-02-22 Alcon Inc. A contact lens with a hydrogel coating thereon
US12064018B2 (en) 2022-09-27 2024-08-20 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens package with draining port
US20240099435A1 (en) 2022-09-27 2024-03-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Flat contact lens packages and methods of handling
US20240122321A1 (en) 2022-10-18 2024-04-18 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages having an absorbent member
US20240165019A1 (en) 2022-11-21 2024-05-23 Bausch + Lomb Ireland Limited Methods for Treating Eyetear Film Deficiency
US20240228466A1 (en) 2022-12-15 2024-07-11 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Transition metal complexes as visible light absorbers
WO2024134383A1 (en) 2022-12-21 2024-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Compositions for ophthalmologic devices
WO2024134380A1 (en) 2022-12-21 2024-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Compositions for ophthalmologic devices
WO2024134384A1 (en) 2022-12-21 2024-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Compositions for ophthalmologic devices
WO2024134382A1 (en) 2022-12-21 2024-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Compositions for ophthalmologic devices
US20240240047A1 (en) 2023-01-04 2024-07-18 Bausch + Lomb Ireland Limited Biomedical devices having a surface coating
US20240239586A1 (en) 2023-01-13 2024-07-18 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packages having an absorbent member
WO2024161344A1 (en) 2023-02-02 2024-08-08 Alcon Inc. Water gradient silicone hydrogel contact lenses
WO2024180452A1 (en) 2023-02-27 2024-09-06 Alcon Inc. A method for producing wettable silicone hydrogel contact lenses
US20240302569A1 (en) 2023-03-08 2024-09-12 Bausch + Lomb Ireland Limited Contact lens containing deprotected ultraviolet blockers
WO2024194792A1 (en) 2023-03-20 2024-09-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses and their manufacture by in-mold modification
US20240317988A1 (en) 2023-03-22 2024-09-26 Bausch + Lomb Ireland Limited Monofunctional silicone monomers and silicone hydrogels formed therefrom
US20240317943A1 (en) 2023-03-22 2024-09-26 Bausch + Lomb Ireland Limited Silicone hydrogels
US20240316886A1 (en) 2023-03-22 2024-09-26 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
WO2024201156A1 (en) 2023-03-28 2024-10-03 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Grafted opthalmic devices containing deactivated regions and processes for their preparation and use
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
USRE31406E (en) 1972-06-16 1983-10-04 Syntex (U.S.A.) Inc. Oxygen permeable contact lens composition, methods and article of manufacture
US3808178A (en) 1972-06-16 1974-04-30 Polycon Laboratories 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
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
US4062627A (en) 1973-08-06 1977-12-13 Essilor International (Compagnie Generale D'optique S.A.) Flexible contact lens
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
US4245069A (en) 1978-12-28 1981-01-13 Permavision Polysiloxane composition
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
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
US4182822A (en) 1976-11-08 1980-01-08 Chang Sing Hsiung Hydrophilic, soft and oxygen permeable copolymer composition
US4343927A (en) 1976-11-08 1982-08-10 Chang Sing Hsiung Hydrophilic, soft and oxygen permeable copolymer compositions
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
US4153641A (en) * 1977-07-25 1979-05-08 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane composition and contact lens
US4189546A (en) * 1977-07-25 1980-02-19 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane shaped article for use in biomedical applications
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
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
US4276402A (en) 1979-09-13 1981-06-30 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane/acrylic acid/polcyclic esters of methacrylic acid polymer contact lens
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
US4439584A (en) 1980-11-12 1984-03-27 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Gas and ion permeable membranes formed of polyurethane diacrylate compositions
US4439583A (en) 1980-11-12 1984-03-27 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Polyurethane diacrylate compositions useful in forming canulae
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
US4424305A (en) 1980-11-12 1984-01-03 Tyndale Plains-Hunter, Ltd. Surgical implants formed of 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
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
DE3106186A1 (de) 1981-02-19 1982-09-09 Wacker-Chemie GmbH, 8000 München Verfahren zur herstellung von organopolysiloxanen und verwendung dieser organop
US4355147A (en) 1981-02-26 1982-10-19 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane with polycyclic modifier composition and biomedical devices
US4327203A (en) 1981-02-26 1982-04-27 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane with cycloalkyl modifier composition and biomedical devices
US4341889A (en) 1981-02-26 1982-07-27 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane 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
US4447562A (en) 1981-07-15 1984-05-08 Ivani Edward J Amino-polysaccharides and copolymers thereof for contact lenses and ophthalmic compositions
US4365050A (en) 1981-07-15 1982-12-21 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
US4424328A (en) * 1981-12-04 1984-01-03 Polymer Technology Corporation Silicone-containing contact lens material and contact lenses made thereof
US4826936A (en) 1981-12-04 1989-05-02 Polymer Technology Corp. 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
US4829137A (en) 1985-01-29 1989-05-09 Bausch & Lomb Incorporated Continuous-wear highly oxygen permeable contact lenses
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
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
DE3517615C2 (de) 1985-05-15 1987-04-09 Titmus Eurocon Kontaktlinsen GmbH, 8750 Aschaffenburg Verfahren zur Hydrophilierung eines Siliconkautschukformkörpers an seiner Oberfläche
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
US4666249A (en) 1985-08-14 1987-05-19 Sola U.S.A. Inc. Surface-treated contact lens and method of producing
US4687816A (en) * 1985-08-14 1987-08-18 Sola U.S.A. Inc. Surface treatment of soft contact lenses
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
EP0220919A3 (en) 1985-10-21 1989-04-12 Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. Contact lens
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
US4961954A (en) 1987-04-10 1990-10-09 University Of Florida Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like
US5094876A (en) 1987-04-10 1992-03-10 University Of Florida Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like
US5100689A (en) 1987-04-10 1992-03-31 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
US4837289A (en) 1987-04-30 1989-06-06 Ciba-Geigy Corporation UV- and heat curable terminal polyvinyl functional macromers and polymers thereof
US4923906A (en) 1987-04-30 1990-05-08 Ciba-Geigy Corporation Rigid, gas-permeable polysiloxane contact lenses
US5238613A (en) * 1987-05-20 1993-08-24 Anderson David M Microporous materials
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
US4849285A (en) 1987-06-01 1989-07-18 Bio Med Sciences, Inc. Composite macrostructure of ceramic and organic biomaterials
US4859383A (en) 1987-06-01 1989-08-22 Bio Med Sciences, Inc. Process of producing a composite macrostructure of organic and inorganic materials
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
US4810764A (en) * 1988-02-09 1989-03-07 Bausch & Lomb Incorporated Polymeric materials with high oxygen permeability and low protein substantivity
US4910277A (en) 1988-02-09 1990-03-20 Bambury Ronald E Hydrophilic oxygen permeable polymers
US4943460A (en) 1988-02-19 1990-07-24 Snyder Laboratories, Inc. Process for coating polymer surfaces and coated products produced using such process
DE68900100D1 (de) * 1988-02-26 1991-07-11 Ciba Geigy Ag Benetzbare, flexible, sauerstoffdurchlaessige kontaktlinse, bestehend aus blockcopolymeren mit polysiloxan-polyoxyalkylen-gliedern in der hauptkette, und verwendung hierfuer.
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
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
US4954587A (en) 1988-07-05 1990-09-04 Ciba-Geigy Corporation Dimethylacrylamide-copolymer hydrogels with high oxygen permeability
US5011275A (en) 1988-07-05 1991-04-30 Ciba-Geigy Corporation Dimethylacrylamide-copolymer hydrogels with high oxygen permeability
EP0386249A4 (en) 1988-07-08 1992-06-03 Mitsubishi Rayon Co., Ltd. Oxygen-permeable molding and process for its production
US5053048A (en) 1988-09-22 1991-10-01 Cordis Corporation Thromboresistant coating
US4977229A (en) 1988-09-22 1990-12-11 The University Of Southern Mississippi Polymeric compositions for optical devices
US5106930A (en) 1988-09-28 1992-04-21 Ioptex Research Inc. Contact lenses
US4983702A (en) 1988-09-28 1991-01-08 Ciba-Geigy Corporation Crosslinked siloxane-urethane polymer contact lens
US5010155A (en) 1988-09-28 1991-04-23 Ciba-Geigy Corporation Vinyl-urethane substituted hydroxyethyl cellulose
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
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
US4968532A (en) 1989-01-13 1990-11-06 Ciba-Geigy Corporation Process for graft copolymerization on surfaces of preformed substrates to modify surface properties
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
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
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
US4983332A (en) 1989-08-21 1991-01-08 Bausch & Lomb Incorporated Method for manufacturing hydrophilic contact lenses
KR920701271A (ko) * 1989-09-14 1992-08-11 메이-자이 창 개선된 임상성능을 갖는 기체 투과성 소프트 콘택트렌즈
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
US5032658A (en) 1989-10-17 1991-07-16 Polymer Technology Corporation Polymeric compositions useful in oxygen permeable contact lenses
US5177168A (en) * 1989-10-17 1993-01-05 Polymer Technology Corp. 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
EP0461270B1 (en) * 1989-12-29 1994-11-30 Hoya Corporation Contact lens material and contact lens
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
US5057578A (en) 1990-04-10 1991-10-15 E. I. Du Pont De Nemours And Company Silicone-containing block copolymers and macromonomers
US5019628A (en) 1990-04-10 1991-05-28 E. I. Du Pont De Nemours And Company Silicone containing acrylic star polymers
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
US5314961A (en) 1990-10-11 1994-05-24 Permeable Technologies, Inc. Silicone-containing polymers, compositions and improved oxygen permeable hydrophilic contact lenses
WO1992007013A1 (en) * 1990-10-11 1992-04-30 Permeable Technologies, Inc. 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
GB9023498D0 (en) 1990-10-29 1990-12-12 Biocompatibles Ltd Soft contact lens material
EP0484015B1 (en) 1990-10-30 1995-09-27 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method for curing ocular devices
US5274008A (en) 1990-11-27 1993-12-28 Bausch & Lomb Incorporated Mold materials for silicone containing lens materials
US5128434A (en) 1990-11-27 1992-07-07 Bausch & Lomb Incorporated Control of hard segment size in polyurethane formation
US5158717A (en) * 1990-11-27 1992-10-27 Bausch & Lomb Incorporated Method of molding shaped polymeric articles
US5135297A (en) 1990-11-27 1992-08-04 Bausch & Lomb Incorporated Surface coating of polymer objects
US5219965A (en) 1990-11-27 1993-06-15 Bausch & Lomb Incorporated Surface modification of polymer objects
US5177165A (en) 1990-11-27 1993-01-05 Bausch & Lomb Incorporated Surface-active macromonomers
EP0489185B1 (de) 1990-12-03 1996-06-26 Chiron Adatomed Pharmazeutische und Medizintechnische Gesellschaft mbH 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 Industrial 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
CA2116849C (en) 1991-09-12 2001-06-12 Yu-Chin Lai Wettable silicone hydrogel compositions and methods
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
BR9206889A (pt) 1991-11-05 1995-05-02 Bausch & Lomb Método para melhorar a molhabilidade de hidrogéis, composição de hidrogel, dispositivo biomédico e lente de contato
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
US5260001A (en) 1992-08-03 1993-11-09 Bausch & Lomb Incorporated Spincasting process for producing a series of contact lenses having desired shapes
US5260000A (en) * 1992-08-03 1993-11-09 Bausch & Lomb Incorporated Process for making silicone containing hydrogel lenses
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
WO1994007684A1 (en) 1992-09-29 1994-04-14 Bausch & Lomb Incorporated Method of making plastic molds and process for cast molding contact lenses
US5378412A (en) 1992-12-02 1995-01-03 Bausch & Lomb Incorporated Method of edging a contact lens or lens blank
US5298533A (en) 1992-12-02 1994-03-29 Bausch & Lomb Incorporated Polymer compositions for contact lenses
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
AU1373195A (en) 1993-12-21 1995-07-10 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
US5804107A (en) 1994-06-10 1998-09-08 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Consolidated contact lens molding
IL113691A0 (en) * 1994-06-10 1995-08-31 Johnson & Johnson Vision Prod Low oxygen molding of soft contact lenses
JPH0813A (ja) 1994-06-20 1996-01-09 Star Noki Kk 牽引用連結装置
US7468398B2 (en) * 1994-09-06 2008-12-23 Ciba Vision Corporation Extended wear ophthalmic lens
