ES3015692T3 - Method for producing silicon hydrogel contact lenses with crosslinked hydrophilic coatings thereon - Google Patents

Method for producing silicon hydrogel contact lenses with crosslinked hydrophilic coatings thereon Download PDF

Info

Publication number
ES3015692T3
ES3015692T3 ES11813222T ES11813222T ES3015692T3 ES 3015692 T3 ES3015692 T3 ES 3015692T3 ES 11813222 T ES11813222 T ES 11813222T ES 11813222 T ES11813222 T ES 11813222T ES 3015692 T3 ES3015692 T3 ES 3015692T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
acid
meth
lens
lenses
hydrophilic
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Active
Application number
ES11813222T
Other languages
English (en)
Inventor
Yongxing Qiu
Newton Samuel
John Pruitt
Chandana Kolluru
Arturo Medina
Lynn Winterton
Daqing Wu
Xinming Qian
Jared Nelson
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Alcon Inc
Original Assignee
Alcon Inc
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=45526406&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=ES3015692(T3) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Alcon Inc filed Critical Alcon Inc
Application granted granted Critical
Publication of ES3015692T3 publication Critical patent/ES3015692T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • 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
    • B29D11/00048—Production of contact lenses composed of parts with dissimilar composition
    • 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
    • B29D11/00067—Hydrating contact lenses
    • 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
    • B29D11/00865—Applying coatings; tinting; colouring
    • 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
    • C08G77/38—Polysiloxanes modified by chemical after-treatment
    • C08G77/382—Polysiloxanes modified by chemical after-treatment containing atoms other than carbon, hydrogen, oxygen or silicon
    • C08G77/388—Polysiloxanes modified by chemical after-treatment containing atoms other than carbon, hydrogen, oxygen or silicon containing nitrogen
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J5/00—Manufacture of articles or shaped materials containing macromolecular substances
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J7/00—Chemical treatment or coating of shaped articles made of macromolecular substances
    • C08J7/04—Coating
    • C08J7/042—Coating with two or more layers, where at least one layer of a composition contains a polymer binder
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J7/00—Chemical treatment or coating of shaped articles made of macromolecular substances
    • C08J7/04—Coating
    • C08J7/056—Forming hydrophilic coatings
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L101/00—Compositions of unspecified macromolecular compounds
    • C08L101/12—Compositions of unspecified macromolecular compounds characterised by physical features, e.g. anisotropy, viscosity or electrical conductivity
    • C08L101/14—Compositions of unspecified macromolecular compounds characterised by physical features, e.g. anisotropy, viscosity or electrical conductivity the macromolecular compounds being water soluble or water swellable, e.g. aqueous gels
    • 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
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D133/00—Coating compositions based on homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and at least one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides, or nitriles thereof; Coating compositions based on derivatives of such polymers
    • C09D133/02—Homopolymers or copolymers of acids; Metal or ammonium salts thereof
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D133/00—Coating compositions based on homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and at least one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides, or nitriles thereof; Coating compositions based on derivatives of such polymers
    • C09D133/04—Homopolymers or copolymers of esters
    • C09D133/14—Homopolymers or copolymers of esters of esters containing halogen, nitrogen, sulfur or oxygen atoms in addition to the carboxy oxygen
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D133/00—Coating compositions based on homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and at least one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides, or nitriles thereof; Coating compositions based on derivatives of such polymers
    • C09D133/24—Homopolymers or copolymers of amides or imides
    • C09D133/26—Homopolymers or copolymers of acrylamide or methacrylamide
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D171/00—Coating compositions based on polyethers obtained by reactions forming an ether link in the main chain; Coating compositions based on derivatives of such polymers
    • C09D171/02—Polyalkylene oxides
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D177/00—Coating compositions based on polyamides obtained by reactions forming a carboxylic amide link in the main chain; Coating compositions based on derivatives of such polymers
    • C09D177/06—Polyamides derived from polyamines and polycarboxylic acids
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D5/00—Coating compositions, e.g. paints, varnishes or lacquers, characterised by their physical nature or the effects produced; Filling pastes
    • C09D5/16—Antifouling paints; Underwater paints
    • C09D5/1606—Antifouling paints; Underwater paints characterised by the anti-fouling agent
    • C09D5/1637—Macromolecular compounds
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D5/00—Coating compositions, e.g. paints, varnishes or lacquers, characterised by their physical nature or the effects produced; Filling pastes
    • C09D5/16—Antifouling paints; Underwater paints
    • C09D5/1681—Antifouling coatings characterised by surface structure, e.g. for roughness effect giving superhydrophobic coatings or Lotus effect
    • 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
    • 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
    • G02B1/10—Optical coatings produced by application to, or surface treatment of, optical elements
    • 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
    • G02B1/10—Optical coatings produced by application to, or surface treatment of, optical elements
    • G02B1/18—Coatings for keeping optical surfaces clean, e.g. hydrophobic or photo-catalytic films
    • 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
    • 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
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2383/00—Characterised by the use 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; Derivatives of such polymers
    • C08J2383/04—Polysiloxanes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2383/00—Characterised by the use 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; Derivatives of such polymers
    • C08J2383/04—Polysiloxanes
    • C08J2383/08—Polysiloxanes containing silicon bound to organic groups containing atoms other than carbon, hydrogen, and oxygen
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2433/00—Characterised by the use of homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides, or nitriles thereof; Derivatives of such polymers
    • C08J2433/02—Homopolymers or copolymers of acids; Metal or ammonium salts thereof
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2433/00—Characterised by the use of homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides, or nitriles thereof; Derivatives of such polymers
    • C08J2433/24—Homopolymers or copolymers of amides or imides
    • C08J2433/26—Homopolymers or copolymers of acrylamide or methacrylamide
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2487/00—Characterised by the use of unspecified macromolecular compounds, obtained otherwise than by polymerisation reactions only involving unsaturated carbon-to-carbon bonds
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02C—SPECTACLES; SUNGLASSES OR GOGGLES INSOFAR AS THEY HAVE THE SAME FEATURES AS SPECTACLES; CONTACT LENSES
    • G02C2202/00—Generic optical aspects applicable to one or more of the subgroups of G02C7/00
    • G02C2202/06—Special ophthalmologic or optometric aspects
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02C—SPECTACLES; SUNGLASSES OR GOGGLES INSOFAR AS THEY HAVE THE SAME FEATURES AS SPECTACLES; CONTACT LENSES
    • G02C2202/00—Generic optical aspects applicable to one or more of the subgroups of G02C7/00
    • G02C2202/16—Laminated or compound lenses

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Eyeglasses (AREA)
  • Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)
  • Coating Of Shaped Articles Made Of Macromolecular Substances (AREA)
  • Polyurethanes Or Polyureas (AREA)
  • Macromonomer-Based Addition Polymer (AREA)
  • Silicon Polymers (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Laminated Bodies (AREA)
  • Paints Or Removers (AREA)
  • Addition Polymer Or Copolymer, Post-Treatments, Or Chemical Modifications (AREA)
  • Polyethers (AREA)
  • Other Resins Obtained By Reactions Not Involving Carbon-To-Carbon Unsaturated Bonds (AREA)

Abstract

Un método rentable para fabricar lentes de contacto de hidrogel de silicona consiste en aplicar un recubrimiento hidrófilo reticulado. Este método consiste en calentar una lente de contacto de hidrogel de silicona en una solución acuosa en presencia de un material polimérico hidrófilo, soluble en agua, altamente ramificado y termorreticulable, con grupos azetidinio con carga positiva, a una temperatura de entre 40 y 140 grados centígrados durante un tiempo suficiente para fijar covalentemente dicho material a la superficie de la lente mediante enlaces covalentes formados entre un grupo azetidinio y uno de los grupos funcionales reactivos presentes en la superficie o cerca de ella, formando así un recubrimiento hidrófilo reticulado. Este método puede implementarse ventajosamente directamente en un envase sellado para lentes durante el autoclave. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Método para producir lentes de contacto de hidrogel de silicio con recubrimientos hidrófilos reticulados sobre las mismas
La presente invención se refiere en general a un método rentable y rápido para aplicar un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado para mejorar su hidrofilia y lubricidad. Además, la presente invención proporciona un producto de lente oftálmica.
Antecedentes
Las lentes de contacto blandas de hidrogel siliconado están siendo cada vez más populares a causa de su alta permeabilidad al oxígeno y comodidad. Pero un material de hidrogel siliconado típicamente tiene una superficie, o al menos algunas zonas de su superficie, que son hidrófobas (no humectables) y susceptibles a adsorber lípidos o proteínas desde el entorno ocular y pueden adherirse al ojo. Por tanto, una lente de contacto de hidrogel siliconado generalmente requerirá una modificación superficial.
Una estrategia conocida para modificar la hidrofilia de un material de lente de contacto relativamente hidrófobo es a través del uso de un tratamiento plasmático, por ejemplo, lentes comerciales tales como Focus NIGHT & DAY™ y O2OPTIX™ (CIBA VISION), y PUREVISION™ (Bausch & Lomb) utilizan esta estrategia en sus procesos de producción. Las ventajas de un recubrimiento plasmático, tales como, por ejemplo, lo que pueden encontrarse con Focus NIGHT & DAY™, son su durabilidad, hidrofilia/humectabilidad relativamente alta), y baja susceptibilidad al depósito y adsorción de lípidos y proteínas. Pero el tratamiento plasmático de lentes de contacto de hidrogel siliconado puede no ser rentable, porque las lentes de contacto preformadas debe secarse típicamente antes del tratamiento plasmático y a causa de la alta inversión de capital relativa asociada con el equipo de tratamiento plasmático.
Otra estrategia para modificar la hidrofilia superficial de una lente de contacto de hidrogel siliconado es la incorporación de agentes humectantes (polímeros hidrófilos) en una formulación de lente para fabricar las lentes de contacto de hidrogel siliconado como se propone en las patentes de Estados Unidos n.° 6.367.929, 6.822.016, 7.052.131 y 7.249.848. Este método puede no requerir procesos posteriores adicionales para modificar la hidrofilia superficial de la lente después de moldeo por colada de lentes de contacto de hidrogel siliconado. Sin embargo, los agentes humectantes pueden no ser compatibles con los componentes siliconados en la formulación de la lente y la incompatibilidad puede conferir nebulosidad a las lentes resultantes. Además, dicho tratamiento superficial puede ser susceptible al depósito y adsorción de lípidos. Además, dicho tratamiento superficial puede no proporcionar una superficie duradera para propósitos de uso prolongado.
Una estrategia adicional para modificar la hidrofilia de un material lente de contacto relativamente hidrófobo es una técnica de depósito de material poliiónico capa a capa (LbL) (véanse, por ejemplo, las patentes de Estados Unidos n.° US 6.451.871, US 6.717.929, US 6.793.973, US 6.884.457, US 6.896.926, US 6.926.965, US 6.940.580 y US 7.297.725, y las publicaciones de solicitud de patente de Estados Unidos n.° US 2007/0229758A1, US 2008/0174035A1 y US 2008/0152800A1).
Aunque la técnica de depósito LbL puede proporcionar un proceso rentable para hacer que el material de hidrogel siliconado sea humectable, los recubrimientos LbL pueden no ser tan duraderos como los recubrimientos plasmáticos y pueden tener densidades relativamente altas de cargas superficiales; lo que puede interferir con las soluciones de limpieza y desinfección de las lentes de contacto. Para mejorar la durabilidad, se ha propuesto la reticulación de recubrimientos LbL sobre lentes de contacto en las publicaciones de solicitud de patente de Estados Unidos pendientes con la presente del mismo propietario n.° 2008/0226922 A1 y 2009/0186229 A1. Sin embargo, los recubrimientos LbL reticulados pueden tener una hidrofilia y/o humectabilidad a recubrimientos LbL originales (antes de la reticulación) y aún tener altas densidades relativas de cargas superficiales.
Una estrategia adicional más para modificar la hidrofilia de un material de lente de contacto relativamente hidrófobo es adherir polímeros hidrófilos sobre las lentes de contacto de acuerdo con diversos mecanismos (véanse, por ejemplo, las patentes de Estados Unidos n.26.099.122, 6.436.481, 6.440.571, 6.447.920, 6.465.056, 6.521.352, 6.586.038, 6.623.747, 6.730.366, 6.734.321, 6.835.410, 6.878.399, 6.923.978, 6.440.571 y 6.500.481, las publicaciones de solicitud de patente de Estados Unidos n.° 2009/0145086A1, 2009/0145091A1, 2008/0142038A1 y 2007/012254A1. Aunque esas técnicas pueden usarse para hacer que el material de hidrogel siliconado sea humectable, pueden no ser rentables y/o rápidos para su implementación en un entorno de producción en masa, porque típicamente requieren un tiempo relativamente largo y/o implican múltiples etapas laboriosas para obtener un recubrimiento hidrófilo.
Otros documentos que divulgan lentes de contacto recubiertas incluyen el documento WO 2008/095955 A1 que se refiere a un método para fabricar una lente de contacto que comprende un material central y un recubrimiento sobre el mismo. El método comprende proporcionar el material central; aplicar una o más capas de un material policatiónico reticulable; aplicar una o más capas de un material polianiónico; y reticular las capas formadas. El documento US 2009/238948 A1 se refiere a un método para recubrir lentes oftálmicas, preferiblemente lentes de contacto. El recubrimiento comprende un material poliiónico y se forma directamente en el envase principal. El documento US 2003/134132 A1 se refiere a un dispositivo médico que comprende un recubrimiento que incluye una capa cobertura de polivinilpirrolidona y/o al menos una capa de un material de recubrimiento lubricado y una capa de un material poliiónico que tiene cargas opuestas a las cargas del material de recubrimiento lubricado.
Por lo tanto, aún hay una necesidad de un método de producción de lentes de contacto de hidrogel siliconado con recubrimiento humectables y duradero (superficial) de manera rentable y rápida.
Sumario de la invención
La invención, en un aspecto, proporciona un método para producir lentes de contacto de hidrogel siliconado, que tienen cada una un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre las mismas, comprendiendo el método de la invención las etapas de: (a) obtener una lente de contacto de hidrogel siliconado y un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, en donde la lente de contacto comprende grupos amino y/o carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto, en donde el material polimérico hidrófilo comprende (i) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina, (ii) de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, en donde los restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes cada uno formado entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente potenciador de la hidrofilia, y (iii) grupos azetidinio que son partes de las primeras cadenas poliméricas o grupos colgantes o terminales fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas; y (b) calentar la lente de contacto en una solución acuosa en presencia del material polimérico hidrófilo hasta y a una temperatura de aproximadamente 40 °C a aproximadamente 140 °C durante un periodo de tiempo suficiente para fijar covalentemente el material polimérico hidrófilo sobre la superficie de la lente de contacto a través de los segundos enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio del material polimérico hidrófilo y uno de los grupos amino y/o carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto, formando de ese modo un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la lente de contacto, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado con el recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la misma tiene un ángulo de contacto promedio con agua de 90 grados o menos.
También se divulga una lente de contacto de hidrogel siliconado obtenida de acuerdo con un método de la invención, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado tiene una permeabilidad al oxígeno de al menos aproximadamente 40 Barrer, una humectabilidad superficial caracterizada por un ángulo de contacto con agua de aproximadamente 100 grados o menos, y una buena durabilidad del recubrimiento caracterizada por la supervivencia en un ensayo de frotado dactilar.
Se divulga además un producto oftálmico, que comprende un envase de lentes esterilizado y sellado, en donde el envase de lentes comprende: una solución de envasado de lentes posterior a autoclave y una lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar sumergida en la misma, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar comprende un recubrimiento hidrófilo reticulado obtenido por autoclave de una lente de contacto de hidrogel siliconado original que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado original en una solución de envasado antes de autoclave que contiene un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, en donde el material polimérico hidrófilo comprende (i) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina, (ii) de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, en donde los restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente potenciador de la hidrofilia, y (iii) grupos azetidinio que son partes de las primeras cadenas poliméricas o grupos colgantes o terminales fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas, en donde el material polimérico hidrófilo está fijado covalentemente sobre la lente de contacto de hidrogel siliconado a través de segundos enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo amino o carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado y un grupo azetidinio del material polimérico hidrófilo, en donde la solución de envasado posterior a autoclave comprende al menos un agente tamponante en una cantidad suficiente para mantener un pH de aproximadamente 6,0 a aproximadamente 8,5 y un producto hidrolizado del material polimérico hidrófilo y tiene una tonicidad de aproximadamente 200 a aproximadamente 450 miliosmoles (mOsm) y una viscosidad de aproximadamente 1 centipoise a aproximadamente 20 centipoises.
En un aspecto adicional más, la invención proporciona un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, que comprende: (a) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 % en peso de las primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epidorhidrina; (b) de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 % en peso de segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente polimérico potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, en donde las segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente polimérico potenciador de la hidrofilia; y (c) grupos azetidinio que son partes de las primera cadenas poliméricas o grupos colgantes o terminales fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas.
Estos y otros aspectos de la invención serán evidentes a partir de la siguiente descripción de las realizaciones actualmente preferidas.
Descripción detallada de realizaciones de la invención
Salvo que se definan de otro modo, todos los términos técnicos y científicos usados en la presente memoria tienen el mismo significado que el habitualmente comprendido por un experto en la materia a la que pertenece la invención. En general, la nomenclatura usada en este documento y los procedimientos de laboratorio son bien conocidos y empleados comúnmente en la técnica. Se usan métodos convencionales para estos procedimientos, tales como los proporcionados en la técnica y diversas referencias generales. Cuando se proporciona un término en singular, los autores de la invención también contemplan el plural de ese término. La nomenclatura usada en este documento y los procedimientos de laboratorio descritos a continuación son bien conocidos y se emplean comúnmente en la técnica.
Una "lente de contacto de hidrogel siliconado" se refiere a una lente de contacto que comprende un material de hidrogel siliconado. Un "hidrogel siliconado" se refiere a un material polimérico que contiene silicona que puede absorber al menos un 10 por ciento en peso de agua cuando se hidrata completamente y se obtiene por copolimerización de una composición polimerizable que comprende al menos un monómero vinílico que contiene silicona o al menos un macrómero vinílico que contiene silicona o al menos un prepolímero que contiene silicona que tiene grupos etilénicamente insaturados.
Un "monómero vinílico", como se usa en este documento, se refiere a un compuesto que tiene un único grupo etilénicamente insaturado y puede polimerizarse de forma actínica o térmica.
La expresión "grupo olefínicamente insaturado" o "grupo etilénicamente insaturado" se emplea en este documento en un sentido amplio y se pretende que abarque cualquier grupo que contenga al menos un grupo >C=C<. Grupos etilénicamente insaturados ejemplares incluyen sin limitación (met)acriloilo (es decir,
alilo, vinilo
(— C= CH2),
estirenilo u otros grupos que contienen C=C.
El término "(met)acrilamida" se refiere a metacrilamida y/o acrilamida.
El término "(met)acrilato" se refiere a metacrilato y/o acrilato.
Un "monómero vinílico hidrófilo", como se usa en este documento, se refiere a un monómero vinílico que como homopolímero típicamente produce un polímero que es soluble en agua o puede absorber al menos un 10 por ciento en peso de agua cuando se hidrata completamente.
Un "monómero vinílico hidrófobo", como se usa en este documento, se refiere a un monómero vinílico que como homopolímero típicamente produce un polímero que es insoluble en agua y puede absorber menos de un 10 por ciento en peso de agua.
Un "macrómero" o "prepolímero" se refiere a un compuesto o polímero de peso molecular medio y alto que contiene dos o más grupos etilénicamente insaturados. Peso molecular medio y alto significa típicamente pesos moleculares promedio de más de 700 dalton.
Un "reticulante" se refiere a un compuesto que tiene al menos dos grupos etilénicamente insaturados. Un "agente de reticulación" se refiere a un reticulante que tiene un peso molecular de aproximadamente 700 dalton o menos.
Un "polímero" significa un material formado al polimerizar/reticular uno o más monómeros o macrómeros o prepolímeros.
"Peso molecular" de un material polimérico (incluyendo materiales monoméricos o macroméricos), como se usa en este documento, se refiere al peso molecular promedio en peso salvo que se indique de otro modo específicamente o salvo que las condiciones de ensayo indiquen otra cosa.
La expresión "grupo amino" se refiere a un grupo amino primario o secundario de fórmula -NHR', donde R' es hidrógeno o un grupo alquilo C<1>-C<20>sin sustituir o sustituido, lineal o ramificado, salvo que se indique específicamente de otro modo.
Una "poliamina funcionalizada con epiclorhidrina" o "poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina" se refiere a un polímero obtenido al hacer reaccionar una poliamina o poliamidoamina con epiclorhidrina para convertir todo o un porcentaje sustancial de grupos amina de la poliamina o poliamidoamina en grupos azetidinio.
Un "grupo azetidinio" se refiere a un grupo cargado positivamente de
La expresión "térmicamente reticulable" en referencia a un material polimérico o un grupo funcional significa que el material polimérico o el grupo funcional puede experimentar una reacción de reticulación (o acoplamiento) con otro material o grupo funcional a una temperatura relativamente elevada (de aproximadamente 40 °C a aproximadamente 140 °C), mientras el material polimérico o grupo funcional no puede experimentar la misma reacción de reticulación (o reacción de acoplamiento) con otro material o grupo funcional a temperatura ambiente (es decir, de aproximadamente 22 °C a aproximadamente 28 °C, preferiblemente de aproximadamente 24 °C a aproximadamente 26 °C, en particular a aproximadamente 25 °C) hasta un grado detectable durante un periodo de aproximadamente una hora.
El término "fosforilcolina" se refiere a un grupo zwiteriónico de
O Ri
11 i
—0 -P "0 -(C H 2)n' N —R2
O' R3
en que n es un número entero de 1 a 5 y R<1>, R<2>y R<3>independientemente entre sí son alquilo C<1>-C<8>o hidroxialquilo C<1>-C<8>.
La expresión "monómero vinílico reactivo" se refiere a un monómero vinílico que tiene un grupo carboxilo o un grupo amino (es decir, un grupo amino primario o secundario).
La expresión "monómero vinílico hidrófilo no reactivo" se refiere a un monómero vinílico hidrófilo que está libre de cualquier grupo carboxilo o grupo amino (es decir, grupo amino primario o secundario). Un monómero vinílico no reactivo puede incluir un grupo amino terciario o cuaternario.
La expresión "soluble en agua" en referencia a un polímero significa que el polímero puede disolverse en agua hasta un grado suficiente para formar una solución acuosa del polímero que tiene una concentración de hasta aproximadamente un 30 % en peso a temperatura ambiente (definido anteriormente).
Un "ángulo de contacto con agua" se refiere a un ángulo de contacto promedio con agua (es decir, ángulos de contacto medidos por el método de gota sésil), que se obtiene promediando mediciones de ángulos de contacto con al menos 3 lentes de contacto individuales.
El término "integridad" en referencia a un recubrimiento sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado pretende describir el grado al que la lente de contacto puede teñirse mediante negro Sudán en un ensayo de tinción con negro Sudán descrito en el ejemplo 1. La buena integridad del recubrimiento sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado significa que no hay prácticamente nada de tinción con negro Sudán de la lente de contacto.
El término "durabilidad" en referencia a un recubrimiento sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado pretende describir que el recubrimiento sobre la lente de contacto de hidrogel siliconado puede sobrevivir a un ensayo de frotado dactilar.
Como se usa en este documento, "sobrevivir a un ensayo de frotado dactilar" o "sobrevivir a un ensayo de durabilidad" en referencia a un recubrimiento sobre una lente de contacto significa que, después de frotar dactilarmente la lente de acuerdo con un procedimiento descrito en el ejemplo 1, el ángulo de contacto con agua sobre la lente frotada dactilarmente aún es de aproximadamente 100 grados o menos, preferiblemente de aproximadamente 90 grados o menos, más preferiblemente de aproximadamente 80 grados o menos, mucho más preferiblemente de aproximadamente 70 grados o menos.
La "permeabilidad al oxígeno" intrínseca, Dk, de un material es la velocidad a la que el oxígeno pasará a través de un material. De acuerdo con la invención, la expresión "permeabilidad al oxígeno (Dk)" en referencia a un hidrogel (siliconado o no siliconado) o una lente de contacto significa una permeabilidad al oxígeno (Dk) que está corregida para la resistencia superficial al flujo de oxígeno provocado por el efecto de la capa delimitante de acuerdo con los procedimientos mostrados en los ejemplos a continuación en este documento. La permeabilidad al oxígeno se expresa convencionalmente en unidades Barrer, donde "Barrer" se define como [(cm3 de oxígeno)(mm) / (cm2)(s)(mm de Hg)] x<10>-10.
La "transmisibilidad de oxígeno", Dk/t, de una lente o un material es la velocidad a la que el oxígeno pasará a través de una lente o un material específico con un grosor promedio de t [en unidades de mm] sobre el área que se mide. La transmisibilidad de oxígeno se expresa convencionalmente en unidades de Barrer/mm, donde "Barrer/mm" se define como [(cm3 de oxígeno) / (cm2)(s)(mm de Hg)] x 10-9.
La "permeabilidad iónica" a través de una lente se correlaciona con el coeficiente de difusión de flujo iónico. El coeficiente de difusión de flujo iónico, D (en unidades de [mm2/min]), se determina al aplicar la ley de Fick como sigue:
D = - n’ / (A x dc/dx¡
donde n' = velocidad de transporte iónico [mol/min]; A = área de lente expuesta [mm2]; dc = diferencia de concentración [mol/|]; dx = grosor de la lente [mm].
"Oftálmicamente compatible", como se usa en este documento, se refiere a un material o superficie de un material que puede estar en contacto íntimo con el entorno ocular durante un periodo prolongado de tiempo sin dañar significativamente el entorno ocular y sin malestar significativo del usuario.
La expresión "oftálmicamente seguro" con respecto a una solución de envasado para esterilizar y almacenar lentes de contacto indica que una lente de contacto almacenada en la solución es segura para la colocación directa sobre el ojo sin aclarado después de tratamiento en autoclave y que la solución es segura y suficientemente cómoda para el contacto diario con el ojo mediante una lente de contacto. Una solución de envasado oftálmicamente segura después del autoclave tiene una tonicidad y un pH que son compatibles con el ojo y está sustancialmente libre de materiales irritantes para los ojos o citotóxicos para los ojos de acuerdo con las normas ISO internacionales y las regulaciones de la FDA de EE. UU.
La invención se refiere en general a un método rentable y rápido para fabricar lentes de contacto de hidrogel siliconado con recubrimientos hidrófilos duraderos mediante el uso de un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que tiene grupos azetidinio.
La invención se basa parcialmente en los sorprendentes descubrimientos de que un material polimérico hidrófilo soluble en agua, que contiene azetidinio y térmicamente reticulables, que es un producto de reacción parcial de una poliamina-epiclorhidrina o poliamidoamina-epiclorhidrina con al menos un agente potenciador de loa hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, puede usarse para formar un recubrimiento reticulado con una buena hidrofilia superficial y/o humectabilidad, una buena hidrofilia y una buena integridad sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado que tiene grupos ácido carboxílico y/o amino en o cerca de su superficie. A una temperatura relativamente elevada (definida anteriormente), los grupos azetidinio cargados positivamente reaccionan con grupos funcionales tales como grupos amino, grupos tiol e ion carboxilato -COO- (es decir, la forma desprotonada de un grupo carboxilo) para formar enlaces covalentes neutros, que contienen hidroxilo como se ilustra en el esquema I
Esquema I
en que R es la parte restante de un compuesto, L es -NR'- en que R' es hidrógeno, un grupo alquilo C<1>-C<20>sin sustituir o sustituido, lineal o ramificado o una cadena polimérica -S- u - OC(=O)-. A causa de la reactividad térmicamente controlable de los grupos azetidinio, se ha usado ampliamente poliamina-epiclorhidrina o poliamidoaminaepiclorhidrina (PAE) como agente fortalecedor de la humedad. Sin embargo, la PAE no se ha usado con éxito para formar recubrimientos reticulados sobre lentes de contacto, probablemente debido a que los recubrimientos de PAE reticulados pueden no tener la capacidad de conferir hidrofilia, humectabilidad y lubricidad deseables a las lentes de contacto. Se descubre sorprendentemente aquí que la PAE puede modificarse químicamente con un agente potenciador de la hidrofilia (especialmente un polímero hidrófilo) que tiene uno o más grupos funcionales capaces cada uno de reaccionar con un grupo azetidinio, en un proceso de "pretratamiento térmico" o " pretratamiento", para obtener un material polimérico soluble en agua, que contiene azetidinio. Dicho material polimérico, que aún es térmicamente reticulable (reactivo) debido a la presencia de grupos azetidinio, puede usarse para formar un recubrimiento reticulado sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado que tiene grupos funcionales reactivos (por ejemplo, grupos amino, grupos carboxilo, grupos tiol o combinaciones de los mismos) sobre y/o cerca de su superficie. Y es sorprendente descubrir que los recubrimientos reticulados resultantes sobre las lentes de contacto, derivados del material polimérico soluble en agua, que contiene azetidinio, tiene una hidrofilia superficial, humectabilidad y/o lubricidad mejoradas con respecto a un recubrimiento de control obtenido usando una PAE sin modificar (original o de partida) en solitario o usando una mezcla de PAE y un agente potenciador de la hidrofilia (sin experimentar al pretratamiento térmico para preparar el material polimérico soluble en agua, que contiene azetidinio).
Se cree que un agente potenciador de la hidrofilia puede desempeñar al menos dos funciones en el aumento del rendimiento de los recubrimientos reticulados resultantes: añadir cadenas poliméricas hidrófilas sobre una cadena polimérica de poliamina o poliamidoamina para formar un material polimérico hidrófilo altamente ramificado con cadenas poliméricas colgantes y/o segmentos de cadena; y disminuir la densidad de reticulación del recubrimiento reticulado al reducir significativamente el número de grupos azetidinio del material polimérico reticulable (material de recubrimiento). Se cree que un recubrimiento con una estructura suelta y cadenas poliméricas colgantes y/o segmentos de cadena confiere una buena hidrofilia superficial, humectabilidad y/o lubricidad.
La invención también se basa parcialmente en los descubrimientos de que un recubrimiento reticulado de la invención puede formarse ventajosamente sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado directamente en un envase de lente que contiene la lente de contacto sumergida en una solución de envasado de lentes en presencia de un material polimérico soluble en agua que contiene azetidinio. La presencia del material polimérico que contiene azetidinio puede realizarse añadiendo el material polimérico que contiene azetidinio a la solución de envasado de lentes, o depositando físicamente, antes del envasado, una capa del material polimérico que contiene azetidinio sobre la superficie de una lente de contacto a temperatura ambiente.
Típicamente, las lentes de contacto, que están hidratadas y envasadas en una solución de envasado, deben esterilizarse. La esterilización de las lentes hidratadas durante la fabricación y el envasado se realiza normalmente mediante tratamiento en autoclave. El proceso de tratamiento en autoclave implica calentar el envase de una lente de contacto hasta una temperatura de aproximadamente 118 °C a aproximadamente 125 °C durante aproximadamente 20-40 minutos a presión. Se descubre que, durante el tratamiento en autoclave, un material polimérico soluble en agua, que contiene azetidinio puede reticularse de forma eficaz con los grupos funcionales (por ejemplo, grupos amino, grupos tiol y/o grupos ácido carboxílico) sobre y/o cerca de la superficie de una lente de contacto de hidrogel siliconado para formar un recubrimiento reticulado que sea humectable y oftálmicamente compatible. Se cree que, durante el tratamiento en autoclave, los grupos azetidinio que no participan en la reacción de reticulación pueden hidrolizarse en grupos 2,3-dihidroxipropilo (HO-CH<2>-CH(OH)-CH<2>-) y que el material polimérico que contiene azetidinio presente en la solución de envasado de lentes, si procede, pueden convertirse en un material humectante polimérico no reactivo que puede mejorar la comodidad de inserción de una lente.
Usando el método de la invención, el proceso de recubrimiento puede combinarse con la etapa de esterilización (autoclave) en la fabricación de lentes de contacto de hidrogel siliconado. Las lentes de contacto resultantes no solamente pueden tener una alta hidrofilia/humectabilidad superficial, sin cambios superficiales o mínimos, buena integridad, y buena durabilidad, sino que también pueden usarse directamente desde el envase de lente por un paciente sin lavar y/o aclarar debido a la compatibilidad oftálmica de la solución de envasado.
La invención, en un aspecto, proporciona un método para producir lentes de contacto de hidrogel siliconado, que tienen cada una un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre las mismas, comprendiendo el método de la invención las etapas de: (a) obtener una lente de contacto de hidrogel siliconado y un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, en donde la lente de contacto comprende grupos amino y/o carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto, en donde el material polimérico hidrófilo comprende (i) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina, (ii) de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, en donde los restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes cada uno formado entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente potenciador de la hidrofilia, y (iii) grupos azetidinio que son partes de las primeras cadenas poliméricas o grupos colgantes o terminales fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas; y (b) calentar la lente de contacto en una solución acuosa en presencia del material polimérico hidrófilo hasta y a una temperatura de aproximadamente 40 °C a aproximadamente 140 °C durante un periodo de tiempo suficiente para fijar covalentemente el material polimérico hidrófilo sobre la superficie de la lente de contacto a través de los segundos enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio del material polimérico hidrófilo y uno de los grupos amino y/o carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto, formando de ese modo un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la lente de contacto, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado con el recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la misma tiene un ángulo de contacto promedio con agua de 90 grados o menos.
Un experto en la materia conoce muy bien la manera de fabricar lentes de contacto. Por ejemplo, pueden producirse lentes de contacto en un "molde de moldeo por giro" convencional, somo se describe, por ejemplo, en la patente de Estados Unidos n.° 3.408.429, o por el proceso de moldeo por colada completo en una forma estática, como se describe en las patentes de Estados Unidos n.° 4.347.198; 5.508.317; 5.583.463; 5.789.464; y 5.849.810. En el moldeo por colada, típicamente, una formulación para lentes se distribuye en moldes y se cura (es decir, se polimeriza y/o reticula) en moldes para fabricar lentes de contacto. Para la producción de lentes de contacto de hidrogel siliconado, una formulaciones para lentes para moldeo por colada generalmente comprende al menos un componente seleccionado del grupo que consiste en un monómero vinílico que contiene silicona, un macrómero vinílico que contiene silicona, un prepolímero que contiene silicona, un monómero vinílico hidrófilo, un macrómero vinílico hidrófilo, un monómero vinílico hidrófobo y combinación de los mismos, como conocen bien los expertos en la materia. Una formulación de lente de contacto de hidrogel siliconado puede comprender también otros componentes necesarios conocidos por los expertos en la materia, tales como, por ejemplo, un agente reticulante, un agente absorbente de UV, un agente de color visible (por ejemplo, tintes, pigmentos o mezclas de los mismos), agentes antimicrobianos (por ejemplo, preferiblemente nanopartículas de plata), un agente bioactivo, lubricantes lixiviables, agentes estabilizantes de las lágrimas lixiviables y mezclas de los mismos, como conocen los experto en la materia. Las lentes de contacto de hidrogel siliconado moldeadas entonces pueden someterse a extracción con un disolvente de extracción para retirar los componentes no polimerizados de las lentes moldeadas y a proceso de hidratación, como conocen los expertos en la materia. Se han descrito numerosas formulaciones de lente de hidrogel siliconado en numerosas patentes y solicitudes de patente publicadas en la fecha de presentación de esta solicitud.
De acuerdo con la invención, una lente de contacto de hidrogel siliconado puede comprender de forma inherente o modificarse para que comprenda grupos amino y/o grupos carboxilo sobre y/o cerca de su superficie.
Cuando una lente de contacto de hidrogel siliconado comprende de forma inherente grupos amino y/o grupos carboxilo sobre y/o cerca de su superficie, se obtiene polimerizando una formulación de lente de hidrogel siliconado que comprende un monómero vinílico reactivo.
Ejemplos de monómeros vinílicos reactivos preferidos incluyen, sin limitación, (met)acrilato de aminoalquilo C<2>-C<6>, (met)acrilato de alquil Ci-C6-aminoalquilo C<2>-C<6>, alilamina, vinilamina, aminoalquil C<2>-C<6>(met)acrilamida, alquil C<1>-C<6>-aminoalquil C<2>-C<6>(met)acrilamida, ácido acrílico, ácido alquil C i-C i<2>-acrílico (por ejemplo, ácido metacrílico etilacrílico, ácido propilacrílico, ácido butilacrílico, etc.), ácido N,N-2-acrilamidoglicólico, ácido beta metil-acrílico (ácido crotónico), ácido alfa-fenil acrílico, ácido beta-acriloxi propiónico, ácido sórbico, ácido angélico, ácido cinámico, 1-carboxi-4-fenil butadieno-1,3, ácido itacónico, ácido citracónico, ácido mesacónico, ácido glutacónico, ácido aconítico, ácido maleico, ácido fumárico, tricarboxietileno y combinaciones de los mismos. Preferiblemente, la lente de contacto de hidrogel siliconado se fabrica a partir de una formulación de lente que comprende al menos un monómero vinílico reactivo seleccionado del grupo que consiste en (met)acrilato de aminoalquilo C<2>-C<6>, (met)acrilato de alquil C<1>-C<6>-aminoalquilo C<2>-C<6>, alilamina, vinilamina, aminoalquil C<2>-C<6>(met)acrilamida, alquil C<1>-C<6>-aminoalquil C<2>-C<6>(met)acrilamida, ácido acrílico, ácido alquil C<1>-C<12>-acrílico, ácido N,N-2-acrilamidoglicólico, y combinaciones de los mismos. La formulación de lente comprende preferiblemente de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 10 %, más preferiblemente de aproximadamente un 0,25 % a aproximadamente un 7 %, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 0,5 % a aproximadamente un 5 %, mucho más preferiblemente de aproximadamente un 0,75 % a aproximadamente un 3 % en peso del monómero vinílico reactivo.
Una lente de contacto de hidrogel siliconado también puede someterse a un tratamiento superficial para formar un recubrimiento de base reactivo que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo sobre la superficie de la lente de contacto. Ejemplos de tratamientos superficiales incluyen, sin limitación, un tratamiento superficial por energía (por ejemplo, plasma, carga eléctrica estática, irradiación u otra fuente de energía), tratamientos químicos, depósito químico de vapor, injerto de monómeros o macrómeros vinílicos hidrófilos sobre la superficie de un artículo, recubrimiento capa a capa ("recubrimiento LbL") obtenidos de acuerdo con métodos descritos en las patentes de Estados Unidos n.° de serie 6.451.871,6.719.929, 6.793.973, 6.811.805 y 6.896.926 y en las publicaciones de solicitud de patente de Estados Unidos n.° 2007/0229758A1, 2008/0152800A1 y 2008/0226922A1. "Recubrimiento LbL", como se usa en este documento, se refiere a un recubrimiento que no está unido covalentemente a la matriz polimérica de una lente de contacto y se obtiene a través del depósito capa a capa ("LbL") de materiales cargados o cargables (mediante protonación o desprotonación) y/o no cargados sobre la lente. Un recubrimiento LbL puede estar compuesto por una o más capas.
Preferiblemente, el tratamiento superficial es un proceso de recubrimiento LbL. En esta realización preferida (es decir, la realización de recubrimiento de base LbL reactivo), una lente de contacto de hidrogel siliconado resultante comprende un recubrimiento de base LbL reactivo que incluye al menos una capa de un polímero reactivo (es decir, un polímero que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo colgantes), en donde el recubrimiento de base LbL reactivo se obtiene al poner en contacto la lente de contacto con una solución de un polímero reactivo. El contacto de una lente de contacto con una solución de recubrimiento de un polímero reactivo se puede producir al sumergirla en la solución de recubrimiento o al pulverizarla con la solución de recubrimiento. Un proceso de contacto implica únicamente sumergir la lente de contacto en un baño de una solución de recubrimiento durante un periodo de tiempo o alternativamente sumergir la lente de contacto secuencialmente en una serie de soluciones de baño de recubrimiento durante un periodo de tiempo fijo más corto para cada baño. Otro proceso de contacto implica solamente pulverizar una solución de recubrimiento. Sin embargo, varias alternativas implican que se puedan diseñar diversas combinaciones de etapas de pulverización e inmersión por un experto en la materia. El tiempo de contacto de una lente de contacto con una solución de recubrimiento de un polímero reactivo puede durar hasta aproximadamente 10 minutos, preferiblemente de aproximadamente 5 a aproximadamente 360 segundos, más preferiblemente de aproximadamente 5 a aproximadamente 250 segundos, incluso más preferiblemente de aproximadamente 5 a aproximadamente 200 segundos.
De acuerdo con esta realización de recubrimiento de base LbL, el polímero reactivo puede ser un polímero lineal o ramificado que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo colgantes. Cualquier polímero que tenga grupos amino y/o grupos carboxilo colgantes se puede usar como polímero reactivo para formar recubrimientos de base sobre lentes de contacto de hidrogel siliconado. Ejemplos de dichos polímeros reactivos incluyen sin limitación: un homopolímero de un monómero vinílico reactivo; un copolímero de dos o más monómeros vinílicos reactivos; un copolímero de un monómero vinílico reactivo con uno o más monómeros vinílicos hidrófilos no reactivos (es decir, monómeros vinílicos hidrófilos libres de cualquier grupo carboxilo o amino (primario o secundario); polietilenimina (PEI); poli(alcohol vinílico) con grupos amino colgantes; una celulosa que contiene carboxilo (por ejemplo, carboximetilcelulosa, carboxietilcelulosa, carboxipropilcelulosa); hialuronato; sulfato de condroitina; poli(ácido glutámico); poli(ácido aspártico); y combinaciones de los mismos.
Ejemplos de monómeros vinílicos reactivos preferidos son los descritos previamente, con los monómeros vinílicos que contienen ácido carboxílico como los monómeros vinílicos reactivos más preferidos para preparar polímeros reactivos para formar un recubrimiento de base LbL reactivo.
Ejemplos preferidos de monómeros vinílicos hidrófilos no reactivos libres de grupo carboxilo o amino incluyen, sin limitación, acrilamida (AAm), metacrilamida N,N-dimetilacrilamida (DMA), N,N-dimetilmetacrilamida (DMMa ), N-vinilpirrolidona (NVP), N,N,-dimetilaminoetilmetacrilato (DMAEM), N,N-dimetilaminoetilacrilato (DMAEA), N,N-dimetilaminopropilmetacrilamida (DMAPMAm), N,N-dimetilaminopropilacrilamida (DMAPAAm), metacrilato de glicerol, 3-acriloilamino-1-propanol, N-hidroxietil acrilamida, N-[tris(hidroximetil)metil]-acrilamida, N-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 1-etil-3-metilen-2-pirrolidona, 1-metil-5-metilen-2-pirrolidona, 1-etil-5-metilen-2-pirrolidona, 5-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 5-etil-3-metilen-2-pirrolidona, (met)acrilato de 2-hidroxietilo, (met)acrilato de hidroxipropilo, (met)acrilato de alcoxi C<1>-C<4>polietilenglicol que tiene un peso molecular promedio en peso de hasta 1500 dalton, N-vinil formamida, N-vinil acetamida, N-vinil isopropilamida, N-vinil-N-metil acetamida, alcohol alílico, alcohol vinílico (forma hidrolizada de acetato de vinilo en el copolímero), un monómero vinílico que contiene fosforilcolina (incluyendo (met)acriloiloxietil fosforilcolina y los descritos en la patente de Estados Unidos n.° 5.461.433, incorporada en este documento por referencia en su totalidad), y combinaciones de los mismos.
Preferiblemente, los polímeros reactivos para formar un recubrimiento de base LbL reactivo son ácido poliacrílico, ácido polimetacrílico, poli(ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico), poli[ácido acrílico-co-ácido metacrílico], poli(ácido N,N-2-acrilamidoglicólico), poli[ácido (met)acrílico-co-acrilamida], poli[ácido (met)acrílico-co-vinilpirrolidona], poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-acrilamida], poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-vinilpirrolidona], poli[ácido (met)acrílico-co-acetato de vinilo] hidrolizado, poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-acetato de vinilo] hidrolizado, polietilenimina (PEI), homo- o copolímero de clorhidrato de polialilamina (PAH), homo- o copolímero de polivinilamina, o combinaciones de los mismos.
El peso molecular promedio en peso Mw de un polímero reactivo para formar un recubrimiento de base LbL reactivo es al menos aproximadamente 10000 dalton, preferiblemente al menos aproximadamente 50000 dalton, más preferiblemente de aproximadamente 100000 dalton a aproximadamente 5000000 dalton.
Una solución de un polímero reactivo para formar un recubrimiento de base LbL reactivo sobre lentes de contacto puede prepararse disolviendo uno o más polímeros reactivos en agua, una mezcla de agua y uno o más disolventes orgánicos miscibles con agua, un disolvente orgánico o una mezcla de uno o más disolventes orgánicos. Preferiblemente, el polímero reactivo se disuelve en una mezcla de agua y uno o más disolventes orgánicos, un disolvente orgánico o una mezcla de uno o más disolventes orgánicos. Se cree que un sistema disolvente que contiene al menos un disolvente orgánico puede hinchar una lente de contacto de hidrogel siliconado de modo que una parte del polímero reactiva puede penetrar en la lente de contacto de hidrogel siliconado y aumentar la durabilidad del recubrimiento de base reactivo.
Puede usarse cualquier disolvente orgánico en la preparación de una solución del polímero reactivo. Ejemplos de disolventes orgánicos preferidos incluyen, sin limitación, tetrahidrofurano, éter metílico de tripropilenglicol, éter metílico de dipropilenglicol, éter n-butílico de etilenglicol, cetonas (por ejemplo, acetona, metiletilcetona, etc.), éter n-butílico de dietilenglicol, éter metílico de dietilenglicol, éter fenílico de etilenglicol, éter metílico de propilenglicol, acetato de éter metílico de propilenglicol, acetato de éter metílico de dipropilenglicol, éter n-propílico de propilenglicol, éter n-propílico de dipropilenglicol, éter n-butílico de tripropilenglicol, éter n-butílico de propilenglicol, éter n-butílico de dipropilenglicol, éter n-butílico de tripropilenglicol, éter fenílico de propilenglicol, éter dimetílico de dipropilenglicol, polietilenglicoles, polipropilenglicoles, acetato de etilo, acetato de butilo, acetato de amilo, lactato de metilo, lactato de etilo, lactato de ipropilo, cloruro de metileno, metanol, etanol, 1 - o 2-propanol, 1 - o 2-butanol, terc-butanol, alcohol terc-amílico, mentol, ciclohexanol, ciclopentanol y exonorborneol, 2-pentanol, 3-pentanol, 2-hexanol, 3-hexanol, 3-metil-2-butanol, 2heptanol, 2-octanol, 2-nonanol, 2-decanol, 3-octanol, norborneol, 2-metil-2-pentanol, 2,3-dimetil-2-butanol, 3-metil-3-pentanol, 1-metilciclohexanol, 2-metil-2-hexanol, 3,7-dimetil-3-octanol, 1-cloro-2-metil-2-propanol, 2-metil-2-heptanol, 2-metil-2-octanol, 2-2-metil-2-nonanol, 2-metil-2-decanol, 3-metil-3-hexanol, 3-metil-3-heptanol, 4-metil-4-heptanol, 3-metil-3-octanol, 4-metil-4-octanol, 3-metil-3-nonanol, 4-metil-4-nonanol, 3-metil-3-octanol, 3-etil-3-hexanol, 3-metil-3-heptanol, 4-etil-4-heptanol, 4-propil-4-heptanol, 4-isopropil-4-heptanol, 2,4-dimetil-2-pentanol, 1-metilciclopentanol, 1-etilciclopentanol, 1 -etilciclopentanol, 3-hidroxi-3-metil-1 -buteno, 4-hidroxi-4-metil-1 -ciclopentanol, 2-fenil-2-propanol, 2-metoxi-2-metil-2-propanol, 2,3,4-trimetil-3-pentanol, 3,7-dimetil-3-octanol, 2-fenil-2-butanol, 2-metil-1-fenil-2-propanol y 3-etil-3-pentanol, 1-etoxi-2-propanol, 1-metil-2-pirrolidona, N,N-dimetilpropionamida, dimetil formamida, dimetil acetamida, dimetil propionamida, N-metil pirrolidinona, y mezclas de los mismos.
En otra realización preferida, un hidrogel siliconado comprende de forma inherente grupos amino y/o grupos carboxilo sobre y/o cerca de su superficie y se somete además a tratamiento superficial para formar un recubrimiento de base LbL reactivo que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo en el mismo.
En otra realización preferida (recubrimiento de base de plasma reactivo), una lente de contacto de hidrogel siliconado se somete a un tratamiento plasmático para formar un recubrimiento de base de plasma reactivo fijado covalentemente sobre la lente de contacto, es decir, polimerizando uno o más monómeros vinílicos reactivos (uno cualquiera de los descritos previamente) bajo el efecto de un plasma generado por descarga eléctrica (la denominada polimerización inducida por plasma). El término "plasma" indica un gas ionizado, por ejemplo, creado mediante una descarga eléctrica luminiscente que puede estar compuesta por electrones, iones de cualquier polaridad, átomos y moléculas de gas en estado fundamental o cualquiera superior de cualquier forma de excitación, así como por fotones. A menudo se denomina "plasma de baja temperatura". Para una revisión de la polimerización plasmática y sus usos se hace referencia a R. Hartmann "Plasma polymerisation: Grundlagen, Technik und Anwendung, Jahrb. Oberflachentechnik (1993) 49, pág. 283-296, Battelle-Inst. e.V. Frankfurt/Main Germany; H. Yasuda, "Glow Discharge Polymerization", Journal of Polymer Science: Macromolecular Reviews, vol. 16 (1981), pág. 199-293; H. Yasuda, "Plasma Polymerization", Academic Press, Inc. (1985); Frank Jansen, "Plasma Deposition Processes", en "Plasma Deposited Thin Films", ed. de T Mort y F. Jansen, CRC Press Boca Raton (19 ); O. Aucielloet al.(ed.) "Plasma-Surface Interactions and Processing of Materials" publicado por Kluwer Academic Publishers en NATO ASI Series; Series E: Applied Sciences, vol. 176 (1990), pág. 377-399; y N. Dilsiz y G. Akovali "Plasma Polymerization of Selected Organic Compounds", Polymer, vol. 37 (1996) pág. 333-341. Preferiblemente, la polimerización inducida por plasma es una polimerización inducida por plasma "posluminiscente" como se describe en el documento WO98028026.
Para la polimerización plasmática "posluminiscente", la superficie de una lente de contacto se trata en primer lugar con un gas plasmático no polimerizable (por ejemplo, H2, He o Ar) y a continuación en una etapa posterior la superficie así activada se expone a un monómero vinílico que tiene un grupo amino o un grupo carboxilo (cualquier monómero vinílico reactivo descrito anteriormente), mientras que se ha apagado la energía plasmática. La activación da como resultado la formación inducida por plasma de radicales sobre la superficie que en la etapa posterior inician la polimerización del monómero vinílico sobre la misma.
De acuerdo con la invención, un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio comprende (es decir, tiene una composición que incluye) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 %, preferiblemente de aproximadamente un 35 % a aproximadamente un 90 %, más preferiblemente de aproximadamente un 50 % a aproximadamente un 85 % en peso de las primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 %, preferiblemente de aproximadamente un 10 % a aproximadamente un 65 %, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 15 % a aproximadamente un 50 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupos carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos. La composición del material polimérico hidrófilo está determinada por la composición (basada en el peso total de los reactivos) de una mezcla de reactivos usada para preparar el material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable de acuerdo con las reacciones de reticulación mostradas en el esquema I anteriormente. Por ejemplo, si una mezcla de reactivos comprende aproximadamente un 75 % en peso de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y aproximadamente un 25 % en peso de al menos un agente potenciador de la hidrofilia basado en el peso total de los reactivos, entonces el material polimérico hidrófilo resultante comprende aproximadamente un 75 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y aproximadamente un 25 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de dicho al menos un agente potenciador de la hidrofilia. Los grupos azetidinio del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable son los grupos azetidinio (de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina) que no participan en reacciones de reticulación para preparar el material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable.
Una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina se puede obtener al hacer reaccionar epiclorhidrina con un polímero de poliamina o un polímero que contiene grupos amino primarios o secundarios. Por ejemplo, una poli(alquilenimina) o una poli(amidoamina) que es un policondensado derivado de una poliamina y un ácido dicarboxílico (por ejemplo, copolímeros de ácido adípico-dietilentriamina) puede reaccionar con epiclorhidrina para formar un polímero funcionalizado con epiclorhidrina. Asimismo, un homopolímero o copolímero de (met)acrilato de aminoalquilo, (met)acrilato de monoalquilaminoalquilo, aminoalquil(met)acrilamida o monoalquiIaminoalquil(met)acrilamida también puede reaccionar con epiclorhidrina para formar una poliamina funcionalizada con epiclorhidrina. Las condiciones de reacción reacción para la funcionalización con epiclorhidrina de un polímero de poliamina o poliamidoamina se muestran en el documento EP1465931 (incorporado en este documento por referencia en su totalidad). Un polímero funcionalizado con epiclorhidrina preferido es poliaminoamidaepiclorhidrina (PAE) (o poliamida-poliamina-epiclorhidrina o poliamida-epiclorhidrina), tal como, por ejemplo, resinas Kymene® o Polycup® (copolímeros de ácido adípico funcionalizado con epiclorhidrina-dietilentriamina) de Hercules o resinas Polycup® o Servamina® de Servo/Delden.
Se puede usar en la invención cualquier agente potenciador de la hidrofilia adecuado con la condición de que contengan al menos un grupo amino, al menos un grupo carboxilo y/o al menos un grupo tiol.
Una clase preferida de agentes potenciadores de la hidrofilia incluyen, sin limitación: monosacáridos que contienen amino, carboxilo o tiol (por ejemplo, 3-amino-1,2-propanodiol, 1-tiolglicerol, ácido 5-ceto-D-glucónico, galactosamina, glucosamina, ácido galacturónico, ácido glucónico, ácido glucosamínico, manosamina, ácido sacárico 1,4-lactona, ácido sacárido, ácido cetodesoxinonulosónico, N-metil-D-glucamina, 1-amino-1-desoxi-p-D-galactosa, 1-amino-1-desoxisorbitol, 1-metilamino-1-desoxisorbitol, N-aminoetil gluconamida); disacáridos que contienen amino, carboxilo o tiol (por ejemplo, sal sódica de disacárido de condroitina, di(p-D-xilopiranosil)amina, ácido digalacturónico, disacárido de heparina, disacárido de ácido hialurónico, ácido lactobiónico); y oligosacáridos que contienen amino, carboxilo o tiol (por ejemplo, sal sódica de carboximetil-p-ciclodextrina, ácido trigalacturónico); y combinaciones de los mismos.
Otra clase preferida de agentes potenciadores de la hidrofilia son polímeros hidrófilos que tienen uno o más grupos amino, carboxilo y/o tiol. Más preferiblemente, el contenido de unidades monoméricas que tienen un grupo amino (-NHR' con R' como se define anteriormente), carboxilo (-COOH) y/o tiol (-SH) en un polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es menor de aproximadamente un 40 %, preferiblemente menor de aproximadamente un 30 %, más preferiblemente menor de aproximadamente un 20 %, incluso más preferiblemente menor de aproximadamente un 10 % en peso basado en el peso total del polímero hidrófilo.
Otra clase preferida de polímeros hidrófilos como agentes potenciadores de la hidrofilia son polisacáridos que contienen amino o carboxilo, por ejemplo, tales como carboximetilcelulosa (que tiene un contenido de carboxilo de aproximadamente un 40 % o menos, que se estima en función de la composición de unidades repetitivas, -[C<6>H<10>-mO5(CH2CO2H)m]- en que m es de 1 a 3), carboxietilcelulosa (que tiene un contenido de carboxilo de aproximadamente un 36 % o menos, que se estima en función de la composición de unidades repetitivas, -[C<6>H<10>-mO<5>(C<2>H<4>CO<2>H)m]- en que m es de 1 a 3), carboxipropilcelulosa (que tiene un contenido de carboxilo de aproximadamente un 32 % o menos, que se estima en función de la composición de unidades repetitivas, -[C6H10-mO5(C3H6CO2H)m]-, en que m es de 1 a 3), ácido hialurónico (que tiene un contenido de carboxilo de aproximadamente un 11 %, que se estima en función de la composición de unidades repetitivas, -(C<13>H<20>O<9>NCO<2>H)-), sulfato de condroitina (que tiene un contenido de carboxilo de aproximadamente un 9,8 %, que se estima en función de la composición de unidades repetitivas, -(C<12>H<18>O<13>NS CO<2>H)-), o combinaciones de los mismos.
Otra clase preferida de polímeros hidrófilos como agentes potenciadores de la hidrofilia incluyen, sin limitación: poli(etilenglicol) (PEG) con un único grupo amino, carboxilo o tiol (por ejemplo, PEG-NH<2>, PEG-SH, PEG-COOH); H<2>N-PEG-NH<2>; HOOC-PEG-COOH; HS-PEG-SH; H<2>N-PEG-COOH; HOOC-PEG-SH; H<2>N-PEG-SH; PEG de múltiples ramas con uno o más grupos amino, carboxilo y/o tiol; dendrímeros de PEG con uno o más grupos amino, carboxilo y/o tiol; un homo- o copolímero terminado en diamino o dicarboxilo de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo; un homo- o copolímero terminado en monoamino o monocarboxilo de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo; un copolímero que es un producto de polimerización de una composición que comprende (1) aproximadamente un 50 % en peso o menos, preferiblemente de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 30 %, más preferiblemente de aproximadamente un 0,5 % a aproximadamente un 20 %, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 1 % a aproximadamente un 15 % en peso de uno o más monómeros vinílicos reactivos y (2) al menos un monómero vinílico hidrófilo no reactivo y/o al menos un monómero vinílico que contiene fosforilcolina; y combinaciones de los mismos. Un monómero o monómeros vinílicos reactivos y un monómero o monómeros vinílicos hidrófilos no reactivos son los descritos previamente.
Más preferiblemente, un polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es PEG-NH<2>; PEG-SH; PEG-COOH; H<2>N-PEG-NH<2>; HOOC-PEG-COOH; HS-PEG-SH; H<2>N-PEG-COOH; HOOC-PEG-SH; H<2>N-PEG-SH; PEG de múltiples ramas con uno o más grupos amino, carboxilo o tiol; dendrímeros de PEG con uno o más grupos amino, carboxilo o tiol; un homo- o copolímero terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo seleccionado del grupo que consiste en acrilamida (AAm), N,N-dimetilacrilamida (DMA), N-vinilpirrolidona (NVP), N-vinil-N-metil acetamida, (met)acrilato de glicerol, (met)acrilato de hidroxietilo, N-hidroxietil (met)acrilamida, (met)acrilato de alcoxi C<1>-C<4>polietilenglicol que tiene un peso molecular promedio en peso de hasta 400 dalton, alcohol vinílico, N-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 1 -metil-5-metilen-2-pirrolidona, 5-metil-3-metilen-2-pirrolidona, (met)acrilato de N,N-dimetilaminoetilo, N,N-dimetilaminopropil (met)acrilamida, (met)acriloiloxietil fosforilcolina, y combinaciones de los mismos; un copolímero que es un producto de polimerización de una composición que comprende (1) de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 30 %, preferiblemente de aproximadamente un 0,5 % a aproximadamente un 20 %, más preferiblemente de aproximadamente un 1 % a aproximadamente un 15 % en peso de ácido (met)acrílico, ácido alquil C<2>-C i<2>-acrílico, vinilamina, alilamina y/o (met)acrilato de aminoalquilo C<2>-C<4>, y (2) (met)acriloiloxietil fosforilcolina y/o al menos un monómero vinílico hidrófilo no reactivo seleccionado del grupo que consiste en acrilamida, N,N-dimetilacrilamida, N-vinilpirrolidona, N-vinil-N-metil acetamida, (met)acrilato de glicerol, (met)acrilato de hidroxietilo, N-hidroxietil (met)acrilamida, (met)acrilato de alcoxi C<1>-C<4>polietilenglicol que tiene un peso molecular promedio en peso de hasta 400 dalton, alcohol vinílico y combinación de los mismos.
Más preferiblemente, el agente potenciador de la hidrofilia como agente potenciador de la hidrofilia es PEG-NH<2>; PEG-SH; PEG-COOH; polivinilpirrolidona terminada en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poliacrilamida terminada en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli(DMA) terminada en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli(DMA-co-NVP) terminada en monoamino o monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli(NVP-co-(met)acrilato de N,N-dimetilaminoetilo)) terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli(alcohol vinílico) terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; homopolímero o copolímero de poli[(met)acriloiloxietil fosforilcolina] terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli(NVP-coalcohol vinílico) terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli(DMA-co-alcohol vinílico) terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo; poli[ácido (met)acrílico-co-acrilamida] con de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 30 %, preferiblemente de aproximadamente un 0,5 % a aproximadamente un 20 %, más preferiblemente de aproximadamente un 1 % a aproximadamente un 15 % en peso de ácido (met)acrílico; poli[ácido (met)acrílico-co-NVP) con de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 30 %, preferiblemente de aproximadamente un 0,5 % a aproximadamente un 20 %, más preferiblemente de aproximadamente un 1 % a aproximadamente un 15 % en peso de ácido (met)acrílico; un copolímero que es un producto de polimerización de una composición que comprende (1) (met)acriloiloxietil fosforilcolina y (2) de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 30 %, preferiblemente de aproximadamente un 0,5 % a aproximadamente un 20 %, más preferiblemente de aproximadamente un 1 % a aproximadamente un 15 % en peso de un monómero vinílico que contiene ácido carboxílico y/o un monómero vinílico que contiene amino; y combinación de los mismos.
Los PEG con grupos funcionales y los PEG de múltiples ramas con grupos funcionales se pueden obtener de diversos proveedores comerciales, por ejemplo, Polyscience y Shearwater Polymers, Inc., etc.
Los homo- o copolímeros terminados en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo de uno o más monómeros vinílicos hidrófilos no reactivos o de un monómero vinílico que contiene fosforilcolina pueden prepararse de acuerdo con procedimientos descritos en la patente de Estados Unidos n.° 6.218.508, incorporada en este documento por referencia en su totalidad. Por ejemplo, para preparar un homo- o copolímero terminado en diamino o dicarboxilo de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo, el monómero vinílico no reactivo, un agente de transferencia de cadena con un grupo amino o carboxilo (por ejemplo, 2-aminoetanotiol, ácido 2-mercaptopropínico, ácido tioglicólico, ácido tioláctico, u otros hidroximercaptanos, aminomercaptanos o mercaptanos que contienen carboxilo) y opcionalmente otro monómero vinílico se copolimerizan (térmica o actínicamente) con un monómero vinílico reactivo (que tiene un grupo amino o carboxilo), en presencia de un iniciador de radicales libres. Generalmente, la relación molar entre el agente de transferencia de cadena y todos los monómeros vinílicos distintos del monómero vinílico reactivo es de aproximadamente 1:5 a aproximadamente 1:100, mientras que la relación molar entre agente de transferencia de cadena y el monómero vinílico reactivo es 1:1. En dicha preparación, el agente de transferencia de cadena con un grupo amino o carboxilo se usa para controlar el peso molecular del polímero hidrófilo resultante y forma un extremo terminal del polímero hidrófilo resultante para proporcionar al polímero hidrófilo resultante un grupo amino o carboxilo terminal, mientras que el monómero vinílico reactivo proporciona el otro grupo carboxilo o amino terminal al polímero hidrófilo resultante. Asimismo, para preparar un homo- o copolímero terminado en monoamino o monocarboxilo de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo, el monómero vinílico no reactivo, un agente de transferencia de cadena con un grupo amino o carboxilo (por ejemplo, 2- aminoetanotiol, ácido 2-mercaptopropínico, ácido tioglicólico, ácido tioláctico u otros hidroximercaptanos, aminomercaptanos o mercaptanos que contienen carboxilo) y opcionalmente otros monómeros vinílicos se copolimerizan (térmica o actínicamente) en ausencia de cualquier monómero vinílico reactivo.
Como se usa en este documento, un copolímero de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo se refiere a un producto de polimerización de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo con uno o más monómeros vinílicos adicionales. Copolímeros que comprenden un monómero vinílico hidrófilo no reactivo y un monómero vinílico reactivo (por ejemplo, un monómero vinílico que contiene carboxilo) se pueden preparar de acuerdo con cualquier método de polimerización por radicales bien conocido o se pueden obtener a partir de proveedores comerciales. Copolímeros que contienen metacriloiloxietil fosforilcolina y monómero vinílico que contiene carboxilo pueden obtenerse de NOP Corporation (por ejemplo, LIPIDURE® -A y -AF).
El peso molecular promedio en peso Mw del polímero hidrófilo que tiene al menos un grupo amino, carboxilo o tiol (como agente potenciador de la hidrofilia) es preferiblemente de aproximadamente 500 a aproximadamente 1000000, más preferiblemente de aproximadamente 1000 a aproximadamente 500000.
De acuerdo con la invención, la reacción entre un agente potenciador de la hidrofilia y una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina se realiza a una temperatura de aproximadamente 40 °C a aproximadamente 100 °C durante un periodo de tiempo suficiente (de aproximadamente 0,3 horas a aproximadamente 24 horas, preferiblemente de aproximadamente 1 hora a aproximadamente 12 horas, incluso más preferiblemente de aproximadamente 2 horas a aproximadamente 8 horas) para formar un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio.
De acuerdo con la invención, la concentración de un agente potenciador de la hidrofilia con respecto a una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina se debe seleccionar para no hacer que un material polimérico hidrófilo resultante sea insoluble en agua (es decir, una solubilidad de menos de 0,005 g por 100 ml de agua a temperatura ambiente) y no consumir más de aproximadamente un 99 %, preferiblemente aproximadamente un 98 %, más preferiblemente aproximadamente un 97 %, incluso más preferiblemente aproximadamente un 96 % de los grupos azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina.
De acuerdo con la invención, la etapa de calentamiento se realiza preferiblemente por tratamiento en autoclave de la lente de contacto de hidrogel siliconado sumergida en una solución de envasado (es decir, una solución acuosa tamponada) en un envase de lentes sellado a una temperatura de aproximadamente 118 °C a aproximadamente 125 °C durante aproximadamente 20-90 minutos. De acuerdo con la presente realización de la invención, la solución de envasado es una solución acuosa tamponada que es oftálmicamente segura después del tratamiento en autoclave.
Los envases (o recipientes) para lentes son muy conocidos para un experto en la materia para tratar en autoclave y almacenar una lente de contacto blanda. En la invención se puede usar cualquier envase para lentes. Preferiblemente, un envase de lentes es un envase alveolado que comprende una base y una cubierta, en donde la cubierta está sellada de forma desprendible a la base, en donde la base incluye una cavidad para recibir una solución de envasado estéril y la lente de contacto.
Las lentes se envasan en envases individuales, se sellan y se esterilizan (por ejemplo, mediante tratamiento en autoclave a aproximadamente 120 °C o superior durante al menos 30 minutos) antes de distribuirlas a los usuarios. Un experto en la materia entenderá la manera de sellar y esterilizar los envases para lentes.
Una solución de envasado contiene al menos un agente tamponante y uno o más ingredientes distintos conocidos por los expertos en la materia. Ejemplos de otros componentes incluyen, sin limitación, agentes de tonicidad, tensioactivos, agentes antibacterianos, conservantes y lubricantes (o promotores de la viscosidad solubles en agua) (por ejemplo, derivados de celulosa, poli(alcohol vinílico), polivinilpirrolidona).
La solución de envasado contiene un agente tamponante en una cantidad suficiente para mantener un pH de la solución de envasado en el intervalo deseado, por ejemplo, preferiblemente en un intervalo fisiológicamente aceptable de aproximadamente 6 a aproximadamente 8,5. Se puede usar cualquier agente tamponante fisiológicamente compatible conocido. Agentes tamponantes adecuados como constituyente de la composición para el cuidado de lentes de contacto de acuerdo con la invención son conocidos por el experto en la materia. Ejemplos son ácido bórico, boratos, por ejemplo, borato de sodio, ácido cítrico, citratos, por ejemplo, citrato de potasio, bicarbonatos, por ejemplo, bicarbonato de sodio, TRIS (2-amino-2-hidroximetil-1,3-propanodiol), Bis-Tris (bis-(2-hidroxietil)-imino-tris-(hidroximetil)-metano), bisaminopolioles, trietanolamina, ACES (ácido N-(2-hidroxietil)-2-aminoetanosulfónico), BES (ácido N,N-bis(2-hidroxietil)-2-aminoetanosulfónico), HEPES (ácido 4-(2-hidroxietil)-1-piperazinaetanosulfónico), MES (ácido 2-(N-morfolino)etanosulfónico), MOPS (ácido 3-[N-morfolino]-propanosulfónico), PIPES (ácido piperazina-N,N'-bis(2-etanosulfónico), TES (ácido N-[tris(hidroximetil)metil]-2-aminoetanosulfónico), sales de los mismos, tampones fosfato, por ejemplo, Na2HPO4, NaH2PO4 y KH<2>PO<4>o mezclas de los mismos. Un bisaminopoliol preferido es 1,3-bis(tris[hidroximetil]-metilamino)propano (bis-TRIS-propano). La cantidad de cada agente tamponante en una solución de envasado es preferiblemente de un 0,001 % a un 2 %, preferiblemente de un 0,01 % a un 1 %; mucho más preferiblemente de aproximadamente un 0,05 % a aproximadamente un 0,30 % en peso.
La solución de envasado tiene una tonicidad de aproximadamente 200 a aproximadamente 450 miliosmoles (mOsm), preferiblemente de aproximadamente 250 a aproximadamente 350 mOsm. La tonicidad de una solución de envasado se puede ajustar al añadir sustancias orgánicas o inorgánicas que afectan a la tonicidad. Los agentes de tonicidad ocularmente aceptables adecuados incluyen, aunque sin limitación, cloruro de sodio, cloruro de potasio, glicerol, propilenglicol, polioles, manitoles, sorbitol, xilitol y mezclas de los mismos.
Una solución de envasado tiene una viscosidad de aproximadamente 1 centipoise a aproximadamente 20 centipoises, preferiblemente de aproximadamente 1,2 centipoises a aproximadamente 10 centipoises, más preferiblemente de aproximadamente 1,5 centipoises a aproximadamente 5 centipoises, a 25 °C.
La solución de envasado comprende preferiblemente de aproximadamente un 0,01 % a aproximadamente un 2 %, más preferiblemente de aproximadamente un 0,05 % a aproximadamente un 1,5 %, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 1 %, mucho más preferiblemente de aproximadamente un 0,2 % a aproximadamente un 0,5 % en peso de un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable de la invención.
Una solución de envasado puede contener un polímero potenciador de la viscosidad. Preferiblemente, el polímero potenciador de la viscosidad es no iónico. Aumentar la viscosidad de la solución proporciona una película sobre la lente que puede facilitar el uso cómodo de la lente de contacto. El componente potenciador de la viscosidad también puede actuar amortiguando el impacto sobre la superficie del ojo durante la inserción y también sirve para aliviar la irritación ocular.
Polímeros potenciadores de la viscosidad preferidos incluyen, aunque sin limitación, éteres de celulosa solubles en agua (por ejemplo, metil celulosa (MC), etil celulosa, hidroximetilcelulosa, hidroxietil celulosa (HEC), hidroxipropilcelulosa (HPC), hidroxipropilmetil celulosa (HPMC) o una mezcla de las mismas), poli(alcoholes vinílicos) (PVA) solubles en agua, poli(óxido de etileno) de alto peso molecular que tiene un peso molecular mayor de aproximadamente 2000 (hasta 10000000 dalton), polivinilpirrolidona con un peso molecular de aproximadamente 30 000 dalton a aproximadamente 1000000 dalton, un copolímero de N-vinilpirrolidona y al menos un (met)acrilato de dialquilaminoalquilo que tiene 7-20 átomos de carbono, y combinaciones de los mismos. Los éteres de celulosa solubles en agua y los copolímeros de vinilpirrolidona y metacrilato de dimetilaminoetilo son los polímeros potenciadores de la viscosidad más preferidos. Copolímeros de N-vinilpirrolidona y metacrilato de dimetilaminoetilo están disponibles en el mercado, por ejemplo, Copolymer 845 y Copolymer 937 de ISP.
El polímero potenciador de la viscosidad está presente en la solución de envasado en una cantidad de aproximadamente un 0,01 % a aproximadamente un 5 % en peso, preferiblemente de aproximadamente un 0,05 % a aproximadamente un 3 % en peso, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 0,1 % a aproximadamente un 1 % en peso, basado en la cantidad total de la solución de envasado.
Una solución de envasado puede comprender además un polietilenglicol que tiene un peso molecular de aproximadamente 1200 o menos, más preferiblemente 600 o menos, mucho más preferiblemente de aproximadamente 100 a aproximadamente 500 dalton.
Cuando al menos uno del recubrimiento reticulado y la solución de envasado contiene un material polimérico que tiene segmentos de polietilenglicol, la solución de envasado preferiblemente comprende un a-oxo-multi-ácido o sal del mismo en una cantidad suficiente para que tenga una susceptibilidad reducida a la degradación por oxidación de los segmentos de polietilenglicol. Una solicitud de patente en trámite con la presente del mismo propietario (publicación de solicitud de patente de Estados Unidos n.° 2004/0116564 A1, incorporada en este documento en su totalidad) divulga que un oxo-multi-ácido o sal del mismo puede reducir la susceptibilidad a degradación oxidativa de un material polimérico que contiene PEG.
Los a-oxo-multi-ácidos ejemplares o sales biocompatibles de los mismos incluyen, sin limitación, ácido cítrico, ácido 2-cetoglutárico o ácido málico o sales biocompatibles (preferiblemente oftálmicamente compatibles) de los mismos. Más preferiblemente, un a-oxo-multi-ácido es ácido cítrico o málico o sales biocompatibles (preferiblemente oftálmicamente compatibles) de los mismos (por ejemplo, sodio, potasio o similares).
La solución de envasado puede comprender además materiales similares a mucina, materiales oftálmicamente beneficiosos y/o tensioactivos.
Materiales similares a mucina ejemplares incluyen, sin limitación, poli(ácido glicólico), poliláctidos y similares. Un material similar a mucina puede usarse como materiales auxiliares que pueden liberarse continua y lentamente durante un periodo prolongado de tiempo a la superficie ocular del ojo para tratar el síndrome de xeroftalmia. El material similar a mucina preferiblemente está presente en cantidades eficaces.
Materiales oftálmicamente beneficiosos ejemplares incluyen, aunque sin limitación, ácido 2-pirrolidona-5-carboxílico (PCA), aminoácidos (por ejemplo taurina, glicina, etc.), ácidos alfa-hidroxílicos (por ejemplo ácido glicólico, láctico, málico, tartárico, mandélico y cítrico y sales de los mismos, etc.), ácidos linoleico y gamma-linoleico y vitaminas (por ejemplo, B5, A, B6, etc.).
Los tensioactivos pueden ser casi cualquier tensioactivo ocularmente aceptable, incluyendo tensioactivos no iónicos, aniónicos y anfóteros. Ejemplos de tensioactivos preferidos incluyen, sin limitación, poloxámeros (por ejemplo, Pluronic® F108, F88, F68, F68LF, F127, F87, F77, P85, P75, P104, y P84), poloaminas (por ejemplo, Tetronic® 707, 1107 y 1307, ésteres de polietilenglicol de ácidos grasos (por ejemplo, Tween® 20, Tween® 80), éteres de polioxietileno o polioxipropileno de alcanos C<12>-C<18>(por ejemplo, Brij® 35), estearato de polioxietileno (Myrj® 52), estearato de polioxietilenpropilenglicol (Atlas® G 2612) y tensioactivos anfóteros con las marcas comerciales Mirataine® y Miranol®.
Una lente de contacto de hidrogel siliconado obtenida de acuerdo con un método de la invención tiene una hidrofilia superficial/humectabilidad caracterizada por tener un ángulo de contacto promedio con agua de aproximadamente 90 grados o menos, más preferiblemente de aproximadamente 80 grados o menos, incluso más preferiblemente de aproximadamente 70 grados o menos, mucho más preferiblemente de aproximadamente 60 grados o menos.
En otra realización preferida, un método de la invención puede comprender además, antes de la etapa de calentamiento, las etapas de: poner en contacto a temperatura ambiente la lente de contacto de hidrogel siliconado con una solución acuosa del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable para formar una capa superior (es decir, un recubrimiento LbL) del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable sobre la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado, sumergir la lente de contacto de hidrogel siliconado con la capa superior del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable en una solución de envasado en un envase de lentes; sellar el envase de lentes; y tratar en autoclave el envase de lentes con la lente de contacto de hidrogel siliconado en el mismo para formar un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la lente de contacto de hidrogel siliconado. Como está positivamente cargado, se cree que el material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable puede formar, sobre una lente de contacto de hidrogel siliconado, un recubrimiento LbL que no se une covalentemente a la superficie de una lente de contacto de hidrogel siliconado (es decir, a través de interacciones físicas), especialmente una lente de contacto que tiene grupos carboxilo cargados negativamente sobre su superficie.
También se divulga una lente de contacto de hidrogel siliconado obtenida de acuerdo con un método de la invención descrito anteriormente.
Se divulga además un producto oftálmico, que comprende un envase de lentes esterilizado y sellado, en donde el envase de lentes comprende una solución de envasado de lentes posterior a autoclave y una lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar sumergida en la misma, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar comprende un recubrimiento hidrófilo reticulado obtenido por autoclave de una lente de contacto de hidrogel siliconado original que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado original en una solución de envasado antes de autoclave que contiene un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, en donde el material polimérico hidrófilo comprende (i) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 %, preferiblemente de aproximadamente un 35 % a aproximadamente un 90 %, más preferiblemente de aproximadamente un 50 % a aproximadamente un 85 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina, (ii) de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 %, preferiblemente de aproximadamente un 10 % a aproximadamente un 65 %, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 15 % a aproximadamente un 50 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, en donde los restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente potenciador de la hidrofilia, y (iii) grupos azetidinio que son partes de las primeras cadenas poliméricas o grupos colgantes o terminales fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas, en donde el material polimérico hidrófilo está fijado covalentemente sobre la lente de contacto de hidrogel siliconado a través de primeros enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo amino o carboxilo sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado y un grupo azetidinio del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable, en donde la solución de envasado posterior a autoclave comprende al menos un agente tamponante en una cantidad suficiente para mantener un pH de aproximadamente 6,0 a aproximadamente 8,5 y tiene una tonicidad de aproximadamente 200 a aproximadamente 450 miliosmoles (mOsm), preferiblemente de aproximadamente 250 a aproximadamente 350 mOsm y una viscosidad de aproximadamente 1 centipoise a aproximadamente 20 centipoises, preferiblemente de aproximadamente 1,2 centipoises a aproximadamente 10 centipoises, más preferiblemente de aproximadamente 1,5 centipoises a aproximadamente 5 centipoises, a 25 °C, en donde la solución de envasado posterior al autoclave comprende un material humectante polimérico que es un producto hidrolizado del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable después de autoclave, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar tiene una hidrofilia superficial/humectabilidad caracterizada por tener un ángulo de contacto promedio con agua de aproximadamente 90 grados o menos, preferiblemente de aproximadamente 80 grados o menos, más preferiblemente de aproximadamente 70 grados o menos, incluso más preferiblemente de aproximadamente 60 grados o menos, mucho más preferiblemente de aproximadamente 50 grados o menos.
Una "lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar" se refiere a una lente de contacto de hidrogel siliconado que es oftálmicamente compatible y está esterilizada por autoclave. Una "lente de contacto de hidrogel siliconado original" se refiere a una lente de contacto de hidrogel siliconado que carece de un recubrimiento hidrófilo reticulado y no está esterilizada por autoclave.
Diversas realizaciones que incluyen lentes de contacto de hidrogel siliconado que tienen de forma inherente grupos amino y/o grupos carboxilo, lentes de contacto de hidrogel siliconado que tienen un recubrimiento de base reactivo, monómeros vinílicos reactivos, monómeros vinílicos no reactivos, polímeros reactivos para formar un recubrimiento de base LbL reactivo, recubrimientos plasmáticos, poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina, agentes potenciadores de la hidrofilia, materiales poliméricos hidrófilos solubles en agua con grupos azetidinio, la etapa de calentamiento, envases de lentes, soluciones de envasado y humectabilidad superficial de una lente de contacto de hidrogel siliconado con un recubrimiento hidrófilo reticulado de la invención se describen anteriormente y puede combinarse y/o usarse conjuntamente.
Una lente de contacto de hidrogel siliconado fácil de usar de la invención tiene una permeabilidad al oxígeno de al menos aproximadamente 40 Barrer, preferiblemente al menos aproximadamente 50 Barrer, más preferiblemente aproximadamente60 Barrer, incluso más preferiblemente aproximadamente70 Barrer; un grosor central de aproximadamente 30 a aproximadamente 200 micrómetros, más preferiblemente de aproximadamente 40 a aproximadamente 150 micrómetros, incluso más preferiblemente de aproximadamente 50 a aproximadamente 120 micrómetros, y mucho más preferiblemente de aproximadamente 60 a aproximadamente 110 micrómetros; un coeficiente de elasticidad de aproximadamente 1,5 MPa o menos, preferiblemente aproximadamente 1,2 MPa o menos, más preferiblemente aproximadamente 1,0 o menos, incluso más preferiblemente de aproximadamente 0,3 MPa a aproximadamente 1,0 MPa; un coeficiente de difusión de flujo iónico, D, de preferiblemente al menos aproximadamente 1,5 x 10-6 mm2/min, más preferiblemente al menos aproximadamente 2,6 x 10-6 mm2/min, incluso más preferiblemente al menos aproximadamente 6,4 x 10-6 mm2/min; un contenido de agua preferiblemente de aproximadamente un 18 % a aproximadamente un 70 %, más preferiblemente de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 60 % en peso cuando está completamente hidratada; o combinaciones de los mismos.
El contenido de agua de una lente de contacto de hidrogel siliconado puede medirse de acuerdo con la técnica volumétrica como se divulga en el documento US 5.849.811.
Además, se divulga un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, que comprende: (a) de aproximadamente un 20 % a aproximadamente un 95 %, preferiblemente de aproximadamente un 35 % a aproximadamente un 90 %, más preferiblemente de aproximadamente un 50 % a aproximadamente un 85 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina; (b) de aproximadamente un 5 % a aproximadamente un 80 %, preferiblemente de aproximadamente un 10 % a aproximadamente un 65 %, incluso más preferiblemente de aproximadamente un 15 % a aproximadamente un 50 % en peso de segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente polimérico potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, en donde las segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente polimérico potenciador de la hidrofilia; y (c) grupos azetidinio que son partes de las primeras cadenas poliméricas o grupos colgantes fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas.
Diversas realizaciones que incluyen realizaciones preferidas de monómeros vinílicos reactivos, monómeros vinílicos no reactivos, poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y polímeros hidrófilos como agentes potenciadores de la hidrofilia se describen anteriormente y pueden combinarse de cualquiera manera y/o usarse conjuntamente.
La divulgación anterior posibilitará que un experto en la materia ponga en práctica la invención. Pueden hacerse diversas modificaciones, variaciones y combinaciones en las diversas realizaciones descritas en este documento. Para posibilita que el lector entienda mejor realizaciones específicas y las ventajas de las mismas, se sugiere una referencia a los siguientes ejemplos. Se pretende que la memoria descriptiva y los ejemplos se consideren ejemplares.
Aunque se han descrito diversas realizaciones de la invención usando términos, dispositivos y métodos específicos, dicha descripción es solo con fines ilustrativos. Las palabras usadas son palabras de descripción en vez de limitación. Además, se debe entender que los aspectos de las diversas realizaciones pueden intercambiarse, por completo o en parte, o se pueden combinar en cualquier modo y/o usarse juntos.
Ejemplo 1
Mediciones de permeabilidad al oxígeno
La permeabilidad aparente al oxígeno de una lente y la transmisibilidad de oxígeno de un material de lente se determina de acuerdo con una técnica similar a la descrita en la patente de Estados Unidos n.° 5.760.100 y en un artículo de Wintertonet al.,(The Cornea: Transactions of the World Congress on the Cornea 111, HD. Cavanagh Ed., Raven Press: Nueva York 1988, pág. 273-280), que están ambas incorporadas en este documento por referencia en su totalidad. Los flujos de oxígeno (J) se miden a 34 °C en una celdilla húmeda (es decir, las corrientes gaseosas se mantienen a aproximadamente el 100 % de humedad relativa) usando un instrumento Dk1000 (disponible de Applied Design and Development Co., Norcross, GA), o un instrumento analítico similar. Una corriente de aire, que tiene un porcentaje conocido de oxígeno (por ejemplo, 21 %), se pasa a través de un lado de la lente a una tasa de aproximadamente 10 a 20 cm3/min, mientras una corriente de nitrógeno se pasa sobre el lado opuesto de la lente a una tasa de aproximadamente 10 a 20 cm3/min. Una muestra se equilibra en un medio de prueba (es decir, solución salina o agua destilada) a la temperatura de prueba prescrita durante al menos 30 minutos antes de la medición, pero no más de 45 minutos. Cualquier medio de prueba usado como capa superior se equilibra a la temperatura de prueba prescrita durante al menos 30 minutos antes de la medición, pero no más de 45 minutos. La velocidad del motor de agitación se ajusta hasta 1200±50 rpm, correspondiente a un ajuste indicado de 400±15 en el controlador del motor gradual. Se mide la presión barométrica que rodea el sistema, Pmedida. El grosor (t) de la lente en la superficie que está expuesta para la prueba se determina al medir aproximadamente 10 posiciones con un micrómetro Mitotoya VL-50, o un instrumento similar, y promediar las medidas. La concentración de oxígeno en la corriente de nitrógeno (es decir, oxígeno que se difunde a través de la lente) se mide usando el instrumento DK1000. La permeabilidad al oxígeno aparente del material de la lente, Dkap, se determina a partir de la siguiente fórmula:
Dkap = Jt/(P oxígeno)
donde J = flujo de oxígeno [microlitros de O<2>/cm2-minuto]
Poxígeno =(Pmedido - Pagua vapor)=(% de O<2>en corriente de aire) [mm de Hg] = presión parcial de oxígeno en la corriente de aire
Pmedido = presión barométrica (mm de Hg)
Pagua vapor = 0 mm de Hg a 34 °C (en una celdilla seca) (mm de Hg)
Pagua vapor = 40 mm de Hg a 34 °C (en una celdilla húmeda) (mm de Hg)
t = grosor promedio de la lente en la superficie de prueba expuesta (mm)
Dkap se expresa en unidades Barrer.
La transmisibilidad de oxígeno aparente (Dk/t) del material se puede calcular al dividir la permeabilidad al oxígeno aparente (Dkap) por el grosor (t) de la lente.
Las mediciones descritas anteriormente no se corrigen con respecto al denominado efecto de capa límite que es atribuible al uso de un baño de agua o solución salina sobre la parte superior de la lente de contacto durante la medida del flujo de oxígeno. El efecto de capa límite hace que el valor presentado para la Dk aparente de un material de hidrogel siliconado sea inferior que el valor de Dk intrínseca real. Además, el impacto relativo del efecto de capa límite es mayor para lentes más delgadas que con lentes más gruesas. El efecto neto es que la Dk presentada parece cambiar como una función del grosor de la lente cuando debe permanecer constante.
El valor de Dk intrínseca de una lente se puede estimar basándose en un valor de Dk corregido para la resistencia superficial al flujo de oxígeno provocada por el efecto de capa límite como sigue.
Se miden los valores de permeabilidad aparente al oxígeno (un solo punto) de las lentes de referencia lotrafilcon A (Focus® N&D® de CIBA VISION CORPORATION) o lotrafilcon B (AirOptix™ de CIBA VISION CORPORATION) usando el mismo equipo. Las lentes de referencia son de potencia óptica similar a las lentes de prueba y se miden simultáneamente con las lentes de prueba.
Se mide el flujo de oxígeno a través de una serie de grosores de lentes Lotrafilcon A o Lotrafilcon B (referencia) usando el mismo equipo de acuerdo con el procedimiento para las mediciones de Dk aparente descritas anteriormente, para obtener el valor de Dk intrínseca (Dki) de la lente de referencia. Una serie de grosores debe cubrir un intervalo de grosores de aproximadamente 100 pm o más. Preferiblemente, el intervalo de grosores de la lente de referencia incluirá los grosores de la lente de prueba. La Dkap de estas lentes de referencia debe medirse en el mismo equipo que las lentes de prueba y debe medirse de forma ideal de forma simultánea con las lentes de prueba. La configuración del equipo y los parámetros de medida se deben mantener constantes a lo largo del experimento. Las muestras individuales se pueden medir múltiples veces si se desea.
Se determina el valor de resistencia residual de oxígeno, Rr, a partir de los resultados de las lentes de referencia usando la ecuación 1 en los cálculos.
En que t es el grosor de la lente de prueba (es decir, la lente de referencia también), y n es el número de las lentes de referencia medidas. Se representa el gráfico del valor de resistencia residual al oxígeno, Rr frente a los datos t y se ajusta una curva de la forma Y = a bX donde, para la lente j.a, Yj = (AP / J)j y X = tj. La resistencia residual al oxígeno, Rr es igual a a.
Se usa el valor de resistencia residual al oxígeno determinado anteriormente para calcular la permeabilidad correcta al oxígeno Dkc (Dk intrínseca estimada) para las lentes de prueba basándose en la ecuación 2.
Dkc = t / [ ( t / D k a) - R r] (2;
La Dk intrínseca estimada de la lente de prueba se puede usar para calcular cuál habría sido la Dk aparente (Dka_est) para una lente de grosor estándar en el mismo ambiente de prueba basándose en la ecuación 3. El grosor estándar (test) para Lotrafilcon A = 85 pm. El grosor estándar para Lotrafilcon B = 60 pm.
Dka_est = test/[(test/Dkc) Rr_est] (3)
Mediciones de permeabilidad iónica.
La permeabilidad iónica de una lente se mide de acuerdo con procedimientos descritos en la patente de Estados Unidos n.° 5.760.100 (incorporada en este documento por referencia en su totalidad). Los valores de la permeabilidad iónica presentados en los siguientes ejemplos son los coeficientes de difusión de flujo iónico relativos (D/Dref) en referencia a un material para lentes, Alsacon, como material de referencia. Alsacon tiene un coeficiente de difusión de flujo iónico de 0,314 x 10-3 mm2/minuto.
Evaluación de la lubricidad
La clasificación de la lubricidad es un esquema de clasificación cualitativo donde se usa una escala de 0 a 5 indicando 0 o números menores mejor lubricidad, 1 se asigna a las lentes comerciales Oasys™/TruEye™ y 5 se asigna a las lentes comerciales Air Optix™. Las muestras se enjuagan con agua DI en exceso durante al menos tres veces y a continuación se transfieren a PBS antes de la evaluación. Antes de la evaluación, se aclaran las manos con una solución jabonosa, se aclaran a fondo con agua DI y a continuación se secan con toallas KimWipe®. Las muestras se manipulan entre los dedos y a cada muestra se le asigna un número numérico con respecto a las lentes convencionales anteriores descritas anteriormente. Por ejemplo, si se determina que las lentes solo son ligeramente mejores que las lentes Air Optix™, entonces se les asigna un número 4. Por cuestiones de consistencia, todas las clasificaciones se recogen independientemente por los dos mismos operarios para evitar sesgos y los datos hasta ahora revelan una muy buena concordancia cualitativa y consistencia en la evaluación.
Pruebas de hidrofilia superficial/humectabilidad.El ángulo de contacto con agua sobre una lente de contacto es una medida general de la hidrofilia superficial (o humectabilidad) de la lente de contacto. En particular, un bajo ángulo de contacto con agua corresponde a una superficie más hidrófila. Los ángulos de contacto promedio (gota sésil) de lentes de contacto se miden usando un dispositivo de medida del ángulo de contacto VCA 2500 XE de AST, Inc., situado en Boston, Massachusetts. Este equipo puede medir los ángulos de contacto de avance o retroceso o los ángulos de contacto sésiles (estáticos). Las mediciones se realizan en lentes de contacto totalmente hidratadas e inmediatamente después de secar con papel secante como sigue. Una lente de contacto se retira del vial y se lava 3 veces en ~200 ml de agua Dl reciente para retirar de la superficie de la lente aditivos de envasado unidos de forma suelta. A continuación, la lente se pone sobre un paño limpio libre de pelusa (Alpha Wipe TX1009), se restriega bien para retirar el agua superficial, se monta sobre la peana de medición del ángulo de contacto, se seca por soplado con un chorro de aire seco y finalmente se mide automáticamente el ángulo de contacto mediante gota sésil usando el programa informático proporcionado por el fabricante. El agua DI usada para medir el ángulo de contacto tiene una resistividad >18 MQcm y el volumen de gotita usado es 2 pl. Típicamente, las lentes de hidrogel siliconado no recubiertas (después del tratamiento en autoclave) tienen un ángulo de contacto mediante gota sésil de aproximadamente 120 grados. Las pinzas y el pedestal se lavan bien con isopropanol y se enjuagan con agua DI antes de entrar en contacto con las lentes de contacto.
Pruebas de tiempo de rotura de agua (WBUT).La humectabilidad de las lentes (después de tratamiento en autoclave) también se evalúa determinando el tiempo requerido para que la película de agua empiece a romperse sobre la superficie de la lente. En resumen, las lentes se retiran del vial y se lavan 3 veces en ~200 ml de agua Dl reciente para retirar de la superficie de la lente aditivos de envasado unidos de forma suelta. La lente se retira de la solución y se mantiene contra una fuente de luz brillante. Se observa visualmente el tiempo que se necesita para que la película de agua se rompa (deshumidificación) exponiendo el material de lente subyacente. Las lentes no recubiertas típicamente se rompen instantáneamente tras retirarse del agua DI y se les asigna un WBUT de 0 segundos. Las lentes que presentan WBUT > 5 segundos se consideran humectables y se espera que presenten humectabilidad adecuada (capacidad de soportar la película de lágrima) sobre el ojo.
Pruebas de integridad del recubrimiento.La integridad de un recubrimiento sobre la superficie de una lente de contacto se puede someter a prueba de acuerdo con la prueba de tinción con negro Sudán como sigue. Las lentes de contacto con un recubrimiento (un recubrimiento LbL, un recubrimiento plasmático o cualquier otro recubrimiento) se sumergen en una solución de tinte negro Sudán (aceite de negro Sudán en vitamina E). El tinte negro Sudán es hidrófobo y tiene una gran tendencia a adsorberse por un material hidrófobo o sobre una superficie de lente hidrófoba o manchas hidrófobas sobre una superficie parcialmente recubierta de una lente hidrófoba (por ejemplo, lentes de contacto SiHy). Si el recubrimiento sobre una lente hidrófoba está intacto, no se observarán manchas sobre o en la lente. Todas las lentes a prueba están totalmente hidratadas.
Pruebas de durabilidad del recubrimiento.Las lentes se frotan dactilarmente con solución de cuidado de lentes polivalente Solo-care® 30 veces y después se aclaran con solución salina. El procedimiento anterior se repite un número de veces dado, por ejemplo, de 1 a 30 veces, (es decir, número de pruebas de frotado dactilar consecutivas que imitan los ciclos de limpieza y remojo). A continuación, las lentes se someten a la prueba de negro Sudán (es decir, la prueba de integridad del recubrimiento descrita anteriormente) para examinar si el recubrimiento está todavía intacto. Para sobrevivir a la prueba de frotado dactilar, no hay manchas de tinción significativamente aumentadas (por ejemplo, manchas de tinción que cubren no más de aproximadamente un 5 % de la superficie total de la lente). Los ángulos de contacto con agua se miden para determinar la durabilidad del recubrimiento.
Prueba de adhesión de residuos.Las lentes de contacto con una superficie muy cargada pueden ser propensas a un incremento de la adhesión de residuos durante el manejo por parte del paciente. Una toalla de papel se frota contra las manos con guantes y a continuación ambas caras de la lente se frotan con los dedos para transferir cualquier residuo a la superficie de la lente. La lente se enjuaga brevemente y a continuación se observa bajo un microscopio. Se usa una escala de evaluación cualitativa de 0 (sin adhesión de residuos) a 4 (adhesión de residuos equivalente a una lente de control recubierta con PAA) para evaluar cada lente. Se considera que las lentes con una puntuación de "0" o "1" son aceptables.
Prueba de agrietamiento superficial.Una reticulación excesiva de una capa de recubrimiento puede dar lugar a grietas superficiales después de frotar una lente que son visibles en un microscopio de campo oscuro. Las lentes se invierten y se frotan y se anota cualquier línea de agrietamiento. Se usa una clasificación cualitativa de 0 (sin agrietamiento) a 2 (agrietamiento importante) para clasificar las lentes. Cualquier línea de agrietamiento importante se considera inaceptable.
Determinación del contenido de azetidinio.El contenido de azetidinio en PAE se puede determinar de acuerdo con uno de los siguientes ensayos.
Ensayos de PPVS.La densidad de carga de PAE (es decir, contenido de azetidinio) se puede determinar de acuerdo con en ensayo de PPVS, un ensayo de valoración colorimétrica donde el valorante es vinilsulfato de potasio (PPVS) y el indicador es azul de toluidina. Véase S-K Kam y J. Gregory, "Charge determination of synthetic cationic polielectrolytes by colloid titration," en Colloid & Surface A: Physicochem. Eng. Aspect, 159: 165-179 (1999). El PPVS se une a especies cargadas positivamente, por ejemplo, azul de toluidina, y los grupos azetidinio de PAE. Las disminuciones en las intensidades de absorbancia de azul de toluidina son indicativas de una densidad de carga de PAE (contenido de azetidinio) proporcionada.
Ensayo de PES-Na.El ensayo de PES-Na es otro ensayo de valoración colorimétrica para determinar la densidad de carga de PAE (contenido de azetidinio). En este ensayo, el valorante es polietilensulfonato de sodio (PES-Na) en lugar de PPVS. El ensayo es idéntico al ensayo de PPVS descrito anteriormente.
Ensayos de PCD.El ensayo de PCD es un ensayo de valoración potenciométrica para determinar la carga de PAE (contenido de azetidinio). EI valorante es polietilensulfonato de sodio (PES-Na), PPVS u otro valorante. La carga de PAE se detecta mediante un electrodo, por ejemplo, usando el detector de carga de las partículas Mütek PCD-04 de BTG. El principio de medición de este detector puede encontrarse en el cibersitio de BTG http://www .btg.com/products.asp?langage=1&appli=5&numProd=357 &cat=prod).
Método de RMN.Los restos cargados positivamente activos en PAE son grupos azetidinio (AZR). El método de relación de RMN es una relación del número de protones específicos de AZR frente al número de protones no relacionados con AZR. Esta relación es un indicador de la carga o la densidad de AZR para PAE.
Ejemplo 2
Preparación de macrómero de CE-PDMS
En la primera etapa, a,w-bis(2-hidroxietoxipropiI)-polidimetilsiloxano (Mn = 2000, Shin-Etsu, KF-6001 a) se protege con isoforondiisocianato (IPDI) al hacer reaccionar 49,85 g de a,w-bis(2-hidroxietoxipropil)-polidimetilsiloxano con 11,1 g de IPDI en 150 g de metiletilcetona (MEK) seca en presencia de 0,063 g de dilaurato de dibutilestaño (DBTDL). La reacción se mantiene durante 4,5 h a 40 °C, formando IPDI-PDMS-IPDI. En la segunda etapa, una mezcla de 164,8 g de a,w-bis(2-hidroxietoxipropil)-polidimetilsiloxano (Mn = 3000, Shin-Etsu, KF-6002) y 50 g de MEK seca se añaden gota a gota a la solución de IPDI-PDMS-IPDI a la que se han añadido 0,063 g adicionales de DBTDL. EI reactor se mantiene durante 4,5 h a aproximadamente 40 °C, formando HO-PDMS-IPDI-PDMS-IPDI-PDMS-OH. A continuación, la MEK se retira a presión reducida. En la tercera etapa, los grupos hidroxilo terminales se cubren con grupos metacriloiloxietilo en una tercera etapa mediante la adición de 7,77 g de isocianatoetilmetacrilato (IEM) y 0,063 g adicionales de DBTDL, formando IEM-PDMS-IPDI-PDMS-IPDI-PDMS-IEM (macrómero de CE-PDMS).
Preparación alternativa de macrómero de CE-PDMS
Se añaden 240,43 g de KF-6001 a un reactor de 1 l equipado con agitación, termómetro, criostato, embudo de goteo y adaptador de entrada de nitrógeno/vacío, y después se sean por aplicación de alto vacío (2 x 10-2 mbar). A continuación, bajo una atmósfera de nitrógeno seco, se añaden a continuación al reactor 320 g de MEK destilada y la mezcla se agita a fondo. Se añaden al reactor 0,235 g de DBTDL. Después de que el reactor se caliente hasta 45 °C, se añaden al reactor 45,86 g de IPDI a través de un embudo de adición durante 10 minutos con agitación moderada. La reacción se mantiene durante 2 horas a 60 °C. A continuación, se añaden 630 g de KF-6002 disueltos en 452 g de MEK destilada y se agitan hasta que se forma una solución homogénea. Se añaden 0,235 g de DBTDL, y el reactor se mantiene a aproximadamente 55 °C durante una noche bajo una capa de nitrógeno seco. Al día siguiente, la MEK se retira mediante destilación instantánea. El reactor se enfría y a continuación se cargan al reactor 22,7 g de IEM seguido por aproximadamente 0,235 g de DBTDL. Después de aproximadamente 3 horas, se añaden 3,3 g adicionales de IEM y se deja que la reacción avance durante la noche. Al día siguiente, la mezcla de reacción se enfría hasta aproximadamente 18 °C para obtener el macrómero de CE-PDMS con grupos metacrilato terminales.
Ejemplo 3
Preparación de formulaciones para lentes
Se prepara una formulación para lentes disolviendo los componentes en 1-propanol para tener la siguiente composición: 33 % en peso de macrómero de CE-PDMS preparado en el ejemplo 2, 17 % en peso de N-[tris(trimetilsiloxi)-sililpropil]acrilamida (TRIS-Am), 24 % en peso de N,N-dimetilacrilamida (DMA), 0,5 % en peso de N-(carbonil-metoxipolietilenglicoI-2000)-1,2-diestearoil-sn-gIicero-3-fosfoetanolamina, sal sódica) (L-PEG), 1,0 % en peso de Darocur 1173 (DC1173), 0,1 % en peso de Visitint (dispersión de pigmento azul de ftalocianina de cobre al 5 % en metacrilato de tris(trimetilsiloxi)sililpropilo, TRIS) y 24,5 % en peso de 1-propanol.
Preparación de lentes
Las lentes se preparan por moldeo por colada a partir de la formulación de lentes preparada anteriormente en un molde reutilizable, similar al molde mostrado en las figuras 1-6 en las patentes de Estados Unidos n.° 7.384.590 y 7.387.759 (figuras 1-6). El molde comprende una mitad de molde hembra hecha de cuarzo (o CaF<2>) y una mitad de molde macho hecha de vidrio (o PMMA). La fuente de irradiación UV es una lámpara de Hamamatsu con el filtro de corte WG335 TM297 a una intensidad de aproximadamente 4 mW/cm2. La formulación para lentes en el molde se irradia con irradiación UV durante aproximadamente 25 segundos. Las lentes moldeadas por colada se extraen con isopropanol (o metiletilcetona, MEK), se enjuagan en agua, se recubren con poli(ácido acrílico) (PAA) al sumergir las lentes en una solución en propanol de PAA (0,1 % en peso, acidificada con ácido fórmico hasta aproximadamente pH 2,5) y se hidratan en agua. Se determina que las lentes resultantes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL reactivo sobre las mismas tienen las siguientes propiedades: permeabilidad iónica de aproximadamente 8,0 a aproximadamente 9,0 con respecto al material de lentes Alsacon; Dk aparente (un solo punto) de aproximadamente 90 a 100; un contenido de agua de aproximadamente un 30 % a aproximadamente un 33 %; y un coeficiente de elasticidad de aproximadamente 0,60 MPa a aproximadamente 0,65 MPa.
Ejemplo 4
Se prepara una solución salina de recubrimiento en el envase (IPC) añadiendo un 0,2 % de poliamidoaminaepiclorhidrina (PAE, Kymene) en solución salina tamponada con fosfato (PBS) y el pH entonces se ajusta hasta 7,2 7,4.
Las lentes del ejemplo 3 se ponen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina IPC se añade antes de insertar la lente). El envase alveolado entonces se sella con lámina de aluminio y se somete a autoclave durante aproximadamente 30 minutos a 121 °C, formando recubrimientos reticulados (recubrimiento de PAA-x-PAE) sobre las lentes.
A continuación, las lentes se evalúan con respecto a la adhesión de residuos, el agrietamiento superficial, la lubricidad, el ángulo de contacto y el tiempo de rotura de agua (WBUT). Las lentes de prueba (envasadas/sometidas a autoclave en la solución salina IPC, es decir, lentes que tienen recubrimiento de PAA-x-PAE sobre las mismas) no muestras adhesión de residuos mientras que las lentes de control (envasadas/sometidas a autoclave en PBS, es decir, lentes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL sobre las mismas) muestran una importante adhesión de residuos. El ángulo de contacto con agua (WCA) de las lentes de prueba es bajo (~20 grados), pero el WBUT es menor de 2 segundos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, son visibles líneas de agrietamiento intensas después del manejo de la lente (inversión de la lente y frotado entre los dedos). Las lentes de prueba están mucho menos lubricadas que las lentes de control según se considera mediante un ensayo cualitativo de frotado con los dedos (clasificación de lubricidad de 4).
Ejemplo 5
Se adquiere sal sódica parcial de poli(acrilamida-co-ácido acrílico) (~80 % de contenido de sólidos, poli(AAm-co-AA)( 80/20), Mw. 520000, Mn 150000) de Aldrich y se usa según se recibe.
Se prepara una solución salina IPC disolviendo un 0,02 % de poli(AAm-co-AA)(80/20) y un 0,2 % de PAE (Kymene) en<P b S .>El pH se ajusta hasta 7,2~7,4. La PBS se prepara al disolver un 0,76 % de NaCl, un 0,044 % de NaH2PÜ4- H<2>O y un 0,388 % de Na2HPO4-2H2O en agua.
Las lentes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL sobre las mimas preparadas en el ejemplo 3 se ponen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C. Se cree que se forma un recubrimiento reticulado compuesto por tres capas PAA-x-PAE-x-poli(AAm-co-AA) sobre las lentes durante el tratamiento en autoclave.
Las lentes de prueba (envasadas/sometidas a autoclave en la solución salina IPC, es decir, lentes que tienen recubrimiento de PAA-x-PAE-x-poli(AAm-co-AA) sobre las mismas) no tienen adhesión de residuos y tienen un WBUT de más de 10 segundos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, son visibles líneas de agrietamiento después de frotar las lentes de prueba. Las lentes de prueba están mucho más lubricadas que las lentes de prueba del ejemplo 4, pero aún no están tan lubricadas como las lentes de control envasadas en PBS (clasificación de lubricidad de 1-2).
Ejemplo 6
Se prepara una solución salina IPC disolviendo un 0,02 % de poli(AAm-co-AA) (80/20) y un 0,2 % de PAE (Kymene) en PBS y ajustando el pH hasta 7,2~7,4. La solución salina entonces se trata calentando hasta y a aproximadamente 70 °C durante 4 horas (pretratamiento térmico), formando un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio en la solución salina IPC. Después del pretratamiento térmico, la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de polietersulfona (PES) de 0,22 micrómetros y se enfría de nuevo hasta temperatura ambiente.
Las lentes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL sobre las mimas preparadas en el ejemplo 3 se ponen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C, formando un recubrimiento reticulado (material polimérico hidrófilo de PAA-x) sobre las lentes.
Las lentes de prueba (envasadas en la solución salina IPC pretratada térmicamente, es decir, lentes que tienen un recubrimiento de material polimérico hidrófilo de PAA-x sobre las mismas) no muestran adhesión de residuos después de frotarse contra una toalla de papel mientras que las lentes de control (envasadas en PBS, es decir, lentes que tienen una capa fijada no covalentemente de PAA sobre las mismas) muestran una importante adhesión de residuos. Las lentes de prueba tienen un WBUT de más de 10 segundos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar la lente de prueba. Las lentes de prueba están muy lubricadas en un ensayo de frotado con los dedos y equivalente a las lentes de control (clasificación de lubricidad de 0).
Se lleva a cabo una serie de experimentos para estudiar los efectos de las condiciones (duración y/o temperatura) del pretratamiento térmico de la solución salina IPC sobre las propiedades superficiales de lentes resultantes recubiertas con la solución salina IPC. Dependiendo de la funcionalidad azetidinio de PAE y la concentración de PAE usada, tiempos de tratamiento térmico de aproximadamente 6 horas o más a aproximadamente 70 °C producen lentes que son susceptibles a la adhesión de residuos similar a las lentes de control. Un tratamiento térmico durante solo 4 horas a 50 °C produce lentes que muestran líneas de agrietamiento superficiales bajo microscopia de campo oscuro después de frotarse entre los dedos similar a las lentes de prueba del ejemplo 5 donde la solución salina IPC no está pretratada térmicamente.
Ejemplo 7
Se adquiere sal sólida parcial de poli(acrilamida-co-ácido acrílico) (~90 % de contenido de sólidos, poli(AAm-co-AA) 90/10, Mw 200000) de Polysciences, Inc. y se usa según se recibe.
Se prepara una solución salina IPC disolviendo un 0,07 % de PAAm-PAA (90/10) y un 0,2 % de PAE (Kymene) en PBS y ajustando el pH hasta 7,2~7,4. Entonces, la solución salina se pretrata térmicamente durante aproximadamente 4 horas a aproximadamente 70 °C, formando un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio. Después del pretratamiento térmico, la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de polietersulfona [PES] de 0,22 micrómetros y se enfría de nuevo hasta temperatura ambiente.
Las lentes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL sobre las mismas preparadas en el ejemplo 3 y lentes Lotrafilcon B no recubiertas (de CIBA VISION CORPORATION) que se sumergen en una solución en propanol ácido de PAA (aproximadamente un 0,1 %, pH ~2,5) se ponen en cavidades de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC pretratada térmicamente (la mitad de la solución salina IPC se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a 121 °C, formando un recubrimiento reticulado (material polimérico hidrófilo de PAA-x) sobre las lentes.
Las lentes de prueba (lentes tanto Lotrafilcon B como del ejemplo 3 que tienen un polímero de PAA-x-hidrófilo sobre las mismas) no tienen adhesión de residuos. Las lentes de prueba tienen un WBUT de más de 10 segundos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar las lentes entre los dedos. Las lentes están extremadamente lubricadas en ensayos cualitativos de frotado con los dedos (clasificación de lubricidad de 0).
Ejemplo 8
En el diseño de los experimentos (DOE), se producen soluciones salinas IPC para que contengan entre aproximadamente un 0,05 % y aproximadamente un 0,09 % de PAAm-PAA y de aproximadamente un 0,075 % a aproximadamente un 0,19 % de PAE (Kymene) en PBS. Las soluciones salinas IPC se tratan térmicamente durante 8 horas a 60 °C y las lentes del ejemplo 3 se envasan en las soluciones salinas IPC pretratadas térmicamente. No se observan diferencias en las propiedades superficiales de las lentes finales y todas las lentes mostraban excelente lubricidad, resistencia a la adhesión de residuos, excelente humectabilidad y ninguna evidencia de agrietamiento superficial.
Ejemplo 9
En el diseño de los experimentos (DOE), se producen soluciones salinas IPC para que contengan aproximadamente un 0,07 % de PAAm-PAA y suficiente PAE para proporcionar un contenido inicial de azetidinio de aproximadamente 9 equivalentes milimolares/litro (~0,15 % de PAE). Las condiciones de pretratamiento térmico se varían en un diseño compuesto central desde 50 °C hasta 70 °C y el tiempo de prerreacción se varía de aproximadamente 4 a aproximadamente 12 horas. También se somete a prueba un tiempo de pretratamiento de 24 horas a 60 °C. A continuación, se añaden 10 ppm de peróxido de hidrógeno a las soluciones salinas para evitar el crecimiento de carga microbiana y las soluciones salinas IPC se filtran usando un filtro de membrana de polietersulfona [PES] de 0,22 micrómetros.
Las lentes del ejemplo 3 se envasan en las soluciones salinas IPC pretratadas térmicamente y a continuación los envases alveolados se tratan en autoclave durante 45 minutos a 121 °C. Todas las lentes tienen excelente lubricidad, humectabilidad y resistencia al agrietamiento superficial. Algunas de las lentes muestran adhesión de residuos desde toallas de papel según se indica en la tabla 1.
Tabla 1
Ejemplo 10
Copolímeros de metacriloiloxietilfosforilcolina (MPC) con un monómero vinílico que contiene carboxilo (CH2=CH(CH3)C(O)OC2H4OC(O)C2H4COOH (MS), ácido metacrílico (MA)) en ausencia o presencia de metacrilato de butilo (BMA) se evalúan en sistemas de recubrimiento en el envase en combinación con PAE.
Se prepara PBS que contiene NaCl (0,75 % en peso), NaH2PO4H2O (0,0536 % en peso), Na2HPO4-2H2O (0,3576 % en peso) y agua DI (97,59 % en peso) y se añade un 0,2 % de PAE (Polycup 3160). El pH se ajusta hasta aproximadamente 7,3.
Entonces se añade un 0,25 % de uno de varios copolímeros de MPC para formar una solución salina IPC y la solución salina IPC se pretrata térmicamente a 70 °C durante 4 horas, formando un material polimérico hidrófilo soluble en agua térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio. Después de 4 horas, la solución salina IPC pretratada térmicamente se filtra a través de filtros de membrana de polietersulfona [PES] de 0,2 micrómetros (Fisher Scientific n.° de catálogo 09-741-04, Thermo Scientific nalgene n.° 568-0020 (250 ml).
Las lentes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL sobre las mismas preparadas en el ejemplo 3 se envasan en la solución salina IPC pretratada térmicamente y se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a 121 °C. La tabla 2 muestra que todas las lentes poseen excelentes propiedades superficiales.
Tabla 2
Ejemplo 11
Lentes recubiertas con PAA.Lentes moldeadas por colada a partir de una formulación para lentes preparada en el ejemplo 3 de acuerdo con el procedimiento de moldeo descrito en el ejemplo 3 se extraen y se recubren mediante inmersión en la siguiente serie de baños: 3 baños de MEK (22, 78 y 224 segundos); baños de agua DI (56 segundos); 2 baños de solución de recubrimiento de PAA (preparada al disolver 3,6 g de PAA (Mw: 450 kDa, de Lubrizol) en 975 ml de 1-propanol y 25 ml de ácido fórmico) durante 44 y 56 segundos separadamente; y 3 baños de agua DI durante 56 segundos.
Lentes recubiertas con PAE/PAA.Las lentes preparadas anteriormente con un recubrimiento de base de PAA sobre las mismas se sumergen sucesivamente en los siguientes baños: 2 baños de solución de recubrimiento de PAE, que se prepara al disolver un 0,25 % en peso de PAE (Polycup 172, de Hercules) en agua Dl y ajustar el pH hasta aproximadamente 5,0 usando hidróxido de sodio y finalmente filtrar la solución resultante usando un filtro de 5 um, durante 44 y 56 segundos, respectivamente; y 3 baños de agua DI cada uno durante 56 segundos. Después de este tratamiento, las lentes tienen una capa de PAA y una capa de PAE.
Lentes con recubrimientos de PAA-x-PAE-x-CMC sobre las mismas.Un lote de lentes con una capa de PAA y una capa de PAE sobre las mismas se envasan en un 0,2 % de carboximetilcelulosa sódica (CMC, producto n.° 7H SSF PH, Ashland Aqualon) en solución salina tamponada con fosfato (PBS) y a continuación el pH se ajusta hasta 7,2-7,4. A continuación, los envases alveolados se sellan y se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a 121 °C, formando recubrimientos reticulados (PAA-x-PAE-x-CMC) sobre las lentes.
Lentes con recubrimientos de PAA-x-PAE-x-HA sobre las mismas.Otro lote de lentes con una capa de PAA y una capa de PAE sobre las mismas se envasa en un 0,2 % de ácido hialurónico (HA, producto n.° 6915004, Novozymes) en solución salina tamponada con fosfato (PBS) y a continuación el pH se ajusta hasta 7,2-7,4. A continuación, los envases alveolados se sellan y se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a 121 °C, formando recubrimientos reticulados (PAA-x-PAE-x-HA) sobre las lentes.
Las lentes resultantes con recubrimiento de PAA-x-PAE-x-CMC o con recubrimiento de PAA-x-PAE-x-HA sobre las mismas no muestran tinción con negro Sudán, nada de adhesión de residuos y ningún agrietamiento en examen al microscopio. Las lentes con recubrimiento de PAA-x-PAE-x-CMC sobre las mismas tienen un ángulo de contacto promedio de 30±3 grados, mientras la lentes con recubrimiento de PAA-x-PAE-x-HA sobre las mismas tienen un ángulo de contacto promedio de 20±3 grados.
Ejemplo 12
Preparación de solución IPC.Se prepara una mezcla de reacción disolviendo un 2,86 % en peso de metoxipoli(etilenglicol)-tiol, Mw prom. 2000 (producto n.° MPEG-SH-2000 Laysan Bio Inc.) junto con un 2 % en peso de PAE (Kymene) en PBS y el pH final se ajusta hasta 7,5. La solución se trata térmicamente durante aproximadamente 4 horas a 45 °C formando un material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable que contiene grupos MPEG-SH-2000 injertados químicamente en el polímero por reacción con los grupos azetidinio en PAE. Después del tratamiento térmico, la solución se diluye 10 veces con PBS que contiene un 0,25 % de citrato de sodio, el pH se ajusta hasta 7,2~7,4, y después se filtra usando filtro de membrana de polietersulfona (PES) de 0,22 micrómetros. La solución salina IPC final contiene un 0,286 % en peso de material polimérico hidrófilo (que consiste en aproximadamente un 59 % en peso de cadenas de MPEG-SH-2000 y aproximadamente un 41 % en peso de cadenas de PAE) y un 0,25 % de citrato de sodio. La PBS se prepara al disolver un 0,74 % de NaCl, un 0,053 % de NaH2PO4H2O y un 0,353 % de Na2HPO4-2H2O en agua.
Lentes con recubrimientos reticulados sobre las mismas.Las lentes recubiertas con PAA del ejemplo 11 se envasan en la solución salina IPC anterior en cavidades de polipropileno para envasado de lentes y a continuación se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C, formando un recubrimiento reticulado sobre las lentes.
Las lentes finales no muestran adhesión de residuos, ni líneas de agrietamiento después del frotado de la lente. Las lentes están muy lubricadas en una prueba de frotado con los dedos comparable a lentes recubiertas con PAA de control.
Se lleva a cabo una serie de experimentos para estudiar los efectos de las condiciones (tiempo de reacción y concentración de la solución de mPEG-SH2000 (con concentración de PAE constante de un 2 %) sobre las propiedades superficiales de las lentes resultantes recubiertas con la solución salina IPC. Los resultados se muestran en la tabla 3.
Tabla 3
Según aumenta la concentración en la solución de mPEG-SH 2000, la lubricidad de la lente aumenta en consecuencia. Se cree que el aumento en el ángulo de contacto de la superficie se puede deber a la densidad creciente de grupos metilo terminales sobre la superficie con densidad de injerto creciente. A altas densidades de injerto, correspondientes a una concentración de la solución de un 0,6 %, el ángulo de contacto se aproxima a las mediciones obtenidas sobre sustratos planos injertados con una monocapa de polietilenglicol (PEG) (Referencia: Langmuir 2008, 24, 10646 10653).
Ejemplo 13
Se lleva a cabo una serie de experimentos para estudiar los efectos del peso molecular del mPEG-SH. La solución salina IPC se prepara similar al procedimiento descrito en el ejemplo 12, pero usando uno de los siguientes mPEGSH: mPEG-SH 1000, mPEG-SH 2000, mPEG-SH 5000 y mPEG-SH 20000. Todas las soluciones salinas se someten a tratamiento térmico a 45 °C durante 4 horas y una dilución de 10 veces. Los resultados y las condiciones de reacción se muestran en la tabla 4.
Tabla 4
A
Ejemplo 14
Se prepara una mezcla de reacción disolviendo un 2,5 % de metoxi-poli(etilenglicol)-tiol, MW prom. 2000 (producto n.° MPEG-SH-2000 Laysan Bio Inc.), un 10 % de PAE (Kymene) en PBS y un 0,25 % de citrato de sodio dihidrato. El pH de esta solución final se ajusta entonces hasta 7,5 y también se desgasifica para minimizar la oxidación de tiol burbujeando gas nitrógeno a través del recipiente durante 2 horas. Esta solución después se trata térmicamente durante aproximadamente 6 horas a 45 °C formando un material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable que contiene grupos MPEG-SH-2000 injertados químicamente en el polímero por reacción con los grupos azetidinio en PAE. Después del tratamiento térmico, la solución se diluye 50 veces usando PBS que contiene un 0,25 % de citrato de sodio, el pH se ajusta hasta 7,2~7,4, y después se filtra usando filtro de membrana de polietersulfona (PES) de 0,22 micrómetros. La solución salina IPC final contiene aproximadamente un 0,30 % en peso del material polimérico (que consiste en aproximadamente un 17 % en peso de MPEG-SH-2000 y aproximadamente un 83 % en peso de PAE) y un 0,25 % de citrato sodio dihidrato.
Las lentes recubiertas con PAA del ejemplo 11 se envasan en la solución salina IPC anterior en cavidades de polipropileno para envasado de lentes y a continuación se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C, formando un recubrimiento reticulado sobre las lentes.
Las lentes finales no muestran adhesión de residuos, ni líneas de agrietamiento después del frotado de la lente. Las lentes de prueba están muy lubricadas en una prueba de frotado con los dedos comparable a lentes recubiertas con PAA de control.
Ejemplo 15
Se prepara una mezcla de reacción disolviendo un 3,62 % de metoxi-poli(etilenglicol)-amine, MW prom. 550 (producto n.° MPEG-NH2-550 Laysan Bio Inc.) junto con un 2 % de PAE (Kymene) en PBS y el pH final se ajusta hasta 10. La solución se trata térmicamente durante aproximadamente 4 horas a 45 °C formando un material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable que contiene grupos MPEG-NH2-550 injertados químicamente en el polímero por reacción con los grupos azetidinio en PAE. Después del tratamiento térmico, la solución se diluye 10 veces con PBS que contiene un 0,25 % de citrato de sodio, el pH se ajusta hasta 7,2~7,4, y después se filtra usando filtro de membrana de polietersulfona (PES) de 0,22 micrómetros. La solución salina IPC final contiene aproximadamente un 0,562 % en peso de material polimérico (que consiste en un 64 % en peso de MPEG-SH-2000 y aproximadamente un 36 % en peso de PAE) y un 0,25 % de citrato de sodio dihidrato. La PBS se prepara disolviendo un 0,74 % de cloruro sodio, un 0,053 % de NaH2PO4'H2O y un 0,353 % de Na2HPÜ4-2H2O en agua.
Las lentes recubiertas con PAA del ejemplo 11 se envasan en la solución salina IPC anterior en cavidades de polipropileno para envasado de lentes y a continuación se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C, formando un recubrimiento reticulado sobre las lentes.
Las lentes finales no muestras adhesión de residuos y ninguna línea de agrietamiento después de frotar las lentes.
Ejemplo 16
Se usan poloxámero 108 (muestra) y Nelfilcon A (CIBA VISION) según se reciben. Nelfilcon A es un poli(alcohol vinílico) polimerizable obtenido al modificar un poli(alcohol vinílico) (por ejemplo, Gohsenol KL-03 de Nippon Gohsei o similar) con N-(2,2-dimetoxietil)acrilamida en condiciones de reacción de formación de acetal cíclico (Bühleretal.,CHIMIA, 53 (1999), 269-274, incorporado en este documento por referencia en su totalidad). Aproximadamente un 2,5 % de unidades de alcohol vinílico en Nelfilcon A se modifica mediante N-(2,2-dimetoxietil)acrilamida.
Se prepara solución salina IPC disolviendo un 0,004 % de poloxámero 108, un 0,8 % de nelfilcon A, un 0,2 % de PAE (Kymene, Polycup 3160), un 0,45 % de NaCl y un 1,1 % de Na2HPO4-2H2O en agua DI. La solución salina se pretrata térmicamente agitando durante 2 h a aproximadamente 65-70 °C. Después del pretratamiento térmico, la solución salina se deja enfriar hasta temperatura ambiente y después se filtra usando un filtro de PES de 0,2 gm.
Las lentes preparadas en el ejemplo 3 se ponen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a 121 °C.
Las lentes de prueba no muestran adhesión de residuos después de frotarse con una toalla de papel. Las lentes tenían un WBUT de más de 10 segundos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar las lentes entre los dedos. La lente está mucho más lubricada que las lentes del ejemplo 4, pero aún no está tan lubricada como las lentes de control envasadas en PBS.
Ejemplo 17
A. Síntesis de polisiloxano de cadena extendida funcionalizado etilénicamente al 80 %
KF-6001A (a,w-bis(2-hidroxietoxiprop¡I)-polidimetilsiloxano, Mn = 2000, de Shin-Etsu) y KF-6002A (a,w-bis(2-hidroxietoxipropil)-polidimetilsiloxano, Mn = 3400, de Shin-Etsu) se secan separadamente a aproximadamente 60 °C durante 12 horas (o durante la noche) a alto vacío en un matraz de una sola boca. Los pesos equivalentes molares de OH de KF-6001A y KF-6002A se determinan mediante valoración de grupos hidroxilo y se usan para calcular el equivalente milimolar que se va a usar en la síntesis.
Un recipiente de reacción de un litro se evacúa durante la noche para eliminar la humedad y el vacío se rompe con nitrógeno seco. Se cargan al reactor 75,00 g (75 meq) de KF6001A secado y a continuación se añaden al reactor 16,68 g (150 meq) de IPDI recién destilado. EI reactor se purga con nitrógeno y se calienta hasta 45 °C con agitación y a continuación se añaden 0,30 g de DBTDL. EI reactor se cierra herméticamente y se mantiene un flujo positivo de nitrógeno. Se produce una exoterma, después de lo que la mezcla de reacción se deja enfriar y se agita a 55 °C durante 2 horas. Después de alcanzar la exoterma, se añaden al reactor 248,00 g (150 meq) de KF6002A secado a 55 °C y a continuación se añaden 100 pl de DBTDL. EI reactor se agita durante cuatro horas. El calentamiento se interrumpe y el reactor se deja enfriar durante la noche. El burbujeo de nitrógeno se interrumpe y el reactor se abre a la atmósfera durante 30 minutos con agitación moderada. Se forma un polisiloxano de cadena extendida terminado en hidroxilo que tiene 3 segmentos de polisiloxano, HO-PDMS-IPDl-PDMS-lPDI-PDMS-OH (o HO-CE-PDMS-OH).
Para polisiloxano etilénicamente funcionalizado al 80 %, se añaden al reactor 18,64 g (120 meq) de IEM, junto con 100 pl de DBTDL. El reactor se agita durante 24 horas, y después el producto<( c E - P D M S>cubierto con IEM al 80 %) se decanta y se almacena refrigerado.
B: Síntesis de prepolímero de polisiloxano ramificado anfífilo no absorbente de UV
Un reactor de 1 I encamisado se equipa con embudo de adición de 500 ml, agitación elevada, condensador de reflujo con adaptador de entrada de nitrógeno/vacío, termómetro y adaptador para muestras. El reactor se carga con 45,6 g de CE-PDMS cubierto con IEM al 80 % preparado anteriormente y se sella. Se carga al embudo de adición una solución de 0,65 g de metacrilato de hidroxietilo (HEMA), 25,80 g de DMA, 27,80 g de metacrilato de (tris(trimetilsilil))-siloxipropilo) (TRIS), en 279 g de acetato se etilo. El reactor se desgasifica a <1 mbar durante 30 minutos a TA con una bomba de alto vacío. La solución de monómero se desgasifica a 100 mbar y TA durante 10 minutos a lo largo de tres ciclos, rompiendo el vacío con nitrógeno entre ciclos de desgasificación. A continuación, la solución de monómero se carga al reactor y a continuación la mezcla de reacción se agita y se calienta hasta 67 °C. Mientras se calienta, una solución de 1,50 g de mercaptoetanol (agente de transferencia de cadena, CTA) y 0,26 g de azoisobutironitrilo disuelto en 39 g de acetato de etilo se carga al embudo de adición y se desoxigena tres veces a 100 mbar, TA durante 10 minutos. Cuando la temperatura del reactor alcanza 67 °C, la solución de iniciador/CTA se añade a la solución de PDMS/monómero en el reactor. La reacción se deja avanzar durante 8 horas y a continuación el calentamiento se interrumpe y la temperatura del reactor se lleva hasta temperatura ambiente en 15 minutos.
A continuación, la mezcla de reacción resultante se extrae por sifón a un matraz de una sola boca seco con tapón hermético y se añaden 4,452 g de IEM con 0,21 g de DBTDL. La mezcla se agita 24 h a temperatura ambiente, formando un prepolímero de polisiloxano ramificado anfífilo no absorbente de UV. Se añaden a esta solución de mezcla 100 ul de solución de hidroxitetrametilenpiperoniloxi en acetato de etilo (2 g/20 ml). La solución después se concentra hasta 200 g (~50 %) usando evaporador giratorio a 30 °C y se filtra a través de papel de filtro de tamaño de poro de 1 um. Después del intercambio de disolvente por 1-propanol, la solución se concentra adicionalmente hasta la concentración deseada.
C. Síntesis de prepolímero de polisiloxano ramificado anfífilo absorbente de UV
Un reactor de 1 I encamisado se equipa con embudo de adición de 500 ml, agitación elevada, condensador de reflujo con adaptador de entrada de nitrógeno/vacío, termómetro y adaptador para muestras. El reactor entonces se carga con 45,98 g de CE-PDMS cubierto con IEM al 80 % preparado anteriormente y el reactor se sella. Se carga al embudo de adición una solución de 0,512 g de HEMA, 25,354 g de DMA, 1,38 g de metacrilato Norbloc, 26,034 g de TRIS, en 263 g de acetato de etilo. El reactor se desgasifica a <1 mbar durante 30 minutos a TA con una bomba de alto vacío. La solución de monómero se desgasifica a 100 mbar y TA durante 10 minutos a lo largo de tres ciclos, rompiendo el vacío con nitrógeno entre ciclos de desgasificación. A continuación, la solución de monómero se carga al reactor y a continuación la mezcla de reacción se agita y se calienta hasta 67 °C. Mientras se calienta, una solución de 1,480 g de mercaptoetanol (agente de transferencia de cadena, CTA) y 0,260 g de azoisobutironitrilo disuelto en 38 g de acetato de etilo se carga al embudo de adición y se desoxigena tres veces a 100 mbar, temperatura ambiente durante 10 minutos. Cuando la temperatura del reactor alcanza 67 °C, la solución de iniciador/CTA se añade a la solución de PDMS/monómero en el reactor. La reacción se deja avanzar durante 8 horas y a continuación el calentamiento se interrumpe y la temperatura del reactor se lleva hasta temperatura ambiente en 15 minutos.
A continuación, la mezcla de reacción resultante se extrae por sifón a un matraz de una sola boca seco con tapón hermético y se añaden 3,841 g de acrilato de isocianatoetilo con 0,15 g de DBTDL. La mezcla se agita durante aproximadamente 24 horas a temperatura ambiente, formando un prepolímero de polisiloxano anfífilo absorbente de UV. Se añaden a esta solución de mezcla 100 ul de solución de hidroxitetrametilenpiperoniloxi en acetato de etilo (2 g/20 ml). La solución después se concentra hasta 200 g (~50 %) usando evaporador giratorio a 30 °C y se filtra a través de papel de filtro de tamaño de poro de 1 um.
D-1: Formulación para lentes con prepolímero de polisiloxano no absorbente de UV
En un matraz de color ámbar de 100 ml, se añaden 4,31 g de solución de macrómero sintetizado preparada en el ejemplo C-2 (82,39 % en 1-propanol). En un vial de 20 ml, se disuelven 0,081 g de TPO y 0,045 g de DMPC en 10 g de 1-propanol y después se transfieren a la solución de macrómero. Después de que la mezcla se concentre hasta 5,64 g usando un evaporador giratorio a 30 °C, se añaden 0,36 g de DMA y la formulación se homogeneiza a temperatura ambiente. Se obtienen 6 g de formulación para lentes D-1 transparente.
D-2: Formulación para lentes con prepolímero de polisiloxano absorbente de UV (4 % de DMA)
En un matraz de color ámbar de 100 ml, se añaden 24,250 g de solución de macrómero preparada en el ejemplo D-2 (43,92 % en acetato de etilo). En un vial de 50 ml, se disuelven 0,15 g de TPO y 0,75 g de DMPC en 20 g de 1-propanol y a continuación se transfieren a la solución de macrómero. Se eliminan 20 g de disolvente usando un evaporador giratorio a 30 °C, seguido de la adición de 20 g de 1-propanol. Después de dos ciclos, la mezcla se concentra hasta 14.40 g. Se añaden a esta mezcla 0,6 g de DMA y la formulación se homogeneiza a temperatura ambiente. Se obtienen 15 g de formulación para lentes D-2 transparente.
D-3: Formulación para lentes con prepolímero de polisiloxano absorbente de UV (2 % de DMA/2 % de HEA)
En un matraz de color ámbar de 100 ml, se añaden 24,250 g de solución de macrómero preparada en el ejemplo D-2 (43,92 % en acetato de etilo). En un vial de 50 ml, se disuelven 0,15 g de TPO y 0,75 g de DMPC en 20 g de 1-propanol y a continuación se transfieren a la solución de macrómero. Se eliminan 20 g de disolvente usando un evaporador giratorio a 30 °C, seguido de la adición de 20 g de 1-propanol. Después de dos ciclos, la mezcla se concentra hasta 14.40 g. Se añaden a esta mezcla 0,3 g de DMA y 0,3 g de HEA y la formulación se homogeneiza a temperatura ambiente. Se obtienen 15 g de formulación para lentes D-3 transparente.
Ejemplo 18
E: Fijación covalente de polímeros de recubrimiento de PAE modificados
Monómeros que contienen grupos amina, clorhidrato de N-(3-aminopropil)metacrilamida (APMAA-HCI) o clorhidrato de N-(2-aminoetil)metacrilamida (AEMAA-HCI) se adquieren de Polysciences y se usan según se reciben. Se recibe poli(amidoaminoepiclorhidrina) (PAE) de Ashland como una solución acuosa y se usa según se recibe. Poli(acrilamidaco-ácido acrílico) (poli(AAm-co-AA) (90/10) de Polysciences, mPEG-SH de Laysan Bio y poli(MPC-co-AeMA) (es decir, un copolímero de metacriloiloxietilfosforilcolina (MPC) y metacrilato de aminoetilo (AeMA)) de NOF se usan según se reciben.
Se disuelve monómero de APMAA-HCI en metanol y se añade a las formulaciones para lentes D-1, D-2 y D-3 (preparadas en el ejemplo 17) para alcanzar una concentración de un 1 % en peso.
Se prepara solución salina de envasado reactiva al disolver los componentes enumerados en la tabla 5 junto con sales de tampón apropiadas en agua Dl. Después del pretratamiento térmico, la solución salina se deja enfriar hasta temperatura ambiente y después se filtra usando un filtro de PES de 0,2 gm.
Tabla 5
La formulación para lentes D-1, D-2 y D3 preparadas en el ejemplo 17 se modifica mediante la adición del monómero APMAA-HCl (solución madre de APMMA-HCl en metanol). La lente de DSM se cura a 16 mW/cm2 con filtro de 330 nm mientras la lente de LS se cura a 4,6 mW/cm2 con filtro de 380 nm.
Lentes de DSM.Partes hembra de moldes para lentes de polipropileno se rellenan con aproximadamente 75 microlitros de una formulación para lentes preparada como anteriormente y los moldes se cierran con la parte macho de los moldes de polipropileno para lentes (moldes curvos en la base). Se obtienen lentes de contacto al curar los moldes cerrados durante aproximadamente 5 minutos con una fuente de irradiación UV (lámpara de Hamamatsu con un filtro de corte de 330 nm a una intensidad de aproximadamente 16 mW/cm2.
Lentes de LS.Se preparan lentes de LS por moldeo por colada a partir de una formulación de lentes preparada anteriormente en un molde reutilizable, similar al molde mostrado en las figuras 1 -6 en las patentes de Estados Unidos n.° 7.384.590 y 7.387.759 (figuras 1 -6). El molde comprende una mitad de molde hembra hecha de cuarzo (o CaF<2>) y una mitad de molde macho hecha de vidrio (o PMMA). La fuente de irradiación UV es una lámpara Hamamatsu con un filtro de corte de 380 nm a una intensidad de aproximadamente 4,6 mW/cm2. La formulación para lentes en el molde se irradia con irradiación UV durante aproximadamente 30 segundos.
La formulación para lentes D-1 modificada con APMAA-HCI se cura de acuerdo con los métodos de DSM y LS descritos anteriormente, mientras que la formulación para lentes D-2 o D-3 se cura de acuerdo con el método de LS descrito anteriormente.
Las lentes moldeadas se extraen en metiletilcetona, se hidratan y se envasan en una de las soluciones salinas descritas en la tabla 5. Las lentes se ponen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante 30 min a 121 °C.
La evaluación de la superficie de la lente muestra que todas las lentes de prueba no tienen adhesión de residuos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar las lentes entre los dedos.
Se miden la humectabilidad superficial (WBUT), la lubricidad y el ángulo de contacto de las lentes y los resultados se resumen en la tabla 6. Las lentes se preparan de acuerdo con el método de DSM salvo que se especifique lo contrario. La lubricidad se valora frente a una escala cualitativa de 0 a 4, donde números inferiores indican mayor lubricidad. En general, las propiedades de la superficie de la lente están algo mejoradas después de aplicación del recubrimiento en el envase
Tabla 6
Ejemplo 19
Se fabrican lentes usando la formulación para lentes D-2 (ejemplo 17) a la que se ha añadido monómero de APMAA hasta una concentración de un 1 %. Se preparan lentes de LS por moldeo por colada a partir de una formulación de lentes preparada anteriormente en un molde reutilizable, similar al molde mostrado en las figuras 1-6 en las patentes de Estados Unidos n.° 7.384.590 y 7.387.759 (figuras 1-6). EI molde comprende una mitad de molde hembra hecha de vidrio y una mitad de molde macho hecha de cuarzo. La fuente de irradiación UV es una lámpara Hamamatsu con un filtro de corte de 380 nm a una intensidad de 4,6 mW/cm2. La formulación para lentes en el molde se irradia con irradiación UV durante aproximadamente 30 segundos.
Las lentes moldeadas por colada se extraen con metiletilcetona (MEK), se enjuagan en agua, se recubren con poli(ácido acrílico) (PAA) al sumergir las lentes en una solución en propanol de PAA (0,0044 % en peso, acidificada con ácido fórmico hasta aproximadamente pH 2,5) y se hidratan en agua.
Se prepara solución salina IPC de acuerdo con la composición descrita en el ejemplo 9 con condiciones de prerreacción de 8 h a aproximadamente 60 °C. Las lentes se introducen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante 30 min a 121 °C.
La evaluación de la superficie de la lente muestra que todas las lentes de prueba no tienen adhesión de residuos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar las lentes entre los dedos. La humectabilidad superficial (WBUT) de la lente es mayor de 10 segundos, la lubricidad se valora como "1" y el ángulo de contacto es aproximadamente 20°.
Ejemplo 20
Preparación de formulaciones para lentes
Se prepara una formulación para lentes al disolver los componentes en 1-propanol para que tenga la siguiente composición: aproximadamente un 32 % en peso de macrómero de CE-PDMS preparado en el ejemplo 2, aproximadamente un 21 % en peso de TRIS-Am, aproximadamente un 23 % en peso de DMA, aproximadamente un 0,6 % en peso de L-PEG, aproximadamente un 1 % en peso de DC1173, aproximadamente un 0,1 % en peso de Visitint (dispersión de pigmento azul de ftalocianina de cobre al 5 % en TRIS), aproximadamente un 0,8 % en peso de DMPC, aproximadamente 200 ppm de H-tempo y aproximadamente un 22 % en peso de 1-propanol.
Preparación de lentes.Las lentes se preparan por moldeo por colada a partir de la formulación de lentes preparada anteriormente en un molde reutilizable (mitad de molde hembra de cuarzo y mitad de molde macho de vidrio), similar al molde mostrado en las figuras 1-6 en las patentes de Estados Unidos n.° 7.384.590 y 7.387.759 (figuras 1-6). La formulación para lentes en los moldes se irradia con irradiación UV (13,0 mW/cm2) durante aproximadamente 24 segundos.
Solución de recubrimiento de PAA.Se prepara una solución de recubrimiento de PAA al disolver una cantidad de PAA (MW: 450 kDa, de Lubrizol) en un volumen dado de 1-propanol para tener una concentración de aproximadamente un 0,36-0,44 % en peso y el pH se ajusta con ácido fórmico hasta aproximadamente 1,7-2,3.
Lentes recubiertas con PAA.Lentes de contacto moldeadas por colada como anteriormente se extraen y se recubren mediante inmersión en la siguiente serie de baños: baño de agua DI (aproximadamente 56 segundos); 6 baños de MEK (aproximadamente 44, 56, 56, 56, 56 y 56 segundos, respectivamente); baño de agua DI (aproximadamente 56 segundos); un baño de solución de recubrimiento de PAA (aproximadamente un 0,36-0,44 % en peso, acidificada con ácido fórmico a aproximadamente pH 1,7-2,3) en un 100 % de 1-propanol (aproximadamente 44 segundos); un baño de una mezcla 50 %/50 % de agua/1 -propanol (aproximadamente 56 segundos); 4 baños de agua DI cada uno durante aproximadamente 56 segundos; un baño de PBS durante aproximadamente 56 segundos; y un baño de agua DI durante aproximadamente 56 segundos.
Solución salina IPC.Se adquiere sal sólida parcial de poli(AAm-co-AA)(90/10) (~90 % de contenido de sólidos, poli(AAm-co-AA) 90/10, Mw 200000) de Polysciences, Inc. y se usa según se recibe. Se adquiere PAE (Kymene, un contenido de azetidinio de 0,46 ensayado con RMN) de Ashland como una solución acuosa y se usa según se recibe. Se prepara una solución salina IPC disolviendo aproximadamente un 0,07 % p/p de poli(AAm-co-AA)(90/10) y aproximadamente un 0,15 % de PAE (equivalentes milimolares de azetidinio iniciales de aproximadamente 8,8 milimoles) en PBS (aproximadamente un 0,044 % p/p de NaH2PO4H2O, aproximadamente un 0,388 % p/p de Na2HPO4-2H2O, aproximadamente un 0,79 % p/p de NaCl) y ajustando el pH hasta 7,2~7,4. A continuación, la solución salina IPC se pretrata térmicamente durante aproximadamente 4 horas a aproximadamente 70 °C (pretratamiento térmico). Durante este pretratamiento térmico, poli(AAm-co-AA) y PAE se reticulan parcialmente entre sí (es decir, sin consumir todos los grupos azetidinio de PAE) para formar un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio dentro de la red polimérica ramificada en la solución salina IPC. Después del pretratamiento térmico, la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de polietersulfona [PES] de 0,22 micrómetros y se enfría de nuevo hasta temperatura ambiente. Entonces se añaden 10 ppm de peróxido de hidrógeno a la solución salina IPC final para evitar el crecimiento de carga microbiana y la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de PES de 0,22 micrómetros.
Aplicación de recubrimiento reticulado.Las lentes que tienen un recubrimiento de base de PAA-LbL sobre las mismas preparadas anteriormente se ponen en cavidades de polipropileno para envasado de lentes (una lente por cavidad) con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, los envases alveolados se sellan con lámina de aluminio y se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C, formando lentes de contacto de SiHy con recubrimientos reticulados (material polimérico hidrófilo de PAA-x) sobre las mismas.
Caracterización de lentes SiHy.Las lentes de contacto SiHy con recubrimientos reticulados (material polimérico hidrófilo de PAA-x) sobre las mismas resultantes no muestran adhesión de residuos después de frotarse con una toalla de papel mientras que las lentes de control (envasadas en PBS, es decir, lentes que tienen una capa fijada no covalentemente de PAA sobre las mismas) muestran una importante adhesión de residuos. Las lentes tienen una permeabilidad al oxígeno (Dkc o Dk intrínseca estimada) de aproximadamente 146 Barrer, un coeficiente de elasticidad aparente de aproximadamente 0,76 MPa, un contenido de agua de aproximadamente un 32 % en peso, una permeabilidad iónica relativa de aproximadamente 6 (con respecto a lentes Alsacon), un ángulo de contacto de aproximadamente 34 a 47 grados, un WBUT de más de 10 segundos. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar la lente de prueba. Las lentes están muy lubricadas en una prueba de frotado con los dedos y son equivalentes a las lentes de control.
Ejemplo 21
Las lentes SiHy y soluciones salinas IPC en envases para lentes después de tratamiento en autoclave, que se preparan en los ejemplos 6, 14 y 20, se someten a los siguientes estudios de biocompatibilidad.
Evaluación de citotoxicidadin vitro.Las lentes SiHy se evalúan mediante el ensayo de materiales por contacto directo de USP. Los extractos de lente se evalúan mediante la elución en MEM de USP y el ensayo de inhibición del crecimiento celular de ISO CEN y la solución salina IPC en los envases después del tratamiento en autoclave se evalúa mediante una prueba de elución modificada. Todas las lentes y los extractos de lente evaluados están totalmente dentro de los criterios de aceptación para cada prueba y no se observa una citotoxicidad inaceptable.
Pruebain vivo.La toxicidad sistémica en ratón de ISO muestra que no hay evidencia de toxicidad sistémica en ratón con extractos de lentes. El estudio de irritación ocular en conejo de ISO muestra que los extractos de lentes no se consideran irritantes para el tejido ocular de conejo. El estudio de irritación ocular en conejo de ISO muestra que la solución salina IPC en los envases después del tratamiento en autoclave no se considera un irritante para el tejido ocular de conejo. Las lentes usadas en un modo de uso desechable diario durante 22 días consecutivos no son irritantes en el modelo de conejo, y los ojos tratados con lentes de prueba son similares a los ojos tratados con las lentes de control. El estudio de sensibilización de ISO (prueba de maximización de soluciones de envasado en cobayas) muestra que la solución salina IPC después del tratamiento en autoclave no provoca sensibilización retardada por contacto dérmico en cobaya. El estudio de sensibilización de ISO (prueba de maximización de extractos de lentes en cobayas) muestra que los extractos en cloruro de sodio y aceite de sésamo de las lentes no provocan sensibilización retardada por contacto dérmico en cobaya.
Prueba de genotoxicidad.Cuando se someten a prueba soluciones salinas IPC de los envases de lentes y extractos de lentes SiHy en el ensayo de retromutación bacteriana (prueba de Ames), se encuentra que los extractos de lentes y las soluciones salinas IPC se consideran no mutágenos para las cepas de prueba deSalmonella typhimuriumTA98, TA100, TA1535 y TA1537 y paraEscherichia coli WPuvrA.Cuando se someten a prueba extractos de lentes SiHy en el ensayo de micronúcleos de eritrocitos de mamíferos, no tienen actividad clastogénica y son negativos en la prueba de micronúcleos de médula ósea de ratón. Cuando se someten a prueba soluciones salinas IPC de los envases para lentes de acuerdo con la prueba de aberración cromosómica en ovario de hámster chino, las soluciones salinas IPC son negativas para la inducción de ensayos de aberraciones cromosómicas estructurales y numéricas usando células CHO en sistemas de prueba tanto inactivados como activados con S9. Cuando se someten a prueba extractos de lentes SiHy de acuerdo con la prueba de mutación génica celular (ensayo de mutagénesis en linfoma de ratón), se muestra que los extractos de lentes son negativos en el ensayo de mutagénesis en linfoma de ratón.
Ejemplo 22
Las composiciones superficiales de lentes de contacto SiHy preformadas (es decir, una lente de contacto SiHy sin recubrimiento y antes de aplicar el recubrimiento de base de PAA), lentes de contacto SiHy con recubrimiento de PAA (es decir, esas lentes antes de sellarse y tratarse en autoclave en envases para lentes con la solución salina IPC) y lentes de contacto SiHy con un recubrimiento reticulado sobre las mismas, de las que todas se preparan de acuerdo con los procedimientos descritos en el ejemplo 20, se determinan al caracterizar lentes de contacto secadas al vacío con espectroscopia fotoelectrónica de rayos X (XPS). XPS es un método para medir la composición superficial de lentes con una profundidad de muestreo de aproximadamente 10 nm. Las composiciones superficiales de tres tipos de lentes se presentan en la tabla 7.
Tabla 7
La tabla 7 muestra que, cuando se aplica un recubrimiento de PAA en una lente SiHy (preformada sin recubrimiento), la composición atómica de carbono y oxígeno es cerca a la de PAA (60 % de C y 40 % de O) y la composición atómica de silicio está sustancialmente reducida (de un 12,1 % a un 4,5 %). Cuando se aplica además un recubrimiento reticulado sobre el recubrimiento de PAA, en la composición superficial predomina el carbono, el nitrógeno y el oxígeno, que son los tres de composición atómica (excluyendo el hidrógeno debido a que la XPS no cuenta el hidrógeno de la composición superficial). Dichos resultados indican que es probable que la capa más externa de la lente de contacto SiHy con recubrimiento reticulado consista esencialmente en el material polimérico hidrófilo que es el producto de reacción de poli(AAm-co-AA)(90/10) (60 % de C, 22 % de O y 18 % de N) y PAE.
Las siguientes lentes SiHy comerciales que se secan a vacío también se someten a análisis XPS. Las composiciones superficiales de esas lentes de contacto SiHy comerciales se presentan en la tabla 8.
Tabla 8
Se encuentra que una lente de contacto SiHy de la invención tiene un contenido nominal de silicona, de aproximadamente un 1,4 %, en la capa superficial, mucho menor que el de las lentes SiHy comerciales sin recubrimientos plasmáticos (Acuvue® Advance®, Acuvue® Oasys®, TruEye™, Biofinity®, Avaira™) y PureVision® (con oxidación plasmática) y Premio™ (con tratamiento plasmático desconocido), e incluso mejor que las lentes SiHy con un recubrimiento depositado por plasma que tiene un grosor de aproximadamente 25 nm (N&D® Aqua™ y Air Optix® Aqua™). Este valor muy bajo de % de Si es comparable al porcentaje atómico de silicona de una muestra de control, polietileno de Goodfellow<( L>d PE, d = 0,015 mm; LS356526 SDS; ET31111512; 3004622910). Esos resultados indican que el valor muy bajo en el análisis XPS de lentes de contacto SiHy secadas al vacío de la invención puede deberse a contaminantes introducidos durante los procesos de preparación incluyendo el proceso de secado al vacío y el análisis XPS, como el contenido de flúor en las lentes que no contienen flúor. La silicona se ha protegido satisfactoriamente de la exposición en las lentes de contacto SiHy de la invención.
También se realiza el análisis XPS de lentes de contacto SiHy de la invención (preparadas de acuerdo con los procedimientos descritos en el ejemplo 20), lentes de contacto SiHy comerciales (CLARITI™ 1 Day, ACUVUE® TruEye™ (narafilcon A y narafilcon B)), láminas de polietileno de Goodfellow (LDPE, d = 0,015 mm; LS356526 SDS; ET31111512; 3004622910), DAILIES® (lentes de hidrogel de poli(alcohol vinílico), es decir, lentes de hidrogel no siliconado), ACUVUE® Moist (lentes de hidrogel de polihidroxietilmetacrilato, es decir, lentes de hidrogel no siliconado). Todas las lentes se secan al vacío. Se usan láminas de polietileno, DAILIES® y ACUVUE® Moist como control porque no contienen silicona. Las composiciones atómicas de silicona en las capas superficiales de las muestras de prueba son como sigue: 1,3±0,2 (lámina de polietileno); 1,7±0,9 (DAILIES®); 2,8±0,9 (ACUVUE® Moist); 3,7±1,2 (tres lentes SiHy preparadas de acuerdo con los procedimientos descritos en el ejemplo 20); 5,8±1,5 (CLARITI™ 1 Day); 7,8±0,1 (ACUVUE® TruEye™ (narafilcon A)); y 6,5±0,1 (ACUVUE® TruEye™ (narafilcon B)). Los resultados para las lentes de contacto SiHy de la invención son más cercanos a los de los hidrogeles tradicionales que a los hidrogeles siliconados.
Ejemplo 23
Síntesis de copolímero ramificado anfífilo absorbente de UV
Un reactor de 1 I encamisado se equipa con embudo de adición de 500 ml, agitación elevada, condensador de reflujo con adaptador de entrada de nitrógeno/vacío, termómetro y adaptador para muestras. Se cargan 89,95 g de polisiloxano etilénicamente funcionalizado parcialmente al 80 % preparado en el ejemplo 17, A, en el reactor y después se desgasifican a vacío de menos de 1 mbar a temperatura ambiente durante aproximadamente 30 minutos. La solución de monómero preparada al mezclar 1,03 g de HEMA, 50,73 g de DMA, 2,76 g de metacrilato Norbloc, 52,07 g de TRIS y 526,05 g de acetato de etilo se carga al embudo de adición de 500 ml seguido de una desgasificación a vacío de 100 mbar a temperatura ambiente durante 10 minutos y a continuación se rellena con nitrógeno gaseoso. La solución de monómero se desgasifica con las mismas condiciones a lo largo de dos ciclos adicionales. A continuación, la solución de monómero se carga al reactor. La mezcla de reacción se calienta hasta 67 °C con agitación adecuada. Mientras se calienta, una solución compuesta por 2,96 g de mercaptoetanol (agente de transferencia de cadena, CTA) y 0,72 g de 2,2'-azobis(2-metilpropionato) de dimetilo (V-601 - iniciador) y 76,90 g de acetato de etilo se carga al embudo de adición seguido del mismo proceso de desgasificación que la solución de monómero. Cuando la temperatura del reactor alcanza 67 °C, la solución de iniciador/CTA también se añade al reactor. La reacción se realiza a 67 °C durante 8 horas. Después de que se complete la copolimerización, la temperatura de reacción se enfría hasta temperatura ambiente.
Síntesis de prepolímero ramificado anfífilo absorbente de UV
La solución de copolímero preparada anteriormente se funcionaliza etilénicamente para formar un prepolímero ramificado anfífilo añadiendo 8,44 g de IEM (o metacrilato de 2-isocianatoetilo en una cantidad equivalente molar deseada) en presencia de 0,50 g de DBTDL. La mezcla se agita a temperatura ambiente en una condición sellada durante 24 horas. El prepolímero preparado entonces se estabiliza con 100 ppm de hidroxi-tetrametileno piperoniloxi antes de que la solución se concentre hasta 200 g (~50 %) y se filtra a través de papel de filtro de tamaño de poro de 1 um. Después de que el disolvente de reacción se intercambie por 1-propanol a través de ciclos repetidos de evaporación y dilución, la solución está lista para usarse para la formulación. El contenido de sólidos se mide al retirar el disolvente en un horno de vacío a 80 °C.
Preparación de formulación para lentes
Se prepara una formulación para lentes que tiene la siguiente composición: 71 % en peso de prepolímero preparado anteriormente; 4%en peso de DMA; 1 % en peso de TPO; 1%en peso de DMPC; 1 % en peso de Brij 52 (de), y 22 % en peso de 1-PrOH.
Preparación de lentes
Se fabrican lentes por moldeo por colada de la formulación de lentes preparada anteriormente usando un molde reutilizable, similar al molde mostrado en las figuras 1 -6 en las patentes de Estados Unidos n.° 7.384.590 y 7.387.759 (figuras 1-6) bajo limitación espacial de irradiación UV. EI molde comprende una mitad de molde hembra hecha de vidrio y una mitad de molde macho hecha de cuarzo. La fuente de irradiación UV es una lámpara Hamamatsu con un filtro de corte de 380 nm a una intensidad de 4,6 mW/cm2. La formulación para lentes en el molde se irradia con irradiación UV durante aproximadamente 30 segundos.
Las lentes moldeadas por colada se extraen con metiletilcetona (MEK), se enjuagan en agua, se recubren con poli(ácido acrílico) (PAA) al sumergir las lentes en una solución en propanol de PAA (0,004 % en peso, acidificada con ácido fórmico hasta aproximadamente pH 2,0) y se hidratan en agua.
Se prepara solución salina IPC a partir de una composición que contiene aproximadamente un 0,07 % de PAAm-PAA y suficiente PAE para proporcionar un contenido de azetidinio inicial de aproximadamente 8,8 equivalentes milimolares/litro (~0,15 % de PAE) en condiciones de prerreacción de 6 h a aproximadamente 60 °C. Entonces se añaden 5 ppm de peróxido de hidrógeno a la solución salina IPC para evitar el crecimiento de carga microbiana y la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de polietersulfona [PES] de 0,22 micrómetros. Las lentes se introducen en una cavidad de polipropileno para envasado de lentes con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, el envase alveolado se sella con lámina de aluminio y se trata en autoclave durante 30 min a 121 °C.
Caracterización de lentes
Las lentes obtenidas tienen las siguientes propiedades: E' ~0,82 MPa; DKc ~159,4 (usando lotrafilcon B como lentes de referencia, un grosor central promedio de 80 Dm y una Dk intrínseca 110); IP ~2,3; % de agua ~26,9; y %T de UVA/UVB ~4,6/0,1. Cuando se observan bajo un microscopio de campo oscuro, no son visibles líneas de agrietamiento después de frotar la lente de prueba. Las lentes están muy lubricadas en una prueba de frotado con los dedos y son equivalentes a las lentes de control.
Ejemplo 24
Preparación de formulaciones para lentes
Se prepara formulación I al disolver los componentes en 1-propanol para tener la siguiente composición: 33 % en peso de macrómero de CE-PDMS preparado en el ejemplo 2, 17 % en peso de N-[tris(trimetilsiloxi)-sililpropil]acrilamida (TRIS-Am), 24 % en peso de N,N-dimetilacrilamida (DMA), 0,5 % en peso de N-(carbonil-metoxipolietilenglicoI-2000)-1,2-diestearoil-sn-gIicero-3-fosfoetanolamina, sal sódica) (L-PEG), 1,0 % en peso de Darocur 1173 (DC1173), 0,1 % en peso de Visitint (dispersión de pigmento azul de ftalocianina de cobre al 5 % en metacrilato de tris(trimetilsiloxi)sililpropilo, TRIS) y 24,5 % en peso de 1-propanol.
Se prepara formulación II al disolver los componentes en 1-propanol para que tenga la siguiente composición: aproximadamente un 32 % en peso de macrómero de CE-PDMS preparado en el ejemplo 2, aproximadamente un 21 % en peso de TRIS-Am, aproximadamente un 23 % en peso de DMA, aproximadamente un 0,6 % en peso de L-PEG, aproximadamente un 1 % en peso de DC1173, aproximadamente un 0,1 % en peso de Visitint (dispersión de pigmento azul de ftalocianina de cobre al 5 % en TRIS), aproximadamente un 0,8 % en peso de DMPC, aproximadamente 200 ppm de H-tempo y aproximadamente un 22 % en peso de 1-propanol.
Preparación de lentes
Las lentes se preparan por moldeo por colada a partir de una formulación de lentes preparada anteriormente en un molde reutilizable (mitad de molde hembra de cuarzo y mitad de molde macho de vidrio), similar al molde mostrado en las figuras 1-6 en las patentes de Estados Unidos n.° 7.384.590 y 7.387.759 (figuras 1-6). La fuente de irradiación UV es una lámpara de Hamamatsu con el filtro de corte WG335 TM297 a una intensidad de aproximadamente 4 mW/cm2. La formulación de lentes en el molde se irradia con irradiación UV durante aproximadamente 25 segundos. Las lentes moldeadas por colada se extraen con metiletilcetona (MEK) (o propanol o isopropanol).
Aplicación de recubrimiento de imprimación de PAA sobre lentes de contacto SiHy
Se prepara una solución de recubrimiento de poli(ácido acrílico) (PAA-1) al disolver una cantidad de PAA (M.W.: 450 kDa, de Lubrizol) en un volumen dado de 1-propanol para tener una concentración de aproximadamente un 0,39 % en peso y el pH se ajusta con ácido fórmico hasta aproximadamente 2,0.
Se prepara otra solución de recubrimiento de PAA (PAA-2) al disolver una cantidad de PAA (M.W.: 450 kDa, de Lubrizol) en un volumen dado de un disolvente de base orgánica (1-propanol/H2O 50/50) para tener una concentración de aproximadamente un 0,39 % en peso y el pH se ajusta con ácido fórmico hasta aproximadamente 2,0.
Las lentes de contacto SiHy obtenidas anteriormente se someten a uno de los procedimientos de inmersión mostrados en las tablas 9 y 10.
Tabla 9
Tabla 10
Aplicación de recubrimiento hidrófilo reticulado
Se adquiere sal sódica parcial de poli(acrilamida-co-ácido acrílico), poli(AAm-co-AA) (90/10) (~90 % de contenido de sólidos, poli(AAm-co-AA) 90/10, Mw 200000) de Polysciences, Inc. y se usa según se recibe. Se adquiere PAE (Kymene, un contenido de azetidinio de 0,46 ensayado con RMN) de Ashland como una solución acuosa y se usa según se recibe. Se prepara una solución salina de reticulación en el envase (IPC) disolviendo aproximadamente un 0,07 % p/p de poli(AAm-co-AA)(90/10) y aproximadamente un 0,15 % de PAE (equivalentes milimolares de azetidinio iniciales de aproximadamente 8,8 milimoles) en solución salina tamponada con fosfato (PBS) (aproximadamente un 0,044 % p/p de NaH2PO4H2O, aproximadamente un 0,388 % p/p de Na2HPO4-2H2O, aproximadamente un 0,79 % p/p de NaCl) y ajustando el pH hasta 7,2~7,4. A continuación, la solución salina IPC se pretrata térmicamente durante aproximadamente 4 horas a aproximadamente 70 °C (pretratamiento térmico). Durante este pretratamiento térmico, poli(AAm-co-AA) y PAE se reticulan parcialmente entre sí (es decir, sin consