EA005114B1 - Полисилоксаны для изготовления внутриглазной линзы и способы изготовления внутриглазной линзы - Google Patents

Полисилоксаны для изготовления внутриглазной линзы и способы изготовления внутриглазной линзы Download PDF

Info

Publication number
EA005114B1
EA005114B1 EA200100432A EA200100432A EA005114B1 EA 005114 B1 EA005114 B1 EA 005114B1 EA 200100432 A EA200100432 A EA 200100432A EA 200100432 A EA200100432 A EA 200100432A EA 005114 B1 EA005114 B1 EA 005114B1
Authority
EA
Eurasian Patent Office
Prior art keywords
polysiloxanes
monomer
siloxane
lens
alkyl
Prior art date
Application number
EA200100432A
Other languages
English (en)
Other versions
EA200100432A1 (ru
Inventor
Питер П. Хуо
Стефен К. Жоу
Кристин Дж. И. Лиау
Сверкер Норрбю
Original Assignee
Фармация Гронинген Бв
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
Priority claimed from GBGB9822244.1A external-priority patent/GB9822244D0/en
Priority claimed from US09/170,160 external-priority patent/US6066172A/en
Application filed by Фармация Гронинген Бв filed Critical Фармация Гронинген Бв
Publication of EA200100432A1 publication Critical patent/EA200100432A1/ru
Publication of EA005114B1 publication Critical patent/EA005114B1/ru

Links

Classifications

    • 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
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • 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
    • C08G77/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a linkage containing silicon with or without sulfur, nitrogen, oxygen or carbon in the main chain of the macromolecule
    • C08G77/04—Polysiloxanes
    • C08G77/22—Polysiloxanes containing silicon bound to organic groups containing atoms other than carbon, hydrogen and oxygen
    • C08G77/24—Polysiloxanes containing silicon bound to organic groups containing atoms other than carbon, hydrogen and oxygen halogen-containing groups
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L83/00—Compositions of macromolecular compounds obtained by reactions forming in the main chain of the macromolecule a linkage containing silicon with or without sulfur, nitrogen, oxygen or carbon only; Compositions of derivatives of such polymers
    • C08L83/04—Polysiloxanes
    • C08L83/08—Polysiloxanes containing silicon bound to organic groups containing atoms other than carbon, hydrogen and oxygen
    • 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
    • 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

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Manufacture Of Macromolecular Shaped Articles (AREA)
  • Casting Or Compression Moulding Of Plastics Or The Like (AREA)
  • Eyeglasses (AREA)

Abstract

Настоящее изобретение относится к полисилоксанам для изготовления внутриглазных линз реакцией поперечного сшивания полимеров, являющиеся тройным сополимером общей формулы (R1R2SiO)-(R3R4SiO)-(R5R6SiO), где (R1R2SiO) - силоксановый мономер, в котором R1 и R2 являются одинаковыми или различными Салкилами; (R3R4SiO) - силоксановый мономер, в котором R3 и R4 являются одинаковыми или разными Cалкильными или арильными группами; (R5R6SiO) - силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором R5 и R6 выбраны из Салкильных и фторСалкильных групп. Полисилоксаны имеют удельный вес, больший чем 1,0, показатель преломления, подходящий для восстановления преломляющей способности естественного хрусталика, и вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю.

Description

Настоящее изобретение относится к внутриглазной линзе и к материалам для изготовления внутриглазных линз (ЮЬ), а более точно, к инъецируемым внутриглазным линзам и способам их изготовления. Изобретение относится к силиконовым материалам с высоким удельным весом, подходящим для изготовления аккомодирующих линз, которые могут быть инъецированы в оболочку глаза с большим удобством, чем предлагаемые ранее материалы.
Предшествующий уровень техники
Человеческий глаз представляет собой высокоразвитый и сложный орган чувств. Он состоит из роговицы или прозрачной внешней ткани, которая преломляет лучи света по направлению к зрачку, радужной оболочки, которая контролирует размер зрачка, таким образом регулируя количество света, поступающего в глаз, и хрусталика, который фокусирует входящий световой пучок через стекловидное тело на сетчатку. Сетчатка преобразует входящий свет в электрическую энергию, которая передается через ствол мозга к затылочной части коры головного мозга, в результате чего получается визуальное изображение. В нормальном глазу путь света от роговицы через хрусталик и стекловидное тело к сетчатке не имеет препятствий. Любое препятствие или потери четкости изображения внутри этих структур приводят к рассеянию или поглощению световых лучей, в результате чего уменьшается острота зрения. Например, роговица может быть повреждена, в результате чего появляется отек, рубцы или царапины. Хрусталик восприимчив к повреждению окислителями, травме и инфекции, и стекловидное тело может становиться мутным из-за кровоизлияния или воспаления.
По мере того, как тело стареет, воздействия окислителями от контактов с окружающей средой и образование эндогенных свободных радикалов накапливаются, что приводит к потере гибкости хрусталика и появлению денатурированных белков, которые медленно коагулируют, уменьшая прозрачность хрусталика. Естественная гибкость хрусталика является существенной для фокусировки света на сетчатку, указанная приспосабливаемость глаза называется аккомодацией. Аккомодация позволяет глазу автоматически настраивать поле зрения при рассматривании объектов на различных расстояниях. Обычное явление, известное как пресбиопия, имеет место, когда воздействия окислителями уменьшают эту гибкость, уменьшая остроту ближнего зрения-видения объектов на близких расстояниях. Пресбиопия обычно появляется у взрослых после сорока лет, неострые формы лечатся с помощью очков или контактных линз.
Лентикулярная катаракта представляет собой нарушение функции хрусталика, происходящее в результате дальнейшего развития дена турации коагулированного белка и кальцификации. Существует четыре обычных типа катаракты: старческая катаракта, связанная со старением и стрессом под воздействием окислителей, травматическая катаракта, которая развивается после того, как инородное тело попадает в оболочку хрусталика или глаз подвергается интенсивному воздействию ионизирующего излучения или инфракрасных лучей, сложная катаракта, которая является вторичной по отношению к болезням, таким как сахарный диабет, или нарушению функции глаза, например отслоение сетчатки, глаукома, гейпйик р1дшеп1ока и токсическая катаракта, появляющаяся в результате медицинской или химической токсичности. Вне зависимости от причины, болезнь проявляется в ухудшении зрения и может приводить к слепоте.
Лечение тяжелой болезни хрусталика требует хирургического удаления хрусталика, включающего факоэмульсификацию, за которой следуют промывание и удаление из полости. Однако без хрусталика глаз не в состоянии фокусировать приходящий световой пучок на сетчатку. Для восстановления зрения используется искусственный хрусталик. Доступными являются три типа протезных линз: очки, используемые при катаракте, внешние контактные линзы и внутриглазные линзы. Очки, используемые при катаракте, имеют толстые стекла, являются неудобными из-за значительного веса и вызывают ложные изображения при наблюдении, такие как увеличение центрального изображения и искажение бокового обзора. Контактные линзы разрешают много проблем, связанных с очками, но требуют частой чистки, их тяжело вставлять (особенно для пожилых пациентов с симптомами артрита), и они не удобны для людей, которые имеют ограниченное слезоотделение. Внутриглазные линзы используются для преодоления упомянутых выше трудностей, связанных с очками, используемыми при катаракте, и контактными линзами.
Внутриглазные линзы, известные из предшествующего уровня техники, принадлежат к одной из следующих категорий: недеформируемые, сгибаемые, растяжимые, на основе гидрогеля, и инъецируемые. Самые первые внутриглазные линзы, входящие в хирургическую практику, имели недеформированные имплантаты, имеющие жесткую структуру, состоящую из акрилатов и метакрилатов. Этот тип линз требует большого хирургического надреза в оболочке глаза и не является аккомодирующим. Большой надрез приводит к длительному времени выздоровления и вероятности появления астигматизма. С целью ускорения выздоровления и дискомфорта пациента разработаны многочисленные методы осуществления небольших надрезов и многочисленные линзы.
Современные внутриглазные линзы сконструированы для имплантации при небольших надрезах, имеют свойства эластомерных материалов и изготовлены из силиконовых материалов. Линзы этого типа можно свернуть или согнуть, вставить в оболочку, затем развернуть внутри. Сгибание линзы перед тем, как ее вставить, приводит к непрерывной деформации, неблагоприятно влияющей на оптические свойства имплантата. Сгибаемые линзы позволяют уменьшить большой хирургический надрез, что требуется для недеформируемых линз, но они не являются аккомодирующими. Кроме того, как недеформируемые, так и сгибаемые внутриглазные линзы чувствительны к механической деформации, что приводит к повреждению эндотелия роговицы.
Кроме того, предлагалось использовать эластомерный полимер, который становится гибким при нагревании до температуры тела или немного выше при имплантации внутриглазных линз в небольшие надрезы. За счет гибкости такая линза должна деформироваться, по меньшей мере, вдоль одной оси с уменьшением размера в достаточной степени, чтобы ее можно было вставить через небольшой надрез. Затем линза охлаждается, чтобы она сохраняла модифицированную форму до повторного нагревания. Охлажденная линза вставляется в оболочку глаза, и естественная температура тела нагревает линзу и возвращает ее к первоначальной форме. Основным недостатком термопластичной линзы является ограниченное количество полимеров, которые точно удовлетворяют нуждам такого подхода. Большинство используемых полимеров включают полиметилакрилат, который имеет температуру перехода твердое вещество - жидкость выше 100°С. Для снижения этой температуры перехода требуются модификации полимерного субстрата с использованием пластификаторов, которые случайно могут вытечь в глаз.
Также предлагались дегидратированные гидрогели для способов, использующих небольшие надрезы. Линзы из гидрогеля дегидратируются перед вставкой и естественно регидратируются внутри оболочки глаза. Однако полностью регидратированная полимерная структура общеизвестно является слабой из-за большого количества поглощенной воды. Типичный диаметр линзы из дегидратированного гидрогеля будет увеличиваться от 3 до 6 мм, в результате чего получается линза, которая содержит приблизительно 85% воды. При этой концентрации воды показатель преломления капель падает до 1,36, что является неподходящим для внутриглазной линзы. Для достижения показателя преломления, равного или большего, чем показатель преломления естественной линзы-хрусталика (>1,40), требуется значительно более толстая линза, это еще больше усложняется, когда диаметр линзы превышает 6 мм.
Для дальнейшего развития внутриглазных линз и уменьшения хирургических надрезов до размеров менее 1,5 мм, были предложены способы с инъецируемыми внутриглазными линзами, в которых материал линзы с низкой вязкостью непосредственно инъецируется в пустую оболочку глаза и отверждается на месте как часть хирургической процедуры. В этом процессе оболочка глаза должна использоваться в качестве шаблона для получения формы линзы, и, тем самым, способствовать контролю ее преломления. Предпринималось несколько попыток разработки материалов, подходящих для использования в качестве инъецируемых внутриглазных линз. Например, в патентах США 5278258, 5391590 и 5411553 Оегасе и др. описывается быстроотверждающаяся смесь из винилсодержащего полиорганосилоксана, органосиликона, содержащего гидридные группы, и металлического катализатора группы платины, используемую для формирования внутриглазной линзы. Получающиеся в результате полимеры имеют сниженную тенденцию обесцвечивания по сравнению с другими силиконовыми полимерами, для которых используется катализатор из группы платины. В патенте США 5391590 также раскрыта по существу нефункциональная полимерная компонента смеси, которая имеет вязкость по меньшей мере в 50 раз большую, чем функциональные полимеры. Нефункциональная компонента смешивается с функциональными компонентами для подбора заданной величины вязкости. В патенте США 5476515 раскрыта инъецируемая коллагеновая внутриглазная линза. Эта линза является прозрачной, она противодействует эпителизации и способна к аккомодации. Она выполнена из прозрачного соединения коллагена, которое имеет показатель преломления в диапазоне от 1,2 до 1,6, и может быть использовано или в исходном состоянии, или в полимеризованном состоянии в виде мягкого геля. Соединение коллагена инъецируется непосредственно в оболочку глаза после удаления естественной линзы (хрусталика).
Кроме проблем контроля над процессом поперечного сшивания полимеров и нахождения клинически приемлемых условий, необходимо усовершенствовать полиорганосилоксановые составы, так как они должны иметь подходящую вязкость для инъекции, подходящий высокий показатель преломления, и подходящие механические характеристики после поперечного сшивания, т. е. подходящий модуль. Полиметилсилоксан (ΡΌΜ8) используется в качестве материала в сгибаемых внутриглазных линзах, он имеет показатель преломления, аналогичный показателю преломления естественной линзы (хрусталика). Также было обнаружено, что этот материал как часть инъекционной смеси в упомянутых выше патентах, имеет относительно низкую вязкость и поэтому тенденцию просачиваться наружу из заданного участка инъекции, т. е. оболочки глаза. Это рассматривается в па тенте США 5391590, где дополнительный полисилоксан высокой вязкости добавляется в смесь для инъекции. Однако силиконы высокой вязкости имеют недостаток, состоящий в том, что они могут захватывать пузырьки воздуха, которые ухудшают качество получающегося в результате продукта. Кроме того, было обнаружено, что полиорганосилоксаны, имеющие высокую фракцию диметилсилоксановых звеньев, могут иметь неприемлемо низкий удельный вес, что нежелательно, поскольку материал инъецируемой линзы будет держаться на поверхности водного слоя в оболочке глаза. В таком случае будет трудно полностью заполнить оболочку глаза, и требуется хирург, чтобы убрать воду вручную для сохранения правильной формы линзы при отверждении. Следовательно, требуется разрабатывать химическую формулу формирующего материала инжектируемой линзы из полисилоксана, который может преодолеть проблемы удержания на поверхности и просачивания и имеет подходящий высокий показатель преломления и требуемые механические и оптические качества, чтобы создать оптимальное размещение естественной линзы (кристаллика). Эти особенности могут осуществляться с помощью материала инъецируемой линзы настоящего изобретения с удельным весом, большим 1,0, который сохраняет достаточно высокий показатель преломления, по меньшей мере аналогичный показателю преломления естественных линз и обеспечивает оптически гладкую поверхность получающейся в результате линзы.
Краткое изложение существа изобретения
Задачей настоящего изобретения является создание инъецируемых материалов полисилоксанов, пригодных для изготовления внутриглазных линз, т. е. инъецируемых внутриглазных линз, и способов изготовления полностью отверждаемой инъецируемой внутриглазной линзы с оптически гладкой поверхностью. В частности, задачей настоящего изобретения является создание внутриглазных линз, имеющих преимущество, удельный вес больше чем 1,0, что значительно упрощает инъекцию силиконового материала, формирующего линзу, и помогает обеспечивать правильное расположение и привыкание при отверждении ίη кйн, при сохранении в то же время способности обеспечивать регулируемый показатель преломления внутри физиологического диапазона реципиента, который требуется для правильного зрения и подходящего низкого модуля отвержденного продукта, чтобы лучше воспроизвести аккомодационные характеристики имплантируемой линзы.
Поставленная задача решена путем создания полисилоксанов для изготовления внутриглазных линз реакцией поперечного сшивания полимеров, являющиеся тройным сополимером общей формулы (Κ1Κ28ίΟ)-(Κ3Κ48ίΟ)-(Κ5Κ68ίΟ), где (К1К28Ю) - силоксановый мономер, в котором К1 и К2 являются одинаковыми или различными С4-6алкилами;
(К3К48Ю) - силоксановый мономер, в котором КЗ и К4 являются одинаковыми или разными С1-6алкильными или арильными группами;
(К5К681О) - силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором К5 и К6 выбраны из С1-6алкильных и фтор С1-6 алкильных групп, при этом указанные полисилоксаны имеют удельный вес, больший чем 1,0, показатель преломления, подходящий для восстановления преломляющей способности естественного хрусталика, и вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю.
Полезно, чтобы показатель преломления находился в пределах от 1,382 до примерно 1,60.
Целесообразно, чтобы по меньшей мере один силоксановый мономер имел удельный вес больший, чем около 1,0.
Предпочтительно, чтобы по меньшей мере одна из групп КЗ и К4 являлась фенильной группой.
Выгодно, чтобы полисилоксаны содержали звенья трифторпропилметилсилоксановых мономеров, где К5 является трифторпропилом, а К6 является метилом или содержали дополнительные силоксановые мономеры.
Полезно, чтобы полисилоксаны содержали звенья замещенных метилсилоксанов, фенилсилоксанов и трифторпропилсилоксанов.
Предпочтительно, чтобы тройной сополимер содержал звенья а) диметилсилоксанового мономера, б) метилфенилсилоксанового или дифенилсилоксанового мономера и в) трифторпропилметилсилоксанового мономера.
Выгодно, чтобы полисилоксаны содержали по меньшей мере около 4 мол.% звеньев трифторпропилметилсилоксана.
Целесообразно, чтобы полисилоксаны имели удельный вес в пределах от около 1,03 до 1,20 и показатель преломления свыше около 1,38.
Поставленная задача решена путем создания материала инъецируемой линзы, содержащего катализатор, агент сшивания и полисилоксаны для изготовления внутриглазных линз реакцией поперечного сшивания полимеров, являющиеся тройным сополимером общей формулы (Κ1Κ28ίΟ)-(Κ3Κ48ίΟ)-(Κ5Κ68ίΟ), где (К1К28Ю) - силоксановый мономер, в котором К1 и К2 являются одинаковыми или различными С4-6алкилами;
(Κ3Κ481Ο) - силоксановый мономер, в котором К3 и К4 являются одинаковыми или разными С1-6 алкильными или арильными группами;
Ί (К5К6§Ю) замещенный силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором К5 и К6 выбраны из С1-6алкильных и фтор С1-6алкильных групп, при этом указанные полисилоксаны имеют удельный вес, больший чем 1,0, показатель преломления, сравнимый с показателем преломления естественного хрусталика, вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю, причем агент сшивания имеет требуемое количество непрореагировавших 8ί-Η групп.
Предложена также реакционная смесь для изготовления полисилоксанов для материала инъецируемой линзы, являющихся тройным сополимером общей формулы (Κ1Κ2§ίΟ)-(Κ3Κ4§ίΟ)-(Κ5Κ68ίΘ), где (К1К28Ю) - силоксановый мономер, в котором К1 и К2 являются одинаковыми или различными С4-6алкилами;
(Κ3Κ481Ο) - силоксановый мономер, в котором КЗ (аналогичен Ка) и К4 (аналогичен КЬ) являются одинаковыми или разными С1-6алкильными или арильными группами;
(Κ5Κ681Ο) - замещенный силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором К5 и К6 выбраны из С1-6алкильных или фтор С1-6алкильных групп, при этом указанные полисилоксаны имеют удельный вес в диапазоне от 0,97 до 1,28, причем силоксановые мономеры включают один или более тримерных, тетрамерных или циклических силоксановых мономеров более высокого порядка, из которых формируется полисилоксан с удельным весом больше 1,0 и показателем преломления, сравнимым с показателем преломления естественного хрусталика, и имеющий вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю.
Полезно, чтобы в реакционной смеси силоксановые мономеры образовывали тройной сополимер с показателем преломления около 1,41 и удельной плотностью около 1,1.
Полезно, чтобы по меньшей мере один из мономеров имел удельный вес, превышающий 1,0.
Целесообразно, чтобы реакционная смесь содержала звенья метилсилоксанов, фенилсилоксанов и трифторпропилметилсилоксанов.
Предпочтительно, чтобы силоксановые мономеры состояли, по существу, из циклического диметилсилоксанового мономера, циклического дифенилсилоксанового мономера и 3,3,3-трифторпропилметилциклотрисилоксана.
Полезно, чтобы силоксановые мономеры состояли, по существу, из циклического диметилсилоксанового мономера, трифенилтриметилциклосилоксанового мономера и 3,3,3трифторпропилметилциклотрисилоксана.
Поставленная задача решена также путем создания способа изготовления внутриглазной линзы, заключающемся в том, что используют реакционную смесь по любому из пп.12-17, осуществляют полимеризацию силоксановых мономеров для образования полисилоксана, имеющего удельный вес, больший чем 1,0, переносят полимеризованные силоксановые мономеры в смеси с агентом сшивания и катализатором в оболочку глаза, и отверждают смесь для получения линзы.
Целесообразно, чтобы готовили смесь, содержащую полисилоксаны по любому из пп.110, агент сшивания и катализатор, осуществляли инъекцию смеси в шаблон и отверждали указанную смесь при температуре отверждения, необязательно при давлении формования в течение времени, достаточного для изготовления линзы.
Подробное описание предпочтительных примеров реализации
Типы мономеров силоксана, используемых для изготовления внутриглазных линз в предпочтительном варианте реализации включают, метилсилоксаны и замещенные метилсилоксаны, фенилсилоксаны и трифторпропилсилоксаны с удельным весом, в диапазоне от 0,97 до 1,28. Силиконовые сополимеры с высоким удельным весом готовят путем смешивания множества соединений в предварительно заданном соотношении для достижения требуемого удельного веса и показателя преломления.
В соответствии с одним вариантом реализации изобретения три силоксановых мономера смешивают с подходящим блокером (агентом блокирования) концевых групп и сушат при пониженном давлении при регулировании температуры. В реакционную смесь затем вводят катализатор для инициирования сополимеризации в инертной атмосфере. Реакция продолжается в течение заданного времени в окружающей среде со строго заданными тепловыми условиями, затем ее завершают. Далее продукт реакции промывают, осаждают и сушат. Определяют удельный вес, показатель преломления и среднюю молекулярную массу.
В другом варианте реализации настоящего изобретения три силоксановых мономера смешивают с блокером концевых групп и сушат при сниженном по сравнению с атмосферным давлении при регулировании температуры. В реакционную смесь затем вводят катализатор для инициирования сополимеризации в инертной атмосфере. Реакция продолжается в течение заданного времени в окружающей среде со строго заданными тепловыми условиями, затем ее завершают. Далее продукт реакции промывают, осаждают и сушат. Полученный осадок снова растворяют в подходящем растворителе и фильтруют для улучшения прозрачности. Определяют удельный вес, показатель преломления и среднюю молекулярную массу. В результате использования различных реагентов, их относительных концентраций и условий реакции будет получаться множество конечных продуктов с различным удельным весом и показателями преломления. Преимущества этих отличий очевидны для специалиста из конкретных примеров, реализации, приведенных ниже.
В соответствии со способами настоящего изобретения соотношение реагентов силоксанового мономера, необходимое для достижения требуемого показателя преломления и удельного веса, может быть аппроксимировано математически. Если N является требуемым показателем преломления внутриглазной линзы, и Р является удельным весом сополимера линзы, где П1-3 являются показателями преломления и р1-3 являются удельными весами реагентов мономера, может быть использовано следующее математическое соотношение:
N = х1п1 + х2п2 + х3п3 Р = хф1+ х2р2 + х3р3, где х1-3представляет собой соотношение индивидуальных реагентов силоксановых мономеров, которые требуются для получения внутриглазной линзы с требуемыми оптическими и физическими свойствами и х1+х2+х3=1.
Наличие инъецируемой силиконовой линзы с удельным весом, большим чем 1,0, будет значительно упрощать процесс инъекции и представляет собой значительное усовершенствование по сравнению с предлагаемыми ранее материалами для инъецируемых линз. Протезные линзы, изготавливаемые с помощью заявляемого способа, являются эластичными и сохраняют показатель преломления естественной линзы (хрусталика), что делает их идеальными в качестве корректирующих линз, а так же в качестве замещающих линз при повреждениях глаза и катаракте.
Настоящее изобретение значительно улучшает качество инъецируемых линз на основе известных ранее материалов на основе полисилоксана из-за увеличенного удельного веса до значения, большего 1,0, так как материалы замещают остаточную воду после их инъекции в водную среду оболочки. Эта характеристика будет уменьшена хирургической манипуляцией после инъекции и предполагается, что линза будет иметь естественное расположение и форму. В соответствии со способами настоящего изобретения изготавливается материал инъецируемой внутриглазной линзы, который значительно упрощает процесс инъекции, расположения и отверждения. При использовании упомянутого набора силоксановых мономеров может быть получен инъецируемый материал высокой плотности с управляемым показателем преломления, сравнимым с показателем преломления естественной линзы (хрусталика), с учетом других важных требований, включающих вязкость, подходящую для инъекции. Это позволяет настроить рефракционный показатель инъецируемой линзы, сформированной в оболочке как шаблоне, благодаря наличию подходящих фракций силоксановых звеньев, определяющих большую величину показателя преломления, и силоксановых звеньев, определяющих высокую плотность. Другое преимущество настоящего изобретения состоит в том, что могут быть получены полностью отвержденные линзы, очень эластичные. Если у известных сгибаемых силиконовых линз жесткость равна 100, то у отверждаемых инъецируемых линз, изготовленных из материала настоящего изобретения, жесткость находится в диапазоне от нуля до пяти. Следовательно, линзы, изготовленные из указанного материала, могут быть аккомодирующими и могут дать естественный отклик на изменение формы глаза при настройке фокальной длины. Аккомодирующее свойство линз, изготовленных из материалов настоящего изобретения, позволяет использовать их для корректирующих целей, а также в качестве замещающих линз для хрусталика больного глаза. Неожиданным и выгодным преимуществом настоящего изобретения является оптически гладкая поверхность, сформированная после того, как линза становится твердой в глазной оболочке.
Пример 1. Получение тройного сополимера диметил-, метилфенил- и трифторпропилметилсилоксана.
В сухую колбу объемом 50 мл добавляют силоксановые мономеры : гексаметилциклотрисилоксан в количестве 6,0 г, 3,3,3-трифторпропилметилциклотрисилоксан в количестве 7,3 г, 1,3,5, -триметил- 1,3,5-трифенилциклотрисилоксан в количестве 1,7 г (1,55 мл), и блокер концевых групп 1,3-дивинилтетраметилдисилоксан в количестве 0,14 г (0,17 мл).
Смесь сушат в вакууме при 80°С в течение 30 мин, затем продувают аргоном. Температуру повышают до 140°С и добавляют катализатор силанолат калия в количестве 7 мг, чтобы инициировать полимеризацию. Реакция протекает быстро, на что указывает повышение вязкости. Примерно через 30 мин смесь становится прозрачной. Примерно через 3 ч температуру повышают до 160°С, и реакция продолжается в течение еще 3 ч, после чего реакционную смесь охлаждают до комнатной температуры. Полимер очищают, путем разбавления в тетрагидрофуране и осаждения в метаноле, затем сушат. Высушенный силиконовый продукт имеет вид прозрачного стекла с показателем преломления 1,4070 (расчетное значение: 1,410), удельный вес 1,116 (расчетное значение: 1,104), и молекулярную массу согласно данным СРС (гель-проникающей хроматографии) 25000. При поперечном сшивании полимера образуется прозрачный силиконовый гель.
Пример 2. Получение тройного сополимера диметил-, метилфенил- и трифторпропилметилсилоксана.
Реакционную смесь готовят в соответствии с примером 1, но в качестве мономеров силоксана используют гексаметилциклотрисилоксан в количестве 9,0 г, 3,3,3-трифторпропилметил циклотрисилоксан в количестве 4,65 г, 1,3,5,триметил- 1,3,5-трифенилциклотрисилоксан в количестве 1,35 г (1,23 мл). Полученный в результате силиконовый полимер имеет вид прозрачной стеклообразной массы, показатель преломления составляет 1,4082 (расчетный: 1,410), удельный вес составляет 1,066 (расчетный: 1,056) и молекулярная масса согласно данным ОРС составляет 26000.
Пример 3. Получение тройного сополимера диметил-, дифенил- и трифторпропилметилсилоксана.
В сухую колбу объемом 50 мл добавляли силоксановые мономеры: гексаметилциклотрисилоксан в количестве 7,5 г, 3,3,3-трифторпропилметилциклотрисилоксан в количестве 6,66 г, гексафенилциклотрисилоксан в количестве 1,68 г и блокер концевых групп 1,3дивинилтетраметилдисилоксан в количестве 0,28 г (0,34 мл). Смесь сушили в вакууме при 80°С в течение 30 мин, затем продували аргоном. Температуру повышали до 140°С и добавляли катализатор - силанолат калия в количестве около 7 мг, чтобы инициировать полимеризацию. Реакция протекает быстро, на что указывает повышение вязкости. Примерно через 30 мин раствор становится почти прозрачным с некоторым остатком на дне реакционного сосуда. Вязкость реакционной смеси уменьшается. Примерно через 2 ч температуру повышали до 160°С, и реакция продолжалась в течение еще 3 ч, после чего реакционную смесь охлаждали до комнатной температуры. Полимер очищали тетрагидрофураном и осаждали в метаноле, затем сушили. Высушенный силиконовый продукт является слегка мутным. Материал растворяли в тетрагидрофуране, фильтровали через фильтр 0,45 мкм и снова сушили с получением прозрачного стекловидного силиконового полимера. Показатель преломления составлял 1,4095 (вычисленный: 1,424); удельный вес составлял 1,10 (вычисленный: 1,094) и молекулярная масса согласно данным ОРС составляла 18000. Поперечное сшивание этого материала дает прозрачный силиконовый гель.
Пример 4. Получение тройного сополимера диметил-, дифенил- и трифторпропилметилсилоксана.
В сухую колбу объемом 1000 мл отвешивают по порядку: октафенилциклотетрасилоксан в количестве 90,61 г, 3,3,3,-трифторпропилметилциклотрисилоксан в количестве 101,88 г, октаметилциклотетрасилоксан в количестве 368,27 г и α,ω-дивинилдиметилсилоксан - олигомер блокера концевых групп (Мп 1287 согласно ЯМР-анализу) в количестве 40,93 г. Колба снабжена устройством для оттока, и реагенты сушат в вакууме на бане при 80°С в течение 30 мин. Систему продувают азотом и добавляют силанолат калия (Мп 395) в количестве 267 мг. Температуру бани повышают до 160°С и смесь нагревают и перемешивают в течение 20 ч, получая прозрачную бесцветную смесь полимеров. После охлаждения продукт разбавляют 420 мл дихлорметана и промывают четыре раза водой порциями по 420 мл, причем первая порция подкислена 3,0 мл 0,1н. НС1, а вторая порция 0,6 мл 0,1н. НС1 (третью и четвертую порции не подкисляют). Затем полимер дважды промывают порциями метанола по 420 мл, разбавляют 180 мл тетрагидрофурана и дважды промывают метанолом как указано выше. Затем растворитель удаляют под вакуумом в течение нескольких часов при нагревании на бане при 100°С, до достижения давления ниже 1 мбар. Полисилоксановый продукт был прозрачным и бесцветным с показателем преломления 1,428 (расчетное значение: 1,432) и плотностью 1,04 (расчетное значение: 1,043). Вязкость при 25°С составляла 1802 мПа-с. Н-ЯМР, 500 МГц, дает соотношение мономерных звеньев: диметил/ дифенил/трифторпропил/дивинилтетраметил, составляющее 0,819/0,071/0,105/0,00494 (соотношение мономеров составляло 0,827/0,070/ 0,099/0,00483), что предполагало Мп 18600. ОРС дает среднечисловую молекулярную массу Мп 18500 и средневесовую молекулярную массу Ми 36600.
Пример 5. Получение тройного сополимера диметил-, дифенил- и трифторпропилметилсилоксана.
Повторяют способ полимеризации примера 3 с общей массой реагентов 125 г, используя октафенилциклотетрасилоксан в количестве 34,88 г, 3,3,3,-трифторпропилметилциклотрисилоксан в количестве 25,25 г, октаметилциклотетрасилоксан в количестве 56,4 г, α,ωдивинилдиметилсилоксан - олигомер блокера концевых групп (Мп 1287) в количестве 8,50 г и силанолат калия в количестве 55 мг. Отличие от примера 3 состоит в том, что используется хлороформ 57 мл для разбавления полимера, за которым следуют три промывания водой и два метанолом, все порции по 88 мл, затем разбавление 44 мл тетрагидорофурана, за которым следуют два или более промывания метанолом с порциями по 88 мл, затем вакуумная отгонка до давления менее 1 мбар на бане при 100°С. Чистый бесцветный продукт имеет показатель преломления 1,455 (вычисленный: 1,460) и плотность 1,08 (вычисленная: 1,080). Вязкость при температуре 25°С составляет звеньев: диметил/ дифенил/трифторпропил/дивинилтетраметил, составляющее 0,697/0,158/0,140/0,00570 (соотношение мономеров составляло 0,713/0,146/ 0,135/0,00549), что предполагало Мп 18 600. ОРС дает среднечисловую молекулярную массу Мп 16900 и средневесовую молекулярную массу Ми 33400.
Пример 6. Отверждение форполимеров.
Силиконовые полимеры готовят для отверждения посредством получения двух соста вов: состава А, содержащего платиновый катализатор в виде комплекса с 1,3-дивинилтетраметилдисилоксаном, и состава В, содержащего агент поперечного сшивания и ингибитор силоксана. Предпочтительным агентом сшивания является тетракисдиметилсилоксан (ΤΚΌΜ88), но для сравнения сообщаются также для полимерного гидрида кремния (Се1е81/АВСН НМ8151, сополимер метилгидросилоксана и диметил силоксана, имеющий номинальную среднечисленную молекулярную массу Мп 1900-2000 и 15-18 мол.% звеньев МеН8Ю). Оптимальные соотношения катализатора, агента сшивания и ингибитора определяют путем исследования профиля отверждения силиконовых смесей с использованием реометра (ККеоте1пс8 НО А) с определением модулей отвержденных материалов. Смеси составляют таким образом, чтобы получить время гелеобразования около 15-20 мин при 20°С. Тесты выполняют при 35°С с использованием пластинок диаметром 35 мм с зазором 1 мм. Материалы подвергают регулярным частотным и деформационным колебаниям. Смеси для тестирования готовят тщательным взвешиванием составов А и В, их перемешиванием в течение 2 мин и удалением газов при пониженном давлении, после чего смеси переносят на пластинки. Диски, полученные из смесей, являются прозрачными и бесцветными. Полученные результаты иллюстрируются следующими примерами.
Пример 6(а).
Форполимер, полученный в примере 4, готовят в виде состава А, содержащего около 8 млн-1 платины, и состава В, содержащего 18,2 мг ΤΚΌΜδδ/г плюс ингибитор силоксана. Смесь анализируют на реометре при различных весовых отношениях В/А при 35°С, определяя модули сдвига С, при 35°С через 3000 с, причем за это время смесь полностью отверждается. Результаты для различных отношений В/А были следующими: отношение В/А 0,86, модуль сдвига 6' 199,2 кПа; В/А 1,00, 6' 217,2 кПа; В/А 1,15, С 214,5 кПа.
Пример(6Ь).
Форполимер, полученный в примере 4, готовят в виде состава А, содержащего около 12 млн-1 платины, и состава В, содержащего 8,23 вес.% полимерного гидрида кремния Се1е81/АВСН НМ8-151, плюс ингибитор силоксана. Смесь анализируют на реометре при 35°С как указано выше. Модули сдвига С' через 3000 с для различных отношений В/А составляют: В/А 0,821, С' 100,7 кПа; В/А 1,00, С' 167,9 кПа; В/А 1,22, С' 193,2 кПа; В/А 1,52, С' 184,0 кПа.
Пример 7. Имплантация силиконового материала в глаза трупа свиньи.
Готовят препарат глаза свежего трупа свиньи при помощи небольшого разреза с образованием отверстия в оболочке и удаления хрусталика. Силиконовую композицию готовят из форполимера раскрытого в примере 4, имеюще го показатель преломления 1,428, с помощью состава А, содержащего около 12 млн-1 платины в виде комплекса с дивинилтетраметилдисилоксаном, и состава В, содержащего агент сшивания - тетракисдиметилсилоксан в количестве 18,9 мг/г, в смеси с ингибитором силоксана. Силикон для инъекций готовят смешиванием равных весовых количеств составов А и В в емкости из тефлона, набирают в шприц, подвергают вакуумированию и затем инъецируют в оболочку глаза через канюлю калибра 21 таким образом, чтобы вновь заполнить оболочку и задать соответствующую кривизну. После отверждения (примерно через 45 мин от начала смешивания) линзу удаляют из глаза. Прозрачная, не имеющая швов линза имела передний радиус 10,1+-0,4 мм, задний радиус 5+-0,1 мм, толщину 5,33+-0,03 мм, диаметр 9,2+-0,1 мм. Ее оптическая сила в воздухе составляла 115+-2 диоптрии, и фокусное расстояние 8,7+-0,1 мм (в воде оптическая сила линзы составляла 29,1+-0,5 диоптрий и фокусное расстояние 45,7+-0,8 мм). Натуральный хрусталик свиньи имеет более высокий показатель преломления, чем хрусталик глаза человека. Из размеров 11 хрусталиков глаз свиней было рассчитано, что для восстановления естественной преломляющей способности вновь образованного хрусталика свиньи требуется показатель преломления около 1,51.
Пример 8. Имплантация силиконового материала в глаз трупа человека.
Готовят препарат глаза трупа человека при помощи небольшого разреза с образованием отверстия в оболочке и удаления хрусталика. Готовят силиконовую композицию и делают из нее линзу как в примере 7. Прозрачная, не имеющая швов линза имела передний радиус 8,7+-0,5 мм, задний радиус 6,2+-0,1мм, толщину 4,11+-0,06 мм, диаметр 8,2+-0,1 мм. Ее вычисленное фокусное расстояние 49,08 мм давало оптическую силу в воде 27,1+-0,7 диоптрий. Оптическая сила среднего хрусталика глаза человека в воде составляет 21,8 диоптрий. Для получения такой оптической силы для линзы, получаемой описанным способом требуется заполняющий материал с показателем преломления 1,41.

Claims (19)

1. Полисилоксаны для изготовления внутриглазных линз реакцией поперечного сшивания полимеров, являющиеся тройным сополимером общей формулы (Η1Η28ίΟ)-(Η3Η48ίΟ)-(Η5Η68ίΟ), где (Κ.1Η28ΪΟ) - силоксановый мономер, в котором КГ и К2 являются одинаковыми или различными С4-6алкилами;
(Η3Η48ίΟ) - силоксановый мономер, в котором К3 и К4 являются одинаковыми или разными С1-6алкильными или арильными группами;
(К5К68Ю) - силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором К5 и К6 выбраны из С£-6алкильных и фтор С£-6 алкильных групп, при этом указанные полисилоксаны имеют удельный вес, больший чем 1,0, показатель преломления, подходящий для восстановления преломляющей способности естественного хрусталика, и вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю.
2. Полисилоксаны по п.1, отличающиеся тем, что показатель преломления находится в пределах от 1,382 до примерно 1,60.
3. Полисилоксаны по п.2, отличающиеся тем, что по меньшей мере один силоксановый мономер имеет удельный вес, больший чем около 1,0.
4. Полисилоксаны по п.1, отличающиеся тем, что по меньшей мере одна из групп КЗ и К4 является фенильной группой.
5. Полисилоксаны по п.1, отличающиеся тем, что содержат звенья трифторпропилметилсилоксановых мономеров, где К5 является трифторпропилом, а К6 является метилом.
6. Полисилоксаны по любому из пп.1-6, отличающиеся тем, что содержат дополнительные силоксановые мономеры.
7. Полисилоксаны по п.6, отличающиеся тем, что содержат звенья замещенных метилсилоксанов, фенилсилоксанов и трифторпропилсилоксанов.
8. Полисилоксаны по п.1, отличающиеся тем, что тройной сополимер содержит звенья
а) диметилсилоксанового мономера,
б) метилфенилсилоксанового или дифенилсилоксанового мономера и
в) трифторпропилметилсилоксанового мономера.
9. Полисилоксаны по п.5, отличающиеся тем, что содержат по меньшей мере около 4 мол.% звеньев трифторпропилметилсилоксана.
10. Полисилоксаны по любому из пп.2-9, отличающиеся тем, что имеют удельный вес в пределах от около 1,03 до 1,20 и показатель преломления свыше около 1,38.
11. Материал инъецируемой линзы, содержащий катализатор, агент сшивания и полисилоксаны для изготовления внутриглазных линз реакцией поперечного сшивания полимеров, являющиеся тройным сополимером общей формулы (Κ1Κ28ίΟ)-(Κ3Κ48ίΟ)-(Κ5Κ68ίΟ), где (К1К281О) - силоксановый мономер, в котором К1 и К2 являются одинаковыми или различными С4-6алкилами;
(К3К481О) - силоксановый мономер, в котором К3 и К4 являются одинаковыми или разными С1-6алкильными или арильными группами;
(К5К681О) - замещенный силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором К5 и К6 выбраны из С16алкильных и фтор С1-6алкильных групп, при этом указанные полисилоксаны имеют удельный вес, больший чем 1,0, показатель преломления, сравнимый с показателем преломления естественного хрусталика, вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю, причем агент сшивания имеет требуемое количество непрореагировавших 8ί-Η групп.
12. Реакционная смесь для изготовления полисилоксанов для материала инъецируемой линзы, являющихся тройным сополимером общей формулы (Κ1Κ28ίΟ)-(Κ3Κ48ίΟ)-(Κ5Κ68ίΟ), где (К1К28Ю) - силоксановый мономер, в котором К1 и К2 являются одинаковыми или различными С4-6алкилами;
(К3К48Ю) - силоксановый мономер, в котором К3 (аналогичен Ка) и К4 (аналогичен КЬ) являются одинаковыми или разными С£-6алкильными или арильными группами;
(К5К68Ю) - замещенный силоксановый мономер с одним или несколькими атомами фтора, в котором К5 и К6 выбраны из С£-6алкильных или фтор С1-6алкильных групп, при этом указанные полисилоксаны имеют удельный вес в диапазоне от 0,97 до 1,28, причем силоксановые мономеры включают один или более тримерных, тетрамерных или циклических силоксановых мономеров более высокого порядка, из которых формируется полисилоксан с удельным весом больше 1,0 и показателем преломления, сравнимым с показателем преломления естественного хрусталика, и имеющий вязкость, подходящую для инъецирования через стандартную канюлю.
13. Реакционная смесь по п.12, отличающаяся тем, что силоксановые мономеры образуют тройной сополимер с показателем преломления около 1,41 и удельной плотностью около
1,1.
14. Реакционная смесь по п.13, отличающаяся тем, что по меньшей мере один из мономеров имеет удельный вес, превышающий 1,0.
15. Реакционная смесь по п.12, отличающаяся тем, что содержит звенья метилсилоксанов, фенилсилоксанов и трифторпропилметилсилоксанов.
16. Реакционная смесь по п.13, отличающаяся тем, что силоксановые мономеры состоят, по существу, из циклического диметилсилоксанового мономера, циклического дифенилсилоксанового мономера и 3,3,3-трифторпропилметилциклотрисилоксана.
17. Реакционная смесь по п.13, отличающаяся тем, что силоксановые мономеры состоят, по существу, из циклического диметилсилоксанового мономера, трифенилтриметилциклосилоксанового мономера и 3,3,3-трифторпропилметилциклотрисилоксана.
18. Способ изготовления внутриглазной линзы, заключающийся в том, что используют реакционную смесь по любому из пп.12-17, осуществляют полимеризацию силоксановых мономеров для образования полисилоксана, имеющего удельный вес, больший чем 1,0, переносят полимеризованные силоксановые мономеры в смеси с агентом сшивания и катализатором в оболочку глаза, и отверждают смесь для получения линзы.
19. Способ изготовления внутриглазной линзы, заключающийся в том, что готовят смесь, содержащую полисилоксаны по любому из пп. 1-10, агент сшивания и катализатор, осуществляют инъекцию смеси в шаблон и отверждают указанную смесь при температуре отверждения, необязательно при давлении формования в течение времени, достаточного для изготовления линзы.
EA200100432A 1998-10-13 1999-10-11 Полисилоксаны для изготовления внутриглазной линзы и способы изготовления внутриглазной линзы EA005114B1 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GBGB9822244.1A GB9822244D0 (en) 1998-10-13 1998-10-13 Intraocular lens forming material and lenses formed therefrom
US09/170,160 US6066172A (en) 1998-10-13 1998-10-13 Injectable intraocular lens
PCT/EP1999/007780 WO2000022459A1 (en) 1998-10-13 1999-10-11 Injectable intraocular lens

Publications (2)

Publication Number Publication Date
EA200100432A1 EA200100432A1 (ru) 2001-10-22
EA005114B1 true EA005114B1 (ru) 2004-10-28

Family

ID=26314505

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EA200100432A EA005114B1 (ru) 1998-10-13 1999-10-11 Полисилоксаны для изготовления внутриглазной линзы и способы изготовления внутриглазной линзы

Country Status (17)

Country Link
EP (1) EP1141751B1 (ru)
JP (1) JP4831865B2 (ru)
KR (1) KR100871500B1 (ru)
CN (1) CN1173194C (ru)
BR (1) BR9914431A (ru)
CA (1) CA2346186C (ru)
CZ (1) CZ20011290A3 (ru)
EA (1) EA005114B1 (ru)
HK (1) HK1040293A1 (ru)
HU (1) HUP0104197A3 (ru)
ID (1) ID29522A (ru)
NO (1) NO20011858L (ru)
NZ (1) NZ510807A (ru)
PL (1) PL347252A1 (ru)
SK (1) SK4892001A3 (ru)
TR (1) TR200101048T2 (ru)
WO (1) WO2000022459A1 (ru)

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AUPQ197899A0 (en) 1999-08-02 1999-08-26 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Biomedical compositions
SE0001352D0 (sv) * 2000-04-12 2000-04-12 Pharmacia & Upjohn Bv Injectable intraocular accommodating lens
US6613343B2 (en) 2000-04-12 2003-09-02 Pharmacia Groningen Bv Injectable intraocular accommodating lens
US6598606B2 (en) 2000-05-24 2003-07-29 Pharmacia Groningen Bv Methods of implanting an intraocular lens
SE0001934D0 (sv) 2000-05-24 2000-05-24 Pharmacia & Upjohn Bv Method of implanting an intraocular lens
SE0004393D0 (sv) 2000-11-29 2000-11-29 Pharmacia Groningen Bv A device for use in eye surgery
US6533769B2 (en) 2001-05-03 2003-03-18 Holmen Joergen Method for use in cataract surgery
SE0102543D0 (sv) * 2001-07-16 2001-07-16 Pharmacia Groningen Bv Compositions capable of forming hydrogels in the eye
US6864341B2 (en) 2001-11-02 2005-03-08 Bausch & Lomb Incorporated High refractive index aromatic-based prepolymer precursors
US7173073B2 (en) 2002-01-14 2007-02-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices containing heterocyclic compounds and methods for their production
SE0201479D0 (sv) 2002-05-16 2002-05-16 Pharmacia Groningen Bv Kit and method in eye surgery
SE0201478D0 (sv) 2002-05-16 2002-05-16 Pharmacia & Upjohn Bv Method in eye surgery
US7160324B2 (en) 2002-05-17 2007-01-09 Amo Groningen, B.V. Method in eye surgery
AU2002950469A0 (en) 2002-07-30 2002-09-12 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Improved biomedical compositions
US20040150788A1 (en) 2002-11-22 2004-08-05 Ann-Margret Andersson Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
US7416737B2 (en) 2003-11-18 2008-08-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
SE0403091D0 (sv) * 2004-12-20 2004-12-20 Amo Groningen Bv New composition for injectable ophtalmic lenses
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
US9052438B2 (en) 2005-04-08 2015-06-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic devices comprising photochromic materials with reactive substituents
CN1810301B (zh) * 2006-01-24 2012-07-04 广州卫视博生物科技有限公司 人工玻璃体囊袋及其制作工艺
US7559949B2 (en) 2006-04-28 2009-07-14 Leonard Pinchuk Injectable intraocular lens that minimizes posterior capsule opacification and methods and materials for realizing same
US8002828B2 (en) 2006-04-28 2011-08-23 Leonard Pinchuk Method of implantation using polymer adhesive for an intraocular lens that minimizes posterior capsule opacification
US8439974B2 (en) 2006-05-03 2013-05-14 Vision Crc Limited Adjusted index of refraction of ocular replacement material
US7968650B2 (en) 2006-10-31 2011-06-28 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymeric compositions comprising at least one volume excluding polymer
US20080102095A1 (en) 2006-10-31 2008-05-01 Kent Young Acidic processes to prepare antimicrobial contact lenses
GB0711313D0 (en) * 2007-06-11 2007-07-25 Dow Corning A method for making phenylalkylsiloxanes
US8697770B2 (en) 2010-04-13 2014-04-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Pupil-only photochromic contact lenses displaying desirable optics and comfort
US9690115B2 (en) 2010-04-13 2017-06-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lenses displaying reduced indoor glare
US8877103B2 (en) 2010-04-13 2014-11-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Process for manufacture of a thermochromic contact lens material
US10278810B2 (en) 2010-04-29 2019-05-07 Ojo, Llc Injectable physiologically adaptive intraocular lenses (IOL's)
US8865685B2 (en) 2011-06-30 2014-10-21 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Esters for treatment of ocular inflammatory conditions
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
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
CN104004191B (zh) * 2014-06-18 2017-01-04 山东大学 一种氟硅共聚物及其制备方法
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

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3996187A (en) * 1975-04-29 1976-12-07 American Optical Corporation Optically clear filled silicone elastomers
JPS6043869B2 (ja) * 1977-12-28 1985-09-30 東芝シリコ−ン株式会社 常温硬化性ポリオルガノシロキサン組成物
EP0094153A2 (en) 1982-05-10 1983-11-16 Dow Corning Corporation Inherently wettable silicone resin optical devices
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
US4810764A (en) * 1988-02-09 1989-03-07 Bausch & Lomb Incorporated Polymeric materials with high oxygen permeability and low protein substantivity
JP2618426B2 (ja) * 1988-03-04 1997-06-11 株式会社メニコン 眼内レンズ形成体
JP2604831B2 (ja) * 1988-10-19 1997-04-30 株式会社メニコン バルーン型眼内レンズ用注入材料
JP2604849B2 (ja) * 1989-03-29 1997-04-30 株式会社メニコン 眼内レンズ形成用組成物
JPH03257421A (ja) * 1990-03-08 1991-11-15 Asahi Chem Ind Co Ltd ソフトコンタクトレンズ材料
US5444106A (en) * 1992-04-21 1995-08-22 Kabi Pharmacia Ophthalmics, Inc. High refractive index silicone compositions
DK0593684T3 (da) * 1992-04-21 1997-10-06 Kabi Pharmacia Opthalmics Inc Siliconesammensætninger med højt brydningsindex
US5278258A (en) 1992-05-18 1994-01-11 Allergan, Inc. Cross-linked silicone polymers, fast curing silicone precursor compositions, and injectable intraocular lenses
JP3335216B2 (ja) 1992-06-29 2002-10-15 株式会社メニコン 眼用レンズ材料
JPH06175083A (ja) * 1992-12-10 1994-06-24 Menicon Co Ltd 眼用レンズ材料
US5391590A (en) * 1993-01-12 1995-02-21 Allergan, Inc. Injectable intraocular lens compositions and precursors thereof
GB2278846B (en) * 1993-06-10 1997-04-16 Gen Electric Fluorosilicone terpolymeric fluid
JP3441024B2 (ja) * 1995-03-10 2003-08-25 旭化成アイミー株式会社 親水性含フッ素シロキサンモノマー及びその樹脂からなる眼科用レンズ材料
JPH08245734A (ja) * 1995-03-10 1996-09-24 Asahi Chem Ind Co Ltd ３次元架橋性ポリマーの製造方法及びこれを用いた眼科医療用ソフト材料
JP2001518061A (ja) * 1995-12-07 2001-10-09 ボシュ アンド ロム インコーポレイテッド シリコーンヒドロゲルのモジュラスを低減するために有用なモノマーユニット
US5928282A (en) * 1997-06-13 1999-07-27 Bausch & Lomb Surgical, Inc. Intraocular lens

Also Published As

Publication number Publication date
KR20010088868A (ko) 2001-09-28
CA2346186C (en) 2011-02-08
PL347252A1 (en) 2002-03-25
CA2346186A1 (en) 2000-04-20
ID29522A (id) 2001-09-06
JP2002527170A (ja) 2002-08-27
EP1141751B1 (en) 2012-11-14
SK4892001A3 (en) 2001-12-03
NO20011858D0 (no) 2001-04-11
BR9914431A (pt) 2001-07-03
EP1141751A1 (en) 2001-10-10
JP4831865B2 (ja) 2011-12-07
NO20011858L (no) 2001-05-10
HUP0104197A3 (en) 2003-03-28
HK1040293A1 (zh) 2002-05-31
HUP0104197A2 (hu) 2002-04-29
NZ510807A (en) 2003-10-31
CN1323400A (zh) 2001-11-21
EA200100432A1 (ru) 2001-10-22
WO2000022459A1 (en) 2000-04-20
CN1173194C (zh) 2004-10-27
CZ20011290A3 (cs) 2001-11-14
TR200101048T2 (tr) 2001-07-23
KR100871500B1 (ko) 2008-12-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EA005114B1 (ru) Полисилоксаны для изготовления внутриглазной линзы и способы изготовления внутриглазной линзы
US6361561B1 (en) Injectable intraocular lens
US6613343B2 (en) Injectable intraocular accommodating lens
US6066172A (en) Injectable intraocular lens
EP1827522B1 (en) Compositions for injectable ophthalmic lenses
US6432137B1 (en) High refractive index silicone for use in intraocular lenses
EP1272233B1 (en) Injectable intraocular lens
AU2001263848A1 (en) Injectable intraocular lens
EP1485425B1 (en) Improved process for the production of polysiloxane-based polymeric compositions for use in medical devices
AU766854B2 (en) Injectable intraocular lens
MXPA01003611A (en) Injectable intraocular lens

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s)

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