US5760100B1 (en) 1994-09-06 2000-11-14 Ciba Vision Corp 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
SI0819258T1 (en) 1995-04-04 2002-04-30 Novartis Ag Extended wear ophthalmic lens
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
TW393498B (en) 1995-04-04 2000-06-11 Novartis Ag The preparation and use of Polysiloxane-comprising perfluoroalkyl ethers
EP0781777A1 (en) 1995-12-28 1997-07-02 Menicon Co., Ltd. Silicon-containing compound and ocular lens material
US5723131A (en) 1995-12-28 1998-03-03 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Contact lens containing a leachable absorbed 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
US7052131B2 (en) 2001-09-10 2006-05-30 J&J Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US5962548A (en) 1998-03-02 1999-10-05 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Silicone hydrogel polymers
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
WO2005118609A2 (en) * 2004-05-26 2005-12-15 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
KR20070103481A (ko) 2005-02-07 2007-10-23 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 콘택트 렌즈 관련 안구 건조증의 완화방법
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

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2619715C1 (ru) * 2010-07-30 2017-05-17 Новартис Аг Силиконовые гидрогелевые линзы с обогащенными водой поверхностями
RU2612121C1 (ru) * 2016-01-27 2017-03-02 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Научно-исследовательский институт глазных болезней" Лечебная силикон-гидрогелевая мягкая контактная линза

Also Published As

Publication number Publication date
SI1043605T1 (sl) 2011-07-29
ZA962656B (en) 1996-10-04
ES2391717T3 (es) 2012-11-29
EP1043605B1 (en) 2011-05-25
DK1043605T3 (da) 2011-06-27
EE04921B1 (et) 2007-10-15
EP2270551A2 (en) 2011-01-05
CN1180416A (zh) 1998-04-29
AU704749C (en) 2004-10-28
DK0819258T3 (da) 2002-01-21
US6951894B1 (en) 2005-10-04
AU2002300702C1 (en) 2011-06-16
NZ304321A (en) 1999-06-29
US5965631A (en) 1999-10-12
AU2011200428A1 (en) 2011-02-24
AU3582899A (en) 1999-09-16
AU747782B2 (en) 2002-05-23
CZ295931B6 (cs) 2005-12-14
ES2388904T3 (es) 2012-10-19
AU2002300702B2 (en) 2005-12-15
JP2011141558A (ja) 2011-07-21
JP4751421B2 (ja) 2011-08-17
EP2270550A2 (en) 2011-01-05
TW464660B (en) 2001-11-21
PE36797A1 (es) 1997-09-26
ATE511113T1 (de) 2011-06-15
US20090039535A1 (en) 2009-02-12
NO974585L (no) 1997-11-18
IL117701A0 (en) 1996-07-23
CA2215118C (en) 2011-04-26
HK1151357A1 (en) 2012-01-27
AU5147896A (en) 1996-10-23
MY114914A (en) 2003-02-28
SK133697A3 (en) 1998-12-02
US5849811A (en) 1998-12-15
EP2270551B1 (en) 2012-07-04
EP2270550A3 (en) 2011-03-23
EA199700292A1 (ru) 1998-04-30
JP2010020330A (ja) 2010-01-28
EP1043605A1 (en) 2000-10-11
DE69615168T2 (de) 2002-05-16
HRP960144A2 (en) 1997-10-31
EP2270552A3 (en) 2011-04-06
ES2362713T3 (es) 2011-07-12
PT819258E (pt) 2002-03-28
JP2009003449A (ja) 2009-01-08
JPH11502949A (ja) 1999-03-09
US5760100B1 (en) 2000-11-14
DK2270551T3 (da) 2012-09-10
MX9707553A (es) 1997-12-31
ATE205606T1 (de) 2001-09-15
AU704749B2 (en) 1999-05-06
EP0819258A1 (en) 1998-01-21
BR9604842A (pt) 1998-06-16
SK285465B6 (sk) 2007-02-01
JP4216332B2 (ja) 2009-01-28
WO1996031792A1 (en) 1996-10-10
KR19980703678A (ko) 1998-12-05
EP2270550B1 (en) 2012-08-22
EP2270551A3 (en) 2011-03-23
CZ312297A3 (cs) 1998-03-18
DE69615168D1 (de) 2001-10-18
CA2215118A1 (en) 1996-10-10
US8568626B2 (en) 2013-10-29
DK2270552T3 (da) 2012-09-10
US5849811B1 (en) 2000-11-14
CO4870717A1 (es) 1999-12-27
PL188618B1 (pl) 2005-03-31
ES2166882T3 (es) 2002-05-01
EP0819258B1 (en) 2001-09-12
EE9700236A (et) 1998-04-15
HUP9801125A3 (en) 1999-12-28
IL117701A (en) 2001-06-14
PL322642A1 (en) 1998-02-16
NO974585D0 (no) 1997-10-03
ES2387351T3 (es) 2012-09-20
HRP960144B1 (en) 2003-08-31
US5760100A (en) 1998-06-02
PT1043605E (pt) 2011-06-01
AU2011200428B2 (en) 2011-11-17
KR100423467B1 (ko) 2004-08-04
NO20084598L (no) 1997-11-18
US9612455B2 (en) 2017-04-04
CN1192251C (zh) 2005-03-09
US20140022507A1 (en) 2014-01-23
EP2270552A2 (en) 2011-01-05
DK2270550T3 (da) 2012-10-22
HUP9801125A2 (hu) 1998-12-28
HU223493B1 (hu) 2004-07-28
HK1151356A1 (en) 2012-01-27
NO327093B1 (no) 2009-04-20
EP2270552B1 (en) 2012-07-04
HK1151355A1 (en) 2012-01-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EA001397B1 (ru) Офтальмологическая линза продолжительного ношения
US5776999A (en) Methods of using and screening extended wear ophthalmic lenses
US8415404B2 (en) Extended wear ophthalmic lens
DE29624309U1 (de) Dauertraglinsen
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
MK4A Patent expired

Designated state(s): AM AZ BY KZ KG MD TJ TM RU