TWI288630B - Vision enhancing ophthalmic devices and related methods and compositions - Google Patents

Description

1288630 九、發明說明： 相關申請案之前後參照 本申請案係請求2004年8月13曰提出申請之美國臨時申 請案編號60/601，270之權益，其全部内容均據此併於本文供 參考。 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於裝置、方法及組合物，用於增進個體之視 覺，或在個體中用於治療眼睛之外傷性損傷或眼科疾病或 病症。特定言之，本發明係關於角膜上嵌體、角膜内嵌體 及角膜植入物，其係製自對個體提供一或多種利益之材料。 【先前技術】 美國專利5,713,957揭示角膜上嵌體，其包含生物不可降解 之非水凝膠眼部生物可相容材料，且具有足以允許具有分 子流體重量大於10,000道爾吞之組織流體成份通過上嵌體 之多孔性。 美國專利5,716,633揭示一種膠原/PHEMA-水凝膠，用於促 進上皮細胞生長與基質之再生作用。膠原_水凝膠可被提供 作為光學鏡片，以被附著至B〇wman氏膜，其係有效促進且 支持上皮細胞生長，或角膜上皮之附著於鏡片前表面上。 膠原-水凝膠為水凝膠聚合體，藉由親水性單體溶液之自由 基聚合反應形成，於膠原之儲備水溶液存在下凝膠化與交 聯，以形成用於錨定膠原之三次元聚合網狀組織。膠原在 上嵌體中之最後濃度為約〇·3%至約〇·5% (重量/重量）。 美國專利5,836,313揭示形成可植入複合物角膜假體之方 104186 I * 1288630 法。此方法係提供角膜假體，經設計以提供角膜上皮細胞 生長用之適當受質。角膜假體係以下述方式形成，將角膜 •組織放置在具有角膜植入物形狀之模具中，並與使聚合體 溶液交聯，以化學方式結合具有厚度在大約50與100微米間 之生物可相容水凝膠至角膜組織，以形成角膜假體。或者， 將聚合體溶液置於角膜組織與預成形水凝膠之間，然後聚 合，以致使聚合體溶液偶合至水凝膠與角膜組織兩者。 美國專利6,454,800係揭示角膜上嵌體或角膜植入物，其包 I 含具有多個表面凹痕之表面，以支持組織細胞之連附與生 長。 美國專利6,689，165係揭示一種供角膜增進與替補之合成 裝置，使用繫留角膜增進劑增加角膜上皮細胞黏連與潛移。 與現行膠原為基礎之材料有關聯之一些問題，係為膠原 為基礎之材料並非光學上透明，其可能由於形成或轉化成 纖維質為基礎之材料所致，其會造成不期望之光散射。 _ 因此’仍然需要生物可相容，眼睛上可接受，且適合安 置在眼睛中’以增進個體視覺之材料。 【發明内容】 發明摘述 一種眼用裝置係包含本體，1 _ , 其包含當該裝置被置於個是 眼睛中時有效幫助神經生長經過 4覆盍该本體之組合物。 在某些具體貫施例中，該穿晉兔 — Τ 置為增進視覺之眼用裝置。名 替代具體貫施例中，該裝置為、么 衣置為冶療性眼用 發明之視覺增進裝置係為經結 了月瞭才 楫化，以矯正一或多種 104186 1288630 誤差之裝置。換言之，可明瞭本發明之裝置係為折射誤差 矯正裝置。本發明裝置之本體可被形成具有光學能力。 本發明之組合物為光學上透明，並可包含約1% (w/v或 W/W)與約50%(w/v或w/w)間之膠原量。在某些具體實施例中 ，膠原篁係大於2.5% (w/w或w/v)。當於本文中使用時，組合 物與裝置之膠原及/或其他成份之量，在未偏離本發明之精 神下，應明瞭係為無論是w/w或w/v百分比。在其他具體實 施例中，膠原量係大於約5·0%。例如，此材料可包含膠原 _ 里在約10%與約30%之間。在某些具體實施例中，此材料包 含經交聯膠原量在約1%與約50%之間，其中膠原係使用^ 乙基_3-(3-二甲胺基丙基）碳化二亞胺（EDC ; CAS # 1892_57_5) 與N-羥基琥珀醯亞胺交聯。在進一步具體實施例中，經交 聯膠原量係在2·5%與約50%之間。此材料可包含第一種膠原 聚合體，經交聯至第二種膠原聚合體。在某些具體實施例 中，於本文中所揭示之眼用裝置係未使用戊二醛製造。例 丨如，眼用裝置在其製造中並未利用戊二醛作為交聯劑。戊 二醛可能不令人滿意或並非較佳作為交聯劑使用，此係因 對於戊二醛及/或本發明組合物與裝置之處理與安全要求 所致。在某些具體實施例中，眼用裝置係未使用細胞毒性 成份製造，或換言之，係使用具有降低細胞毒性之成份製 〇 月1J述裝置可為角臈上嵌體，角膜内嵌體或全厚度角臈植 入物，譬如經設計以替代個體天然角膜之裝置。本發明裝 人為透月且可製自組合物，在該組合物被製成裝置之 104186 1288630 , · 前係為透明。 如述裝置之材料亦可包含一或多種細胞生長增進劑或一 或多種其他生物聚合體。 一種製造眼用裝置譬如折射誤差矯正裝置之方法，根據 本文之揭示内容，係包括使用丨_乙基_3_(3·二甲胺基丙基）碳 化二亞胺與N-羥基琥珀醯亞胺（EDc與NHS)，使膠原聚合體 交聯。此交聯作用係發生在酸性pHT，譬如？11值約5〇至約 5.5。該方法亦可包括添加細胞生長增進劑至交聯組合物之 ► 一或多個步驟。該方法包括將組合物放置在模具中，並允 許組合物熟化以形成眼用裝置。 本文中所述之任何特徵或特徵組合係被包含在本發明之 範圍内，其條件是被包含在任何此種組合中之特徵不會相 不致正如將自上下文、本專利說明書及一般熟諸此 藝者之知識所明瞭者。此外，任何特徵或特徵之組合可明 確地自本發明之任何具體實施例排除。 • 本毛月之其他優點與各方面，將在下文詳細說明、附圖、 貫例及請求項中明瞭。 詳細說明^ 典型人類眼睛具有晶狀體與虹膜。眼後房係位於虹膜後 面而眼則房係位於虹膜前面。眼睛具有角膜，其包含五 層义如本文中所討論。其中一層，角膜上皮，係作為角膜 之前面外部表面之内襯。角膜上皮為分層鱗狀上皮，以側 向方式延伸至邊緣。 角膜之五層係包含角膜上皮、Bq_h氏膜、基胃、Deseemet 104186 1288630 氏膜及内皮。角膜上皮經常為約5_6個細胞層厚（大約5〇微 米厚），而當角膜受傷害時一般會再生。角膜上皮係提供相 對較平滑折射表面，且幫助防止眼睛感染。角膜基質為膠 原之層合結構，其含有已被分散於其中之細胞，譬如纖維 母細胞與角膜細胞。基質係構成約9〇%之角膜厚度。基質 之前面部份，其係位於上皮之下，係為無細胞且被稱為

Bowman氏膜。Bowman氏膜係位於上皮與基質之間，且咸認 係為保護角膜免於損傷。角膜内皮典型上為單層之低立方 形或鱗狀細胞，其係藉由從角膜移除水而使角膜脫水。成 年人類角膜典型上為約500微米（〇.5毫米）厚，且典型上無血 管。 ”、

眼用裝置已被發明，其係對希望其視覺被增進或改善， 或需要治療眼睛之疾病、病症或外傷性損傷之個體（譬如個 人）提供-或多種利益。本文中所述之裝置可經設計為角膜 上嵌體、角膜内嵌體或全厚度角膜植入物。本發明裝置可 增進已降低視覺之個體之視覺，或對未具有視覺之㈣提 供視覺。本文中所述之裝置係明確地排除眼球内鏡片。 於本文中使用之”光學上 率。在某些具體實施例中， 角膜之光學透明性，例如， 且低於3%散射。 透明，’係指至少85%之白光透光 ”光學上透明”係指相當於健康 具有大於90%之白光透光率， 置， 之上 之眼 於本文中使用之”角膜上丧體”係為眼用植入物或裝 經設計’譬如裁定尺寸與成形，以被定位於個體眼睛 皮或上皮細胞層與Bowman氏膜之間，譬如人類或動物 104186 10 1288630 睛。比杈上而言，隱形鏡片係經設計以被定位於眼睛上皮 之上方。角膜上嵌體可因此完全安置於Β〇_η氏膜上，或 其可包含一或多個延伸進入Bowman氏膜中之部份。此種部 份係構成該裝置之較少部份，譬如低於該裝置面積或體積 之 50〇/〇 〇 於本文中使用之，，角膜内嵌體"係為經設計以被放置在眼 睛基質中之I置或植人物。角膜内嵌體可經由在基質中形 成側翼或袋囊，而被置於基質中。角膜内嵌體係被置於眼 睛之Bowman氏膜下方。 於本文中使用之"全厚度角膜植入物"係指經設計以替代 位於眼睛水狀液前面之眼睛全部或部份不健康角膜之裝 本發明眼用裝置具有降低 肥毋性或為非細胞毒性： 且對其中放置該裝置之個體，提供—或多種利益。例如 該裝置係提供下列之—或多個：①所要之折射率，⑼所③ 之光學透明性（對於可見光，光學透光率與光散射係等㈣ 優於可比擬厚度之健康人類角膜物質），㈣所要之光學— 力，譬如增進視覺之光學能力，（iv)增進之舒適性，_ = 之角膜與上皮保健，及⑽治療利益’例如在眼睛之疾； =症或外傷性損傷之治療上。本發明眼用裝置係為透明， 日透明材料形成。此種裝置之—些實例包括光學上透 明之裝置。 前其他利益可經由以—種材料形成該裝置而獲 …咖係為⑴可成幵”譬如可模製，以形成具有可接 104186 1288630 受光學能力之基體’⑼光學上透明或視覺上透明，及㈣ 有效幫助神經生長經過及/或覆蓋該裝置。當裝置為角膜上 嵌體時，該裝置係有效幫助上皮再形成覆蓋該裝置之前表 面0 該裝置係由-種材料形成，其具有足夠機械或結構性 質，以克服處理、植入，其可包括縫合與安裝後磨耗與撕 裂。此裝置係提供或允許足夠營養物與氣體交換，以促進 健康眼睛。在模具中製成之裝置，譬如角臈上嵌體，係由 一種材料形成’其可被模製成適當大小與形狀，包括邊緣 梯度與視覺矯正曲率，如本文中所討論者。 ' 在本發明之一項具體實施例中，增進視覺之眼用裝置包 含-個本體，以含—種材料，當該裝置被置於個體眼睛 中時’其係有效幫助神經生長經過該本體。藉由幫助神經 生長經過該本體，接受該一或多個裝置之個體之角膜，係 保持其接觸敏感性。該本體係被形成具有光學能力。因此， 可明瞭該本體係為鏡片本體。如本文中所討論，該裝置可 經設計，譬如裁定尺寸與成形，以成為角膜上嵌體P角膜 内嵌體或全厚度角膜植入物。 明折射誤差矯正裝置可不具有 據本發明揭示内容之折射誤差 在某些具體貫施例中，本發 光學能力。例如，可明瞭根 矯正裝置，係為可被置於病 患角膜上皮與Bowman氏膜之間或在病患角膜基質中之毛 述0 對角膜上嵌體而言，自其製成該上嵌體之材料，係提供 或允許氣體與營養物，譬如葡萄糖，在Bowman氏膜與上皮 104186 -12- 1288630 之間交換，以保持可用完全發揮功能之上皮。其他營養物 包括一些因子或藥劑，以促進或增進細胞譬如上皮細胞之 存活、生長及分化。此交換應相當於或優於健康人類角膜。 此材料對營養物及/或藥物之滲透性，可使用習用技術監 '貝j此外營養物及/或藥物之移動經過此材料，不應造成 材料之光學性質改變。上嵌體或晶狀體係為完全生物可相 容，允許對上嵌體之快速上皮黏著性，且允許神經分佈與 敏感性（例如接觸敏感性）之修復。 t 本發明眼用裝置可包含胞外間質（ECM)成份。在某些裝置 中，本體之材料包含，基本上包含或由膠原所組成。此膠 原可經交聯，例如在裝置之製造上利用EDC/NHS。被提供 於本發明水凝膠裝置中之膠原量，係大於目前在其他眼用 裝置中所使用者。例如，被提供於本發明裝置中之膠原量， 典型上係大於1% (w/w)或（w/v)，如本文中所討論者。在某些 具體實施例中，膠原量係大於2·5%。例如，膠原量可為約 • 5.0%或較多。在本發明裝置之某些具體實施例中，膠原量 係在約1%(W/W)與約50%(w/w)之間，譬如在25%與約5〇%之 間。例如，膠原量係大於約6%(〜/_。或者，該材料可包含 膠原量在約10°/。（W/W)與約30% (w/w)之間。正如一般熟諸此 藝者所明瞭者，約15重量％之水合人類角膜為膠原(μ— DM:角膜與鞏膜，第489_600頁。Eye，第j卷，第二版η Davson·編著，大學出版社，New York，1969)。因此，本發明穿 置包含之勝原量係大於現行眼用裝置，且遠較類似存在= 人類角膜中之膠原量。此外，被提供於本發明裝置中之膠 104186 -13- 1288630 原量與類型，係有效提供所要之折射率、所要之光學透明 性、可成形性，允許該裝置在眼睛中之處理、植人及縫合， 以及安裝後之磨耗與撕裂。 眼用裝置之其餘部份，譬如非膠原為基礎之部份，可為 液體，譬如水或鹽水，或亦可包含一或多種其他聚合體， 譬如生物聚合體等。例如，眼用裝置，其包含約罵㈣ 膠原，如本文中所揭示，其可包含約76% (w/w)之液體，譬 如水或鹽水。換言之，在水合狀態中，此眼用裝置可具^ f 膠原成份，其係為水合眼用裝置重量之24%。作為另一項 實例，眼用裝置可包含膠原成份，其係為水合裝置重量之 24%，與第二種聚合體成份，其係為水合裝置重量之6%， 及该重篁之70%為液體。正如一般熟諳此藝者所明瞭，在 未水合狀態中，於裝置中之膠原量可比在水合狀態中為較 大百分比。 膠原包含三個多肽鏈，且為於結構上為螺旋狀。於本文 • 中使用之”膠原聚合體” 一詞，係意欲指稱三股螺旋膠原分 子。膠原為棒狀分子，具有長度與直徑個別為約3〇〇毫微米 與約1.5毫微米。膠原分子具有胺基酸順序，稱為，，端肽，，， 在其Ν-與C-兩末端處，其包含膠原之大部份抗原性。非端 膠原係藉由胃蛋白酶消化而獲得[DeLustr〇等人，】Bi〇med Mater Res· 1986年1月；20 (1) : 109-20]，且不含端肽，表示其 具有低致免疫性[Stenzel 等人，Annu Rev Biophys Bioeng. 1974 ; 3⑼：231-53] 〇 被使用於上文所確認裝置之膠原，可得自或衍生自任何 104186 •14- 1 ' 1288630 適當膠原來源，包括動物、酵母及細菌來源。例如，膠原 了為其中尤其是人類膠原、牛膠原、豬膠原、鳥類膠原、' 老鼠膠原、馬膠原，或膠原可為重組膠原。在本發明裝置 中之重組膠原可包含一或多種結構或物理特徵，其並未存 在於得自正常動物來源之膠原中，因為重組膠原係得自細 菌、酵母、植物或轉基因動物。例如，重組人類膠原可包 含不同糖基化作用成份，其可能不存在於動物所衍生且經 處理之膠原中。此外，相對於動物衍生之膠原，其可具有 > 可變組成，重組膠原可具有不同程度之交聯作用。在動物 衍生膠原中，於交聯作用程度上之變異，可能會造成不一 致性，及膠原之可變化學與物理性質，其可能是不期望的。 除了具有緊密地控制之純度以外，重組人類膠原並未伴隨 著病毒及/或朊病毒污染，其可能伴隨著動物衍生之膠原。 可用於本發明裝置中之膠原，係為公開地可取用，或可使 用習用技術合成。例如，重組膠原可得自纖維蛋白原㈠寻自 .致犬麦酵母生物反應态培養物）或Pharming （得自 轉基因母牛或兔子之乳液），或重組膠原可使用pCT公報案 號WO 93/07889或WO 94/16570中所揭示之方法製備與獲得。 在某些裝置中，膠原可為第I型膠原。此等裝置亦可由非端 膠原製成（例如，未具有端肽之膠原）。在某些具體實施例 中，膠原係為膠原之非變性類型。非端膠原可得自一些公 司，譬如曰本Koken(供應商A，當於本文中使用時），其中 牛膠原可以3.5% (w/v)在中性組合物中，3 〇% (w/v)在酸性組 合物中，10% (w/ν)在酸性組合物中取得，而其中豬膠原可 104186 -15- 1288630 以3.0% (w/v)在酸性組合物中，或以酸性凍乾豬膠原粉末取 得。酸性洗乾豬膠原粉末亦可得自Nippon Ham (日本）（供麻 商B’當於本文中使用時）。Bect〇n Dickinson (供應商c，當於 本文中使用時）係提供0.3%酸性與1〇〇/0酸性膠原組合物。 於數種膠原類型中，非端膠原I係提供易於溶解、處理及 最後裝置透明性。此膠原（牛、豬或重組，無論是在中性或 酸性溶液中，或為酸性凍乾粉末）可得自數家公司，如上

述。凍乾酸性豬膠原係在高達33%(w/v)濃度下，經由在4它 下攪拌，立即溶解於冷水中，而得均質（非乳白色）水溶液。 此等透明膠原組合物，譬如溶液之阳值，係為約3(供應商 B)或約5 (供應商A)。低達〇·3% (w/v)之市售酸性膠原組合 物，可藉真空蒸發，並在〇_代攪拌而被濃縮，獲得高達： 10/。（w/v)最後膠原濃度之透明溶液，然後可將其使用於本 發明裝置之製造上。 相對較韋刃性或強之眼用裝置可使用膠原類型ι獲得，其在 單離與純化期間未曾被變性（意即失去其所有或實質部份 之二股螺旋構形，而變成明膠）。 :差掃描卡計法(朦)為-種有用卫具，以測定供應商膠 ::液之品質’以其三股螺旋含量為基礎(表”。對於幾乎 『之三股螺旋含量，DSC變性焓（δη變性）係在⑽焦耳/ ^圍内（以乾燥膠原重量為基準）。由DSC數據，Μ變性 果顯不得自市售酸性、凍乾、豬膠原之溶液，及一些市 售牛膠原溶液，係呈完全三股螺旋形式。 當與得自具有接近腦三股螺旋含量㈣之相同濃度組 104186 1288630 合物或溶液比較時，具有低三股螺旋含量（△!!變性< 5焦耳/ 克，供應商C，表1)之膠原溶液，具有相對較低黏度，而獲 得弱凝膠。已發現具有AH變性 > 約60焦耳/克之膠原組合物 (溶液），係製造可接受之眼用裝置。 表1·膠原溶液之變性焓

市售膠原試樣 組合物 ΔΙί變性 (乾燥膠原之 焦耳/克）

Koken (日本），供應商A

Koken (曰本），供應商A

Koken (日本），供應商A

Koken (曰本），供應商A

Koken (曰本），供應商A

Koken (日本），供應商A

Koken (曰本），供應商A

Nippon Ham，供應商 B

Becton Dickinson，供應商 c Becton Dickinson，供應商 c 纖維蛋白原重組人類膠原 10%牛溶液 10%牛膠原溶液 濃縮自3°/。酸性 5%牛膠原溶液， 濃縮自3.0%酸性 3.5%牛中性溶液 3.5%牛中性溶液 於加熱變性後 3:0% 豬膠 5%溶液 得自凍乾豬膠原 (酸性） 10%溶液 得自凍乾豬膠原 (極酸性） 5%牛溶液， 濃縮自0.3% 100/◦溶液 濃縮自0.3 重量/重量％ 65.3 67.5 66.4 68.1 68.1 63.4

67.7 在某些具體實施例中 包括上文所述者，本體之材料可 104186 -17- 1288630 包含經交聯之膠原聚合體。或者，以不同方式陳述，本體 之材料可包含兩種或多種經交聯之膠原聚合體。例如，本 體之材料可包含第一種膠原聚合體、第二種膠原聚合體及 第三種膠原聚合體。其他材料可包含超過三種膠原聚合 體。可明瞭經交聯之聚合體係為眼用裝置之膠原成份。 因此，根據本發明之增進視覺眼用裝置可包含膠原成 份，具有膠原量在約1% (w/w)與約5〇% (w/w)之間，且係被形 成具有光學能力。如本文中所討論，在某些具體實施例中， 膠原量係大於2.5%，譬如至少約5·〇%。例如，在某些具體 實鈿例中，膠原係大於約6% (w/w)。例如，膠原量係在約ι〇% (w/w)與約30%(w/w)之間。例如，膠原量可在約·㈣與 約24% (w/w)之間。在某些裝置中，膠原係為該裝置之單獨 水y膨潤性（例如水凝膠）聚合體。在其他裝置中，膠原可 為早獨之可形成裝置或鏡片之聚合體。例如，裝置可包含 100%呈乾燥狀態之膠原。正如上文所討論者，纟某些裝置 中，膠原可使用例如EDC/NHS交聯或至少部份交聯。一 用於製造本發明組合物與裝置之膠原聚合體，^ _原來源，或來自不同膠原來源。或以不同方式陳述， :體：：膠I，例如非端膠原類型1(其含有多個膠原聚 處理 丈允掃原聚合體交聯至彼此之方式加工 、項八體貫施例中，膠原聚合體 其他具體實施例中，兩種轉原。在 源。於單…❹ 聚合體係衍生自相同動物來 ' ° 之個別膠原聚合體可具有不同八+旦。 可明瞭的是，本發明夕把u 刀子里。 毛明之折射誤差續正裝置係包含交聯重 104186 18. !288630 組膠原。存在於此種裝置中之膠原量，係大於在其他已於 先前揭示之膠原為基礎之折射誤差矯正裝置中所發現者。 此種裝置可被形成具有光學能力。 、，於本文中所揭示之裝置係為透明。例如，此等裝置廡為 光學上透明。例如，當此裝置被置於個體眼睛中時，該裝 置應提供最少光散射（相當於或優於健康人類角膜組織）。、 此外，於本文中所揭示之裝置具有折射率。在某些具體實 施例中，折射率係在約丨.34與約137之間。例如，折射率可 在咖與⑽之間。當此裝置經設計為角膜上嵌體或角膜 内嵌體時，該裝置係經設計以放置在個體之健康眼睛中， 田…、中角膜X到傷害或患病之眼睛比較時，其中可能需 要全厚度角膜植人物。在本發明裝置之某些具體實施： 中’此等裝置並未具有黃色色調或黃顏色。例如，此等穿 置可經設計以降低或排除黃色色調或黃顏色，其可能與二 些含有膠原之組合物有關聯。 本發明裝置具有前表面與後表面。因此，裝置之本體或 踢原成份可具有前表面與後表面。前與後表面係大致上為 相反面。裝置之前表面係指當裝置被放置在眼睛中時，遠 離視網膜取向之表面，而當裝置被放置在眼睛中時，後表 面係朝向視網膜取向。當梦w盔& 门田凌置為角胰上嵌體時，後表面將 料且可接⑽。wman氏膜，而前表面將鄰近且可接觸角膜 上皮。當裝置為角膜内喪體時’前表面將鄰近或朝向一 氏膜取向，而後表面將在朝向眼睛之視網膜取向之基質 。當裝置為全厚度角膜植入物時’前表面係朝向角膜上 104186 -19- 1288630 _ 皮取向，而後表面係鄰近且可與角膜内皮接觸。 本發明裝置可未包含其他表面改質，或此裝置可包含表 面改質’其會影響前與後表面之任一個或兩者上之細胞生 長及/或分化。例如，角膜上嵌體可未包含表面改質，其會 影響前或後表面上之細胞生長。於本文中使用之"細胞生長，， 係指細胞或細胞群集之擴張。因此，細胞生長係指個別細 胞之物理生長，譬如増加表面積、體積等，一或多個細胞 之增生，譬如細胞之分裂，及細胞之潛移，在一些情況中 I 係形成分層之多層，如在健康人類角膜中所發現者。細胞 生長係指神經細胞之生長，譬如一或多個神經元突之延伸 於該裝置上方、下方或經過其間，且係指上皮細胞或内皮 細胞於a亥裝置表面上方之生長或潛移或增生。於本文中使 用之”細胞分化’’係指單一或群集之全能、多能或未成熟先 質細胞（包括幹細胞）所進行之形態學、生物化學及生理學 改變’以達成其最後表現型。在本發明裝置之某些具體實 _ 施例中，上皮細胞係於角膜上嵌體上方生長，且緊密地結 合至其上，例如直接連接至上嵌體，特別是上嵌體之前表 m 面0 在某些角膜上嵌體中，該本體或膠原成份係包含後表面 改質，當上嵌體被放置在個體之眼睛中時，有效降低上皮 細胞生長於上嵌體下方。另外或替代地，角膜上嵌體可包 含本體或膠原成份，其包含前表面改質，當上嵌體被放置 在個體之眼睛中時，有效促進上皮細胞生長於上嵌體前表 面上方，包括潛移。有關聯地，全厚度角膜植入物可包含 104186 -20- 1288630 該本體或膠原成份，其包含後表面改質，當植入物被放置 在眼睛中時，有效降低内皮細胞生長於全厚度角膜植入物 後表面上方。全厚度角膜植入物可未包含前表面改質。 可降低細胞生長之表面改質實例，包括提供電漿聚合之 氟化單體薄膜，譬如CF4或，於前與後表面之一或兩者 上，提供低自由表面能於該表面之一或兩者上，及/或經由 造成該表面之一或兩者具親水性。此等表面可藉由提供海 藻酸鹽塗層於一或多個表面上而成為親水性。 .此等裝置可包含-或多種細胞生長增進劑，其有助於細 胞在於或經過該裝置生長。在某些具體實施例中，細胞生 長增進劑包括肽。例如，細胞生長增進劑可為具有包括 RGD、YIGSR或IKVAV之胺基酸順序之肽。膠原〗本身為化⑥ 順序之豐富來源。在某些具體實施例中，細胞生長增進劑 為神經營養因子或該分子之生物活性或神經營養部份。例 如，神經營養因子可為神經生長因子…证）、表皮生長因子 .(EGF或HB-EGF)或驗性成纖維細胞生長因子⑽卻或fgf_2)。 細胞生長增進劑可與該裝置之膠原成份或本體一起整合地 形成’或換&之’細胞生長增進劑可實質上被提供於整個 裝置中。比較上而言，一些眼用裝置僅包含被提供於裝置 之一個表面上之肽。 在某些具體實施例中’膠原為基礎之眼用裝置係包含一 種膠原成份，其在農置之製造上，係於酸性pH下處理。當 膠原成伤已έ第種膠原聚合體，經交聯至第二種膠原聚 α肢日守’酉夂性pH係特別有用。於此種裝置製造中所使用之 104186 • 21 · 1288630 酸性pH，典型上係低於約6·〇，例如此pH可在約5 〇與約5·5 之間。藉由保持酸性pH，及藉由在ρΗ調整期間預防或降低 pH起伏，膠原之微纖維生成係被降低。此外，藉由保持pH 值咼於約5.0，膠原不會猶如阳低於5〇時一樣快速地降解。 膠原聚合體可使用任何小的或聚合之膠原-反應性作用 劑或分子交聯。交聯化學可採用習用方法，其對一般熟諳 此藝者係為例行性，或新穎試劑。經由使膠原聚合體交聯， 此等裝置係保持其光學透明性，且能夠抵抗生物降解。 在某些具體實施例中，膠原聚合體係使用丨_乙基_3_(3_二甲 胺基丙基)碳化二亞胺卿；㈣#丨_7_5)與㈣基號轴酿 亞胺_)交聯。換言之，被使用於裝置製造之交聯劑為 EDC/NHS。膠原、聚合體與EDC/NHS交聯劑係於酸性下混合 在一起，同時防止pH中之起伏。於充分混合後，將部份經 混合之組合物放置在模具中，並允許在模具中熟化，以形 成眼用裝置。利用水溶性EDC/NHS化學以使膠原與csc交聯 之-項優點係為其會造成零長度（酿胺）鍵結。這會降低接 枝之有毒物質攄出至組織中之可能性。此外，來自edc/nhs 反應之未反應試劑與副產物係為水溶性，且因此可容易地 於凝膠形成後被移除。 在某些具體實施例中，膠原聚合體係使用具有降低細胞 毒性之交聯劑或交聯作用劑交聯。當眼用裝置被放置在個. 體之眼睛中時’此種交聯劑較佳係不會刺激或造成負面反 應。在-些具體實施例中，交聯劑係為戊二搭以外之交聯 背J。雖然戊二酸:在草此呈轉本 隹呆二具體只施例中可為有用交聯劑，但 104186 -22- 1288630 戊二醛可能並非較佳，此係由於處理與安全要求所致。 在其他具體實施例中，此方法可進一步包括使用至少一 種下列成份·聚（N-異丙基丙烯醯胺_共_丙烯酸）、硫酸軟骨 素石1 &L角負素、硫酸皮膚素 '彈性蛋白、脫乙醯殼多糖、 Ν’α叛甲基脫乙醯殼多糖、玻尿酸、玻尿酸經及海藻酸鹽， 其可與膠原組合物混纟。因此，眼用裝置可包含膠原成份， 譬如經交聯膠原聚合體之基體，與一或多種非膠原聚合 體，包括生物聚合體。非膠原聚合體可經交聯在一起，及/ 可經父聯至膠原、聚合冑，以形成交聯聚合體之網狀組織 或基體。 在某些具體貫施{列中，、植合物係經過相對較狹窄通道或 通路混合在一起，以在不同組合物之間引致高剪切。於一 項具體貫施例中，組合物係使用注射器為基礎之系統混 口此合係依泵送經過狹窄通道以在黏稠膠原溶液與試劑 之間引致回另切之注射器而定。通道直徑係經選擇，以順 ，應黏度及注射器或其他類似裝置之發射強度。對高黏度（例 如20-30/q (w/v)膠原溶液），係使用具有小直徑注射器柱塞之 小體積注射器，因為較高壓力可藉由手獲得。混合係發生 在酸性pH下，譬如在約5〇與約5·5之間，及在降低溫度下， 譬如在約0°C與約5°C之間。 與其他眼用裝置比較，本發明裝置係未使用活細胞製造。 因此，本案發明人已發明製造組合物與眼用裝置之新穎方 法，使用相對較高且接近生理濃度之膠原，而未使用活角 膜細胞。此外，本發明裝置係實質上或完全不含合成樹枝 104186 -23- 1288630 其已被用以增加膠原在其他U中之交叉反應 其他神經友善材料可用於製造本發明裝置。此種材料可 使用本文中所揭示之方法製造，並測試神經友善性，聲如 神經生長，使用習用方法’其對一般熟諸此藝者係為例行 性’譬如細胞培養系統等。例如，此等材料可使用期年8 月U日提Μ請之WO挪侧觸中所揭示之方法測試與確 認0

於本文中所揭示之裝置係經設計，譬如裁定尺寸與成形 ，以被放置在眼睛中，環繞眼睛之角膜區域。當此裝置為 角膜上嵌體時，此上嵌體可具有直徑約4毫米至約12毫米， 譬如約6毫米。上嵌體亦可具有邊緣厚度小於約3〇微米，例 如，在約10微米與約30微米之間。上嵌體亦可具有中央厚 度為約70微米。 '

狀體成份， 性。 上嵌體成形模具可製自聚丙稀’並可具有4毫米、6毫 米、8毫米或12毫米之直徑。模具應為相對較僵硬性（例如， 在閉合期間不會撓曲）且透明以允許裝料顯像。模具係經設 計，以提供精密錐狀（例如約10微米）上嵌體邊緣，或稍微 較陡峭（例如約30微米）上嵌體邊緣。 角膜植入物模具（無論是全厚度或部份厚度）可具有直徑 為約12毫米。移植物模具係被製成具有所要角膜之曲率： 厚度若必要則眼用裝置（例如水凝膠）可被施以環鋸，按 移植程序所需要而定。 其中一種本發明折射誤差矯正裝置之實例係示於圖8與 104186 -24- 1288630 圖8A中。 於本文中所揭不之角膜上喪體亦可經設計，以矯正個體 眼目月之4多個波前像差。波前技術之說明與波前像差之 度量，係提供於美國專利6,〇86，綱（Magnate)與w〇 2〇〇4/〇28356 (Altmann)中。角膜上嵌體可被成形以矯正波前像差，其方式 是使模具以所要之型態成形，其允許上後體呈現矯正形狀 。在角膜上嵌體中使用波前像差度量之方法，係揭示於2004 年5月20曰提出申請之美國專利申請案6〇/573,657中。上嵌體 I Φ可、、丄切#以矯正波前像差。例如，上鼓體可使用雷射或 似雷射裝置、車床及其他適當鏡片成形裝置切蝕。 於本文中所揭示之角膜上嵌體亦可包含多個不同區帶。 例如，角膜上嵌體可包含光學區帶與外圍區帶。典型上， 光學區帶係以外圍區帶為邊界，或換言之，光學區帶係大 致上中央地位於環繞上嵌體之光軸，譬如中央光軸，而外 圍區帶係經配置於光學區帶之邊緣與角膜上嵌體之外圍邊 .緣之間。其他區帶與上嵌體型態可被提供於上嵌體，依病 患所歷經之特定視覺缺陷而定。 此外，本發明角膜上後體可具有無接面區帶，譬如兩個 或多個未具有視覺上或光學上可偵測接面之區帶。上嵌體 之區帶可為平滑且連續，且上嵌體可於光學上達最佳化， 以端正不僅是折射誤差，而且是眼睛及/或光學裝置之其他 光學像差，獨立或合併矯正折射誤差。正如熟諳此藝者所 明瞭，角膜上嵌體可經結構化，以矯正視覺缺陷，包括而 不限於近視、遠視、散光及老視。上嵌體可藉由被加諸於 104186 -25- 1288630 眼睛基質上之無論是光學設置或物理設置或其組合，增進 或改善視覺缺陷。因此，角膜上嵌體可為單焦鏡片或多焦 鏡片，包括但不限於雙焦鏡片。 μ 另外或替代地，角膜上嵌體可為隆凸鏡片。例如，上嵌 體可包含隆凸區域，當被置於具有散光之眼睛上時，其可 有效橋正或降低散光之影響。上嵌體可包含隆凸區域了位 在上嶔體之後表面上，或上嵌體可包含隆凸區域，位在前 表面上。有利的是，可使用隆凸域體，而無需整定物^

保持上嵌體在眼睛上之適當取向，因為上嵌體可藉由裝置 之上皮保持在相對較固定位置上。但是，若需要，可提供 整定物。在某些具體實施例中，上嵌體可包含整定物，譬 如稜鏡，或其可包含一或多個薄化區域，譬如—或多個^ 下及/或在上之薄區帶。在經設計以矯正老視之上嵌體中， 上嵌體可包含—或多種設計，譬如同心、非球形（無論是具 有正及/或負球形像差）、繞射及/或多區帶折射。 本發明亦涵蓋一些組合物，譬如合成或非天然生成之組 合物。此等組合物可為完全或部份合成。例如，本發明係 關於光學上透明之組合物。此種組合物可被使用於本文中 所揭示之一或多種眼用裝置之製造上。或者，此等組合物 可被使用於非眼用環境中，作為非眼用組合物，或可被使 用於眼用環境中，而未提供折射誤差矯正。於另一項具體 實施例中，根據本發明揭示内容，一種組合物係包含大於 約i%(w/w)之膠原量，至水合狀態，且為光學上透明。如本 文中所討論，膠原量可大於2.5%，譬如至少約5〇%。例如， 104186 -26- 1288630 此組合物可包含膠原量在約1% (w/w)或2.5%或約5.0%與約 30% (w/w)之間，呈水合狀態。在某些具體實施例中，此組 合物可包含約6% (w/w)膠原。在其他具體實施例中，此組合 物可包含膠原量在約10% (w/w)與約24°/〇 (w/w)之間。此組合 物可包含大於約1% (w/w)之經交聯膠原量，呈水合狀態，其 中膠原係使用EDC/NHS交聯。

本發明組合物可包含兩種或多種膠原聚合體。在某些具 體實施例中，組合物係包含第一種膠原聚合體，經交聯至 第二種膠原聚合體，如上述。組合物可實質或完全不含細 胞毒劑，譬如戊二酸。 於本文中所揭示之眼用裝置可使用任何適當操作法或技 術，被放置在眼睛中。 例如，角膜上欲體可藉由從Bowman氏膜移除或分離一部 份上皮，而被放置在眼睛之Bowman氏膜上。在某些狀況中， 可將一數量之醇，譬如乙醇，塗敷至角膜上皮，以使上皮 自眼睛脫層。此醇可在約10°/。至約60%之濃度下，例如約20% 或約50%。溫熱此乙醇至約37°C (例如體溫）可有效增進上皮 移除。此脫上皮技術係類似目前實施之LASEK技術。 在其他狀況中，可將角膜上欲體放置在Bowman氏膜上， 其方式是將上嵌體放置在上皮側翼下或在上皮袋囊中。此 種側翼與袋囊可使用切割儀器、鈍器解剖工具等製成。放 置角膜上嵌體於眼睛中之方法，其實例係揭示於2003年9月 12曰提出申請之美國專利申請案10/661，400與2004年5月20 曰提出申請之美國專利申請案60/573,657中。 104186 -27- 1288630 角膜内嵌體可被放置在眼睛中，其方式是形成基質内袋 囊或角膜侧翼，並將内嵌體放置在該袋囊或側翼甲。 全厚度角膜植人物可被放置在眼睛中，其方式是移除角 膜之受到傷害或患病部份，並將角膜植入物放置在於或接 近經移除角膜部份之區域中。 於本文中所揭示之眼用裝置可使用鑷子或任何其他適當 插入物置於眼睛中，譬如在2003年9月12日提出申請之美國 專利申請案10/661,400與2004年5月20曰提出申請之美國專 利申請案60/573,657中所述者。 為幫助眼用裝置安置於眼睛中，此裝置可包含顯像成 份。顯像成份可為任何適當特徵，其允許裝置被插入或置 於眼睛中時容易被見及。例如，顯像成份可包含一或多種 標記，其亦可幫助裝置之旋轉位置，或顯像成份可包含染 料，譬如生物可相容或非細胞毒性染料或微染劑。 木 關於本發明眼用裝置與製造及使用此裝置之相關方法之 其他細節，係提供於下文實例中，其係藉由說明方式提供， 而非限制本發明。 〃 【實施方式】 實例 實例1 膠原為基礎之角膜上嵌體之製備 典型上，係將0·5毫升-2.0毫升在緩衝水溶液中 河 原溶 液’與0.01笔升_ 0·50毫升在緩衝水溶液中之交聯气 C下混合，而無氣泡捕獲。在一些組合物中， ；勺〇 將膠原以外 104186 -28 - 1288630 之第二種生物聚合體添加至組合物中。 為混合此等組合物，將含有組合物之注射 Τ形二，件)，形成微歧管，其允許黏_原溶： 之充刀口 ’及/或赵如^连丨士 飞、、二控制之中和作用，於ρΗ上無起伏。 起伏經常會導致膠原之不可逆微纖維生成’而得不透明基 體。 土

更明確言之，使用第一個魯厄氏接頭以保持隔片，經切 割至適當大小以緊密地吻合至了形管線孔之底部。切割隔 片至適當大小，其係得自Restek公司之，，Ice Bh^，，Η毫米通用 22397隔4 °將第—個具有緩衝溶液譬如鹏（2供嗎福啉基j 乙烷磺酸）緩衝劑之注射器鎖入第二個魯厄氏接頭中，並以 此緩衝溶液推送出任何氣泡。將膠原溶液置於第二個注射 裔中，然後使其連接至裴有三個魯厄氏接頭（圖2)之Tefzei 丁 形官件（如圖1中所示）之第三個魯厄氏接頭。完全組裝係示 於圖3中。 膠原溶液係完全與MES緩衝溶液混合，其方式是在第一 個與第二個注射器之間重複泵送經過T形管，以致經過T形 管件中之狹窄管孔通道（例如，在約〇·5毫米至約0.25毫米之 間）之流動，係強烈地剪切該液體。調整pH值至5 〇-5.5。然 後，將膝原/緩衝劑混合物與EDC及NHS溶液（EDC: NHS在1 : 1莫耳當量比例下）於0°C-4°C下混合，其方式是使用另一個 注射器，引導組合物經過歧管。 將各實質上均勻溶液之液份立即分配至上嵌體模具中， 並首先在室溫下熟化5-24小時，譬如15小時，然後在37°C下 104186 -29- 1288630 . * 15-24小時，於兩種溫度下，均在1〇〇%濕度環境下。 各最後上嵌體試樣係在浸沒於磷酸鹽緩衝之鹽水（PBS) 中2小時後，小心地自其模具分離。 在一些情況中，係將此等凝膠浸沒於第二種反應性生物 聚合體之水溶液中，以獲得進一步交聯作用，及增加新生 物因子。 最後，係將經交聯之上嵌體水凝膠浸沒於PBS溶液（0.5%， 在PBS中，含有ι〇/。氣仿）中，於2〇。〇下，以使任何反應性殘 .基末端化，並萃取出反應副產物。在所有測試之前，將此 等無菌平衡水合上嵌體在PBS中充分沖洗。 對於在較高膠原濃度（10%及較高）下，製自一些膠原/EDC-NHS化學物質之凝膠，係將凝膠首先浸泡在pH 91緩衝劑 中’以終止任何殘留反應性，且在儲存於氯仿·飽和PBS中 之前，賦予反應產物之適當萃取。此鹼性萃取係自此等試 樣移除上皮毒性問題。對許多化學計量，浸泡在氯仿飽和 PBS中，接著移除氣仿殘留物，係獲得無菌非細胞毒性凝 ’膠。 實例2 具有細胞生長增進劑之眼用裝置 細胞生長增進劑，譬如五肽（YIGSR，在昆布胺酸巨分子 中之活性單位），單獨或併用增效肽，譬如含有IKVAV者， 增效IGF，及物質P肽，其會促進上皮健康，EGF、NGF、FGF， 或此等分子之一部份，可被摻入任何膠原/EDC-NHS交聯裝 置中，包括具有第二種EDC-NHS反應性生物聚合體者。關 104186 -30- 1288630 於YIGSR ’此細胞生長增進劑之結合可經由酪胺酸殘基之自 由態胺端基在藥劑上之反應性而達成。於膠凝後之廣泛萃 取可用以移除任何未結合之細胞生長增進劑。 眼用裝置之特定配方細節係被提供於下文實例3_13與表 2中。 實例3 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用μ乙基小(3_二曱胺 基丙基）碳化二亞胺（EDC)與Ν-羥基琥珀醯亞胺_s) +膠 原’在pH 5.5下，於MES緩衝劑中，在〇_4°c下，升高至21°C， 歷經15小時，然後在37°C下15小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳 當量比例。 實例4 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用C〇p + EDC-NHS + 膠原，在ρΗ5·5下，於MES緩衝劑中，在(TC_4^下，升高至 21 C ’歷經15小時，然後在37°C下15小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳當量比例。[COP，共聚物，聚異丙基丙烯醯胺-共_ 丙烯酸）係藉由NiPAAm與AAc在1，4_二氧陸圜中，使用2,2，-偶 氮雙-異丁腈引發劑，於氮氣及7(rc下之自由基聚合製成。 實例5 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用EDC-NHS +硫酸軟 骨素C (ChS) +膠原，在pH 5.5下，於MES緩衝劑中，在 下，升向至21 C，歷經15小時，然後在37°C下15小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳當量比例。 104186 -31 - 1288630 實例6 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用膠原+ EDC-NHS + 羧甲基脫乙醯殼多糖（CMC)，在pH 5.5下，於MES緩衝劑 中’在0-4°C下，升高至21°C，歷經15小時，然後在37°C下15 小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳當量比例。 實例7 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用膠原+ EDC—NHS + HO-羧甲基脫乙醯殼多糖（CMC)，在ΡΗ 5.5下，於MES緩衝劑 中，在0-4°C下，升高至21°C，歷經2小時，然後當凝膠被浸 沒於PBS中之脫乙醯殼多糖〇%水溶液，5〇〇〇 Da)内時，+第 一次交聯作用，歷經4小時。最後在37°C下15小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳當量比例。 實例8 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用膠原+ EDC-NHS + 玻尿酸(HA) ’及在pH 5.5下’於MES緩衝劑中，在〇_4°C下， 升咼至21 C，歷經15小時，然後在37°C下15小時。EDC ·· NHS =1 : 1莫耳當量比例。 實例9 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用膠原+ + 马il酸軟骨素（ChS) +玻尿酸(HA)，在pH 5.5下，於MES緩衝劑 中，在0-4 C下，升高至21°C，歷經15小時，然後升高至37 °C，歷經15小時。EDC : nhs叫：i莫耳當量比例。 實例10 眼用1置係按實例1中所述製成，使用膠原+玻尿酸醛 104186 32- 1288630 (HA-CHO) +氣基硼氫化鈉，在pH 7 8下於pBs中在〇代 中’升高至2rC，歷經15小時，，然後在沉下歷經15小時。 HA-CHO係使用過破酸納（0.05克），在2ιχ：下2小時藉由氧 化性分裂，製自HA(0.1克）。使水溶液對著水滲析2天。 實例11 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用膠原+ 海藻酸鹽，在？115.5下，於_8緩衝劑中，在〇4。(：下，升高 至21 C，歷經15小時，然後在37°C下15小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳當量比例。 實例12 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用戊二醛（"Glut”，在 水中經稀釋至1%) +膠原，在pH 5.5下，於MES緩衝劑中， 在0-4 C下，升高至21。(：歷經2小時，然後當凝膠被浸沒於PBS 中之脫乙醯殼多糖（1%水溶液，5000 Da)内時，+第二次交聯 作用’歷經4小時。於PBS下移除之前，使凝膠在其模具中 升高至37°C，歷經15小時。 實例13 眼用裝置係按實例1中所述製成，使用膠原+ EDC-NHS + 脫乙醯殼多糖，在pH 5.5下，於MES緩衝劑中，在〇-4°C下， 升高至21°C，歷經15小時，然後在37°C下15小時。EDC : NHS ==1 : 1莫耳當量比例。 實例14

眼用裝置係按實例1中所述製成，使用EDC-NHS +硫酸軟 骨素C (ChS) +膠原，在pH 7-8下，於PBS緩衝劑中，在〇-4°C 104186 -33- 1288630 I 1 下，升高至2rc，歷經15小時，然後在3r>c下15小時。EDC : NHS = 1 : 1莫耳當量比例。 . 實例3·14之所有裝置均獲得強韌、透明及可撓性凝膠， . 具有下表2中所指示之所有商用膠原與反應物比例。 供上嵌體應用之一些水凝膠，係藉由Dsc、光學透明性 及折射率度量，抗張性質（表2之剛性、最高抗張強度、斷 裂伸長率）及活體内性能作特徵鑒定。在所 -於凝膠上之朦度量，係發現增加變性溫度與降低^^ * 性’與膠原之交聯作用一致。於表2中所有配方之折射率均 在1.341至1.349範圍内。 實例15 活體外上嵌體性能（表2) 使用由Li等人PNAS 100 : 15346-15351 (2〇〇3)所揭示之方法， 以評估上皮細胞（人類不滅角膜上皮細胞，HCEC)如何生長 至匯合於水凝膠上（至匯合之天數），以評估胞C細胞㈣ 蠢 A層於水凝膠上’及評估雞背側根部神經節神經生長於水 .凝膠上且進入其中(在數據可取得之情況下，後者係以微米 • /天生長作報告）。 人類角臈係在完全移除後，於3_5天内恢復其上皮。 活體外試驗期間通常為約6_8天，但較佳配方係在天或 _車交少天内：允許上皮再形成至匯合。對於較濃密凝膠㈣ 膠原），在活體外試驗中，對於許多配方已發現外延性神經 過度生長（300微米延伸）。當凝膠剛性增加時，神經向内成 長會迅速地減緩，但被深度顯微鏡術見及。 104186 -34 - 1288630 表2·水凝膠之組合物與性能+ 實例# 膠原供應 商（表1) (最初濃度· 重量/ 體積％) 膠原/XL 當量比或 (重量/重量） 於凝膠 中之最 後膠原 濃度 (w/v%) 最大 應力， 克力* 斷裂 應變， 毫米* 剛性， 克/毫米* 活體外 上皮細 胞至匯 合之 天數 在6天内 之活«外 神經生長 ** 2 B, AFDP: (於 10% 下溶解） Col-NH2:EDC = 5:1 Col: YIGSR = 5:0.0001 7.2 3-5 過度： 快速進入： 27微米/天 3 A, (10°/。牛） Col-NH2:EDC = 5:1 7.3 8.0 2.6 4.0 3 B, AFDP ： (於 10% 下溶解） Col-NH2：EDC = 5:1 7.3 9.7 4.0 4.4 2-3 過度： 快速進入： 40微米/天 3 B, AFDP ： (於 15% 下溶解） Col-NH2 : EDC = 5:1 10.8 13.08 4.6 3.0 2-3 3 B, AFDP ： (於 20% 下溶解） 350微米 厚度凝膠 Col-NH2 : EDC = 10: 1 14.3 11.95 4.3 3.0 2-3 3 B, (AFDP,於 32%下溶 解） Col-NH2 : EDC = 1: 1 18.0 14 2-3 過度： 快速進入：= 30微米/天 3 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 1:1 2.7 3.1 2.0 1.7 3-5 過度：快速 5 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2:1 Col: ChS =(9： 1) 2.7 2.5 1.8 1.4 3 過度： 快速進入：= 41微米/天 5 A, (3.5% 中性>) Col-NH2 : EDC = 2: 1 Col: ChS = (4: 1) 2.7 2.7 1.8 1.5 3 過度： 快速進入：= 73微米/天 5 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2:1 Col: ChS = (3: 1) 2.7 3.1 1.5 1.5 3 過度進入：== 70微米/天 十縮寫：Col膠原；Glut戊二醛；HA玻尿酸；ChS硫酸軟骨素C ;膠原之Col-NH2

自由態胺含量；AFDP酸，經凍乾豬；epi.上皮；ND未測得。 * 500微米厚，12毫米直徑植入物，除非另有指出。應力、應變及剛性數據係 得自縫合處拔出方法，如由Li等人PNAS 100 : 15346-15351 (2003)所揭示者。 **過度：得自DRG過度生長水凝膠之神經突。進入：神經突於6天内生長進 入水凝膠中，至所指示之長度。 -35- 104186 1288630 表2(續）

實例# 膠原供 應商 (最初 濃度. 重量/ 體積％) 膠原/XL當量 比或 (重量/重量） 於凝膠 中之最 後膠原 濃度 (w/v%) 最大應力， 克力* 斷裂應變 (毫米Γ 剛性， 克/毫 米* 活馥外 上皮生 長至匯 合之 天數 在6天内 之活體 外神經 生長μ 6 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2:EDC = 1:1 Col: CMC = (1:0.5) 3.6 1.6 2.0 6 B, (AFDP, 於32% 下溶解） Col-NH2 : EDC = 1:1.3 Col: CMC = (15:1) 14.5 6.0 3 7 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2:EDC = 1:1 Col: CMC = (2:1) +可溶性脫乙 醯殼多糖 2.9 1.6 1.9 8 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2: 1 Col: HA = (9:1) 2.2 2.5 2.2 1.08 3-5 8 A, (5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2:1 Col: HA = (4: 1) 2.2 2.4 2.2 2.07 3-5 8 A, (10% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2:1 Col: HA = (3: 1) 2.2 2.0 1.8 1.13 3-5 9 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2:EDC = 0.5: 1.0 Col: HA: ChS = 9:1:1 2.3 3.0 1.7 1.7 3-5 過度 與向内 生長 10 A, (3.5% 中性牛） 350微米 厚度凝膠 Col-NH2:HA-CHO = 1:1 3.2 1.0 0.7 11 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2: 1 Col: Alg = 4:1 2.7 3.0 2.0 1.6 3-5 過度： 快速 進入：= 41 微米/天 11 A, (3.5% 中性牛） Col-NH2 : EDC = 2: 1 Col: Alg = 2:1 2.7 3.4 2.5 1.5 3-5 過度： 快速 進入：= 13 微米/天 104186 -36- 1288630 12 A, (3.5% 中性牛） Col: Glut = (130:1)?? +可溶性脫乙 醯殼多糖 3.1 2.1 1.5 13 B, (11% AFDP), 900微米 厚度凝膠 Col-NH2 : EDC = 0.33:1.0 Col:脫乙醯殼 多糖=(15:1) 5.8 8.32 3.29 2.57 4 13 B, (11% AFDP), 500微米 厚度凝膠 Col-NH2 : EDC = 0.66:1.0 Col:脫乙醯殼 多糖=(15:1) 5.8 4.25 4.02 1.32 13 B, (11% AFDP), 900微米 厚度凝膠 Col-NH2 : EDC = 0.66: 1.0 Col:脫乙醯殼 多糖=(15:1) 5.8 8.46 5.23 2.17 +縮寫：Col膠原；Glut戊二醛；HA玻尿酸；ChS硫酸軟骨素C ; Col-NH2膠原 之自由態胺含量；AFDP酸，經凍乾豬；epi.上皮；ND未測得。

* 500微米厚，12亳米直徑植入物，除非另有指出。應力、應變及剛性數據 係得自縫合處拔出方法，如由Li等人PNAS 100 : 15346-15351 (2003)所揭示 者。 **過度：得自DRG過度生長水凝膠之神經突。進入：神經突於6天内生長進 入水凝膠中，至所指示之長度。 實例16 活體内上嵌體性能 上嵌體係按實例1中所述製成。第一組上嵌體係使用 EDC/NHS製自10% (w/v)豬膠原口第二組上嵌體係使用硫酸軟 骨素（CSC)與EDC/NHS製自3.5% (w/v)牛膠原。上嵌體具有直 徑約6毫米，中央厚度約70微米及30微米傾斜邊緣。 為植入上嵌體，將豬之上皮以45%乙醇處理30-45秒。施 行蝶狀切開術，並於上皮中形成袋囊。將上嵌體以藍色非 細胞毒性染料（Gel-CodeTM)染色以供顯像。將此預染色之上 嵌體插入袋囊中。將保護性隱形鏡片缝合於眼睛上。 進行目視檢查以評估角膜之發炎、發紅及/或血管侵入。 -37- 104186 1288630 使用裂隙燈診察以評估角膜透明性。使用眼壓筆以度量眼 内壓。使用Codiet-Bonnet感覺計以測定角膜之接觸敏感性。 接觸敏感性可用以評估功能性神經之存在，其係以所採集 具有植入物之角膜之活體内同焦點照影與免疫組織化學而 確証。角膜表面形態係就在植人之前及於手術後三週，以 PAR角膜表面形態系統（CTS)診查。 角膜表面形悲係藉由將已麻醉豬之眼睛與對準而進

行。將螢光素與人工淚液之稀溶液施加至該眼睛，以塗覆 角膜表面，並使得標的網格能夠顯像。調整儀器焦平面， 以致使標的網格聚焦於前角膜表面上。拍攝網格之數值影 像。分析此數值料，以提供前角膜表面形狀之度量。將 上嵌體植人前後之數值影像作比較，可心評㈣膜由於 安置上嵌體所致之形狀上之改變。 活體内同焦顯微鏡術允許活豬中角膜之不同深度之影像 被拍攝到’且因此允許眼睛對眼用裝置之回應被監測。例 如，同焦顯微鏡術可用以監測神經在裝置中之存在。活體 内同焦顯微鏡術係經由在目㈣裝置植人前及手術後3週，以 Nidek Confoscan 3活體内同焦顯微鏡診查經麻醉豬而進行。將 人工淚液置於欲被診查之眼睛中。將面、、益 二 將兩滴局部麻Sf劑施加 至眼睛，以降低眼球移動。使同焦鏡片（凝膠浸潰）與角膜 接觸，其中-層凝膠於該鏡片之前方表面1，供折射率配 合。調整儀器焦平面，致使角膜内皮進入焦點巾，然後當 掃描鏡片之焦平面經過等於角膜厚度之深度時，取得角膜 影像。 、 104186 -38 - 1288630 除了蘇木素與曙紅（Η&Ε)染色組織切片之組織病理學檢 ，以外，使用免疫組織化學，以測^是否角膜上皮恢復覆 蓋上嵌體及早期指示與其下方上嵌體之黏附和交互作用。 免疫組織化學亦用以証實神經之存在或不存在，及免疫與 炎性細胞之任何浸潤。抗-神經纖絲染色係於一半角膜上進 行’使用與未使用經植人之上嵌體，❹f用技術，以清 潔劑滲透後。免疫螢光法係用以見及經結合之抗體。 接文如上文所討論角臈上嵌體H係良好地疾癒，

且仍然保持光學上透明，具有最少或無發紅或發炎。沒有 s /又潤之跡象。發現正常眼球内壓力。手術後角膜顯示 接觸敏感性。表面形態度量顯示經植人之上嵌體能夠達成 角膜表面形態上之改變。上嵌體會在中央角膜高度上，造 成約5〇微米厚度之改變。上皮係良好地黏連至上後體。活 體内角膜顯微鏡術顯現出良好一般角膜結構，具有上皮下 /、基貝H ’及來自上皮之細胞經過至内皮。H&E染色之 低：切片顯示上嵌體整合至宿主角膜中。免疫組織化學在 上敗體植人之角膜中’與未經處理之角膜比較，對E-卡赫 林素㈣herin)使㈣色料，在細胞黏附能力上註實極少（若 含有時）改變。對角質素•卡赫林素(―)之染色，係 相田於對’、?、組。對於具有基底膜複合物之錨定纖維之膠原 類型VII染色，相較於對照組，顯示較少不同染色。於經操 作與未經處理對照組中，對於α6整合素之染色顯示基底上 皮細胞中之定位。抗神經纖絲200抗體染色顯示神經存在 於具有上錢之角膜中之植人位置。抗⑽抗體染色未顯 104186 -39- 128^630 . ' 現出炎性或免疫反應。 實例17 角膜上嵌體之切蝕 膝原/EDC與膠原/脫乙醯殼多糖上嵌體係使用VISX Star

S4激疋雷射（表3)切蝕。上嵌體之表面形態度量，係在以PAR 角臈表面形態系統（CTS)處理之前與之後獲得。關於此處 理，係將上嵌體移離儲存溶液，並置放於由pMMA製成之 球形表面上。 光治療角膜切開術（PTK)手術係傳輸均勻數目之雷射脈 衝（或此里）至整個切蝕區帶。光折射角膜切開術（PRK)手術 曰改叆切蝕區帶上之脈衝密度，以達成曲率上之所要改 變。AZD係指切#區帶直徑。深度係為如由雷射製造者所 報〇，在人類角膜上所預測之處理深度。

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米直徑（關於差異圖）。_於被移除組織量t之小梯戶传 由於上嵌體為彎曲表面所致。預期近視球體PRK切^於 中央移除最高組織深度。預期被移除之組織深度，會在切 餘邊緣逐㈣降至零。預期遠視球_正會留下中央！毫米 直徑未觸及’且移除組織最高在處理區帶之邊緣，亦： 過渡區帶係於外圍產生，從中央向外至9毫米。於遠視續正 後之差異圖，預期會顯示藍色環，環繞中央綠色區帶。得 自近視政光續正之差異圖’預期會顯示類似得自近視球形 矯正之圖，惟預期其藍色圖樣係為橢圓形。 件自匕切ϋ上肷體之差異圖，實前述預期之組織移除 圖樣在所有差異时。被移除組織之最高深度顯示係大於 對人類角膜所預測者。例如，移除角臈上嵌體材料之速率， 係在角膜移除速率之約1>7與約2倍之間。在上㈣材料與 角膜切料率間之差異，並非㈣橫㈣樣。速率差異可

由於特別是處理度量之深度、材料密度與表面粗糙度及材 料之水含量。 已發現膠原/脫乙醯殼多糖上嵌體會在比膠原ADC上嵌 體較快之速率下㈣。此差異可能是由於水合問題所致。 例如，手術後膠原/脫乙醯殼多糖上嵌體可能已具有比膠原 /EDC上嵌體較低之水含量。 眼用U亦可包含增加㉟度成份，譬如胺基曱酸酯。 實例18 人類重組膠原眼用裝置 交聯膠原水凝膠係經由將得自Fibr〇Gen (San Frandsc〇, CA) 104186 -41 - 1288630 之0.3毫升13.7重量°/❶人類重組第I型膠原與μ毫升〇 625 M 嗎福琳基乙烧績酸（MES)，使用如本文中所述之注射器為美 礎之系統混合而製成。混合係發生在降低溫度下，其方式 是在冰水浴中進行此混合。 於獲得均勻溶液後，將57微升EDC/NHS以對膠原自由態 胺（coll-NH2 )基團之莫耳當量比為3 : 3 : 1注入混合物中。為 調整溶液之pH值至約5，將NaOH (2N)添加至混合物中。 將混合物洗鑄於玻璃或塑膠模中，並留置於具有1〇〇%濕 > 度之室溫下16小時。接著，將模具轉移至後熟化用之培養 器中，在37°C下5小時。 其他水凝膠，具有第I型人類重組膠原且EDC/NHS對膠原 coll-NH2基團之比例為1 : 1 : !與6 : 6 : i，亦使用此方法製 成。 折射率（RI)係於VEE GEE折射計上測定。光學透光率係在 白光、450毫微米、500毫微米、550毫微米、600毫微米及650 _ 毫微米之波長下度量。直接抗張性質度量，譬如應力、斷 裂應變及模數，係於Instron電機械測試器（3340型）上測定。 試樣之大小為5毫米X 5毫米X 0.5毫米。水凝膠之水含量係根 據下列方程式計算： (W-W〇)/W% 其中w〇與W個別表示經乾燥與已膨潤試樣之重量。 具有EDC/NHS/co11_nh2之比例為1/1/1 (莫耳當量）（稱為F1) 之人類重組膠原水凝朦，具有折射率為13457±〇 〇〇13。具有 EDC/NHS/Co11_nh2之比例為3/3/1 (莫耳當量）（稱為F3)之人類 104186 -42· 1288630 重組膠原水凝膠，具有折射率為1.3451 ± 0.0002。具有 EDC/NHS/Co11-NH2之比例為6/6/1 (莫耳當量）（稱為F6)之人類 重組膠原水凝膠，具有折射率為1.3465±0.0001。 表4摘錄不同水凝膠之光學透光率。 _表4.光學透光率_ i皮長，、白光 450 500 550 600 650 (毫微米） 平均透光率（％) F1 86.7±0.9 69.7±1.2 76.0±1.3 79.2±1.4 82.4±1.3 84.9±1.4 F3 90_7±2.5 85.8±3.5 86.4±2.9 86.7±2.6 88.0±2.4 89.6±2.6 F6 75·5±1·5 48·7±0·4 57.7+1.1 62.7±1.1 67.6±1.4 71.6+1.7 稱為F3之水凝膠材料係顯示最可接受之光學性質。於視 覺上或於巨觀上，與其他人類重組水凝膠比較，F3顯示具 有最大透明性。 表5係提供本發明人類重組水凝膠之機械性質。 _表5.機械性質__ 試樣 FI F3 F6 平均最大應力（KPa) 62.6±9.9 117·2±36·9 149·9±57·7 平均斷裂應力（KPa) 67.1±21.0 110.5±49.7 99.5±60.8 平均斷裂應變（％) 62.60±6.82 50.2017.55 23.51 + 9.03 平均模數（MPa) 0.281±0.032 0.525±0.124 1.949+0.939 水凝膠F3顯示具有相對較低模數，但可接受之其他機械 性質。 表6係提供水凝膠材料之水含量值。 104186 -43 - I28S630 表6·平衡水含量 試樣 F1 F3 F6 水含量（％) 92.82+0.68 92.63±0.61 91.40+0.38 顯然此等水凝膠係經高度地水合。 在本發明實例中，係將pH指示劑添加至緩衝劑中， 以幫助監測pH變化。使用於此實例之特定指示劑為茜紅s (Sigma Aldrich) 〇 圖4為在人類重組膠原試樣扒上之人類角膜上皮細胞生 長，歷經7天期間之圖表。圖5為在人類重組膠原試樣打上 之人類角膜上皮細胞生長，歷經7天期間之圖表。圖6為在 人類重組膠原試樣F6上之人類角膜上皮細胞生長，歷經7 天期間之圖表。 於重組水凝膠材料上所發現之細胞生長，係大於對照實 驗所發現者。 圖7為照片，証實水凝膠材料F3於活體内持續至少3〇天。 實例19 膠原-聚（NIPAAm-共-AAC)組合物 組合物係使用本文中所述之EDC/NHS交聯方法（實例4)製 備。起始膠原濃度為15%。最後膠原濃度為H%。最後聚 (NIPAAm-共-Aac)濃度為3%。凝膠中之總固體含量為14〇/〇。 此材料具有折射率為1.3542，抗張強度為11克力，伸長率 為3.3耄米’及模數為3·8克力/毫米，得自如由Li等人PNAS 1〇〇 : 15346-15351 (2003)所揭示之縫合處拔出方法。 變性溫度係從交聯前之40°C增加至交聯後之50°C。此材 104186 -44-

1288630 料具有比人類角膜或兔子角膜較高之光學透光率與較低之 逆散射。例如，使用白光，對於水凝膠材料，透光率百分 •比為約102%，而對人類角膜為約93%，及對兔子角膜為 > 78%。個別對於450毫微米、500毫微米、550毫微米、600毫 微米及650毫微米之光線波長，水凝膠具有百分比透光率為 約90%、96%、100%、1〇1〇/0及1〇3%。人類角膜與兔子角膜在 所有測試波長下，顯示透光率百分比均低於1〇〇%，並顯示 透光率百分比一致地低於各波長下之水凝膠材料。 • 水凝膠材料証實角膜上皮細胞係在接種後七天匯合。 實例20 膠原/硫酸軟骨素組合物 具有南光學透明性與抗張強度之生物合成基體，係使用 膠原I發展，具有硫酸軟骨素（CSC)作為蛋白多醣相當物。 具有至高30% (重量/重量）csc對膠原乾重之水凝膠，係於 控制條件下製成，未具有凝聚或膠原微纖維生成，其可能 φ 會造成光學透明性損失。此等水凝膠係以物理方式與生物 化學方式作特徵鑒定。活體外試驗顯示人類角膜上皮細胞 • (HCEC)係良好地在凝縣©上生長，且成功地分層。此基 體係支持良好神經生長。類似結果亦於活體内獲得。 組合物係類似本文中所述之實例14製成。CSC係使用EDC 與NHS化學，共價結合至膠原。 膠原（3.5 W/V%)與CSC凝膠，具有不同csc對膠原乾重比 例’及不同EDC對膠原_廳莫耳當量比例，係利用如本文 中所討論之EDC/NHS(1: i莫耳當量）交聯技術製成。所有凝 104186 -45- !28δ630 膠均為視覺上透明。與人類角膜（約87%透光率與3%逆散 射）比較，此等組合物具有較高光透射與低光散射，如表7 中所示。 表7-透光率與光散射 CSC對膠原重量比(％) 0 5 10 20 30 透光率（％) 89.9 95.5 93.0 90.5 ——--^ 97.3 _ 逆散射 0.30 0.19 0.19 0.17 ^〇Λ9^ EDC對NH2比例 0.25 0.5 1.0 2, — .0 透光率（°/〇) 96.7 100 99.9 88^2 ^ 逆散射（％) 0.24 0.28 0.16 0.20 --—------ 折射率係在1.34-1.35之間，其係接近人類角膜之折射率 (1.376) 〇 利用不同EDC對膠原_ΝΗ2莫耳比所製成凝膠之膨潤比， 係經度量並藉下列方程式計算： 膨潤比=(ww-wdywd 其中Ww為水合凝膠之重量，而Wd為乾燥凝膠之重量。 使用EDC/NHS之膠原-CSC交聯作用，會造成叛酸與胺基 間之交聯鍵形成。其結果（圖9)指出增加edc對膠原-NH2比 例會降低膠原_CSC凝膠之膨潤比，因其引進較多縮合網狀 組織。 植入物之機械性質度量係藉由縫合處拔出方法進行，如 由Li等人PNAS 100 : 15346-15351 (2003)所揭示者。植入物係在 PBS中經充分水合’並在10毫米/分鐘之速度下拉伸。抗張 強度係在植入物斷裂下監測（500微米厚度與12毫米直徑）。 凝膠之抗張強度係藉由增加EDC對NH2莫耳比而被增進（圖 104186 -46- 1288630 10)。但是，當edc之量實質上增加時，材料變成易碎性， 因此當EDC對膠原-nh2莫耳比為2或較高時，抗張強度少量 降低。 凝膠之抗張強度亦可藉由增加膠原之濃度而被增進，如 圖11中所示（參閱利用10%膠原代替3.5%)。抗張強度係從 2·65增加至1〇·〇2克力，且膨潤比從21·5降至12.1。 交聯效率係藉由示差掃描卡計法(DSC)評估。將膠原或經 交聯之膠原水凝膠加熱，將引致天然三股螺旋結構之結構 .轉移，在依交聯性質與程度而定之溫度下。膠原溶液與經 父聯充分水合之膠原水凝膠，係在不透氣密封淺盤中作特 徵雲定’且試樣之溫度係於2它/分鐘之恒定速率下提升。 於农大吸收峰下之溫度係被記錄為變性溫度。當EDC對nh2 比例增加時，變性溫度係從4KC增加至56 61 (圖12A)，這 指出共價交聯鍵之引進會增加三股螺旋之安定性，且因此 增加變性溫度。膠原-CSC凝膠之變性溫度係高於只有膠原 藝 之凝膠（圖12B)。但是，改變膠原_csc凝膠中之csc對膠原 莫耳比，不會影響變性溫度。 發現人類角膜上皮細胞自所建立細胞系之活體外生長。 神經生長係使用被植入凝膠中之背側根部神經節，於活體 外進行。使神經突生長7天，將凝膠染色以提供神經纖絲， 並度量神經突延伸。神經突係良好地生長於所有膠原_csc 凝膠中（圖13)。 增加CSC之濃度從5%至20%係大為增進凝膠内神經突延 伸之長度。在含有30% CSC之凝膠中未顯見附加利益（圖 -47- 186 Ϊ288630 13)。發現優越上皮被覆與植入物整合。 實例21 類型III膠原組合物 物料人類重組類型III膠原（5.1% w/w，FibroGen公司）、0.625 Μ嗎福啉基乙烷磺酸[MES，含有茜素紅s pH指示劑（6.5毫克 /1〇〇毫升水）]、1-乙基-3-(3-二甲胺基丙基）碳化二亞胺HC1 (EDC)、N-羥基-琥珀醯亞胺_S)。 水凝膠係製自18.3% (w/w)類型III膠原溶液。將〇.3毫升18.2 重量。/〇人類重組類型III膠原（自Fibr〇Gen公司之5.1% w/w人類 重組類型III膠原濃縮）與0.3毫升MES (0.625 M)，於冰水浴中， 在兩個與塑膠T形管連接而不含氣泡之注射器中混合。在 形成均勻溶液後，使33.5毫克EDC與20.1毫克NHS溶於0.125 毫升MES中，取用其中57微升，並以EDC : NHS :膠原-NH2 莫耳比為3 : 3 : 1，注入上述注射器中。未添加Na〇H溶液， 因為混合物呈現粉紅色，表示pH約5。將混合物充分地混 合，並澆鑄於玻璃模具（厚度434微米）中，及在100%濕度之 室溫下留置16小時。然後，將模具轉移至培養器，於37t 下後熟化5小時。將所形成之平坦水凝膠移除，並浸泡在1〇 mM PBS中，其中新緩衝劑係於8小時間隔下置換。將所獲 得之水凝膠浸沒於含有1%氯仿之1〇 PBS中，並儲存於4 °C冷藏室中。 . 具有EDC : NHS :膠原-NH2之比例為2 : 2 : 1與1 : 1 : i之 其他類型III膠原水凝膠，亦使用上述方法製成。所獲得之 所有凝膠均為透明。 104186 -48- 1288630 水凝膠亦製自5·1% (w/w)類型ΠΙ膠原溶液。將〇·3毫升5 l 重里％人類重組類型m膠原與5〇微升ΜΜ (〇·625 Μ)，於冰水 /谷中’在兩個與塑膠Τ形管連接而不含氣泡之注射器中混 合。在形成均勻溶液後，使9.3毫克EDC與5.6毫克NHS溶於 〇·125毛升MES中，取用其中57微升，並以EDC ::膠原 -NH2之莫耳比3: 3: 1注入上述注射器中。未添加1^〇11溶液， 口為此曰物呈現粉紅色’表示約$。將混合物充分地混 合，並澆鑄至玻璃模具（厚度434微米）中，及在具有1〇〇%濕 度之室溫下留置16小時。然後，將模具轉移至培養器，於 37°C下後熟化5小時。將所形成之平坦水凝膠取出，並浸泡 在10 mM PBS中’其中新緩衝劑係於8小時間隔下置換。最 後，將所獲彳于之水凝膠浸沒於含有1%氣仿之i〇 pBs中， 亚儲存於4°C冷藏室中。所形成之凝膠為光學上透明。 對於18.3/。w/w膠原起始濃度之最後膠原含量為8 36% (w/v) (於添加每一成份後，以稀釋因數為基準計算）或大約 (w/v)(經度量）。 對於5·1 /〇 w/w膠原起始濃度之最後膠原含量為(w/v) (於添加每一成份後’以稀釋因數為基準計算）或大約4% (w/v)(經度量）。 雖然本發明已針對不同特殊實例與具體實施例加以描 述’但應明瞭的是，本發明並不受其所限，且其他具體實 施例係在本發明之範圍内。 彳夕A報專利及專利申請案已被引用於上文。各所引 用之公報、專利及專利申請案，均據此以其全文併於本文 104186 -49- 1288630 供參考。 【圖式簡單說明】 圖1為用於產生本發明組合物與裝置之系統之τ_管件接 頭截面圖之圖解。 圖2為用於產生本發明組合物與裝置之系統之魯厄氏母 接頭截面圖之圖解。 圖3為圖1之τ-接頭具有隔片與兩個聯結至其上之注射 器，以產生本發明組合物與裝置之平面圖。 圖4為被稱為F1之人類重組水凝膠材料之細胞計數作為 時間函數之圖表。 圖5為被稱為F3之人類重組水凝膠材料之細胞計數作為 時間函數之圖表。 圖6為被稱為F6之人類重組水凝膠材料之細胞計數作為 時間函數之圖表。 圖7為被稱為F3之人類重組水凝膠材料位於大白鼠中之 照片。 圖8為本發明折射誤差矮正眼用裝置之一項具體實施例 之圖解。 圖8Α為本發明上嵌體之一項具體實施例之鏡片邊緣型 態之圖解。 圖9為膨潤比作為EDC對ΝΗ2莫耳比之函數之圖表。 圖10為抗張強度作為EDC對见12莫耳比之函數之圖表。 圖11係提供抗張強度作為膠原濃度之函數（左邊板面）與 膨潤比作為膠原濃度之函數（右邊板面）之圖表。 104186 -50· 1288630 =12係提供關於具有不同£〇(：對_莫耳比之組合物之 /辰度之組合物之熱流量作為溫度 表0 圖13為神經突長度作為硫酸軟骨素對 數之圖表。 熱流量作為溫度之函數（左邊板面），盥 "

消由、… ；興關於具有不同CSC 之函數（右邊板面）之圖 膠原乾重比例之函

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Claims (1)

1288630 十、申請專利範圍： L::增進視覺之眼用裝置，其包含本體，此本體包含一種 ::當該裝置被放置在個體之眼睛中時，其量可有效幫 . α生長經過或覆蓋該本體’該本體係被形成具有光學 月6力。 月求項1之裝置’其中材料包含膠原量，在約1% (W/W) /、約 50% (w/w)之間。 ▲=請求項2之裝置，其中材料包含膠原量，在約·(― Φ ，、約 30% (w/w)之間。 月求員1之裝置，其中材料包含經交聯勝原聚合體。 5·如：求項1之裝置，其中材料包含重組膠原。 求員1之裝置，其中本體係經結構化成為角膜上嵌 體、角膜内嵌體或全厚度角臈植入物。 :求項1之裝置’其中材料進—步包含細胞生長增進劑。 8·女哨求項7之裝置中細胞生長增進劑為肽。 蠢9· -種增進視覺之眼用裝置，其包含膠原成份，具有膠原量 在與約50%(w/w)之間，且被形成具有光學能力。 10·如叫求項9之裝置，其中膠原量係在約薦（論）與約寶〇 (w/w)之間。 11·,明求項9之裝置’纟中膠原成份係被形成為-種裝置， 選自包括角膜内嵌體，經設計以被放置在個體之角膜基質 居度角膜植入物，經设計以替代個體之一部份角膜， 及角膜上肷體，經没计以被放置在個體之上皮鈿胞層與 Bowman氏膜之間。 104186 128^630 12·如請求項9之裝 聚合體。 置，其中膠原為該裝置之單獨水可膨潤性 13·如請求項9之裝置，其中裝置為光學上透明。 14·如請求項9之裝置，其中膠原成份包含在酸性ΡΗ下處理 15. 如請求項14之裝置，其中酸性pH係在約5.0與約55之間。 16. 如請求項9之裝置，其中膠原成份係被形成具有前表面與 後表面。 •如π求項16之裝置，其中膠原成份係被形成為角膜上嵌 體，且膠原成份包含一個表面，選自包括未具有表面改質 之表面，具有後表面改質之後表面，當上嵌體被放置在個 體之眼睛中時有效降低上皮細胞生長於上嵌體下方，及具 有础表面改質之前表面，當上嵌體被放置在個體之眼睛中 時’有效促進上皮細胞生長於上嵌體之前表面上方。 18·如請求項16之裝置，其中膠原成份係被形成為全厚度角膜 植入物，且膠原成份包含一個表面，選自包括具有後表面 改質之後表面，當植入物被放置在個體之眼睛中時，有效 降低内皮細胞生長於植入物之後表面上方，與未包含前表 面改質之前表面。 19.如凊求項16之裝置，其中前表面與後表面之至少一個係包 含電漿聚合之氟化單體薄膜。 20·如請求項19之裝置，其中電漿聚合之氟化單體薄膜包含 CF4 或 C3 F8。 21·如請求項16之裝置，其中前表面與後表面之至少一個具有 104186 1288630 低自由表面能，有效降低細胞黏連至其上。 22.如請求項16之裝置，其中前表面與後表面之至少一個係足 夠親水性，以降低細胞黏連至其上。 23_如請求項22之裝置，其中前表面與後表面之至少一個包含 海藻酸鹽塗層。 24.如請求項9之裝置，其中膠原成份包含經交聯膠原聚合體。 25·如請求項24之裝置，其中膠原成份包含膠原，選自包括重 組膠原、非端膠原、類型I及類型III膠原。 26_如請求項24之裝置，其中膠原成份包含重組膠原。 27·如請求項24之裝置，其中膠原成份係經由使用丨_乙基 二曱胺基丙基）碳化二亞胺與N_羥基琥珀醯亞胺使膠原聚 合體交聯之方法製成。 28.如請求項24之裝置，其中膠原成份進一步包含一種作用 劑，4自包括聚(N-異丙基丙烯醯胺_共_丙烯酸）、硫酸軟骨 素、脫乙醯殼多糖、N，〇_羧甲基脫乙醯殼多糖、玻尿酸、 玻尿酸駿及海藻酸鹽。 29·如請求項24之裝置，其中膠原成份係經由使用戊二醛以外 之交聯劑，使膠原聚合體交聯之方法製成。 月求項9之t置’其具有折射率在約丨·料與約ι·37之間。 31. :¾明求項9之裝置，其進一步包含細胞生長增進劑。 32·如明求項31之裝置，其中細胞生長增進劑包含肽。 33·如明求項32之裝置，其中肽具有、丫幻服或ikvav之胺 基酸順序。 34.如明求項9之裝置，其係有效幫助神經向内成長至裝置中。 104186 1288630 .2明求項31之裝置，其中細胞生長增進劑係選自包括神經 營養因子、神經生長因子及表皮生長因子。 • 36·如睛求項31之裝置，其中細胞生長增進劑係實質上被 於整個裝置中。 37· 一種製造增進視覺眼用裝置之方法，其包括 將I原聚合體與交聯劑在酸性pH中合併；與 使此組合形成增進視覺之眼用裝置，其具有光學能 力’且有效幫助神經生長經過或覆蓋此裝置。 鲁8.如明求項37之方法，其中該合併步驟包括將膠原聚合體與 交恥剡在系統中混合，該系統係經設計以產生高剪切力於 組合物上。 39·如喷求項37之方法，其中該合併係發生在約0°C與約5°C間 之溫度下。 40.如睛求項37之方法，其中膠原聚合體係得自相同膠原來 源。 _ 41.如明求項37之方法，其中膠原聚合體包含重組膠原。 42·如吻求項37之方法，其中經如此製成之眼用裝置係包含膠 原成伤’具有膠原量在約1% (w/w)與約50% (w/w)之間。 43. 如明求項37之方法，其進一步包括添加細胞生長增進劑至 該組合中。 44. 如睛求項37之方法，其進一步包括使該組合熟化。 45·種角膜上嵌體，其包含大於約1% (w/w)之膠原量呈水合 狀態’且為光學上透明。 46. 士明求項45之角膜上嵌體，其中上嵌體包含一種經交聯膠 104186 1288630 原聚合體。 47.如請求項45之角膜上嵌體，其中膠原量係在約1% (w/w)與 * 約 30% (w/w)之間。 - 48.如請求項45之角膜上嵌體，其中膠原量係大於約6% (w/w)。 49. 如請求項45之角膜上嵌體，其中膠原量係在約10% (w/w)與 約24% (w/w)之間。 50. 如請求項45之角膜上嵌體，其中組合物不為天然生成之角 ^ 膜。 • 51.如請求項45之角膜上嵌體，其中上嵌體包含經交聯之重組 膠原。 104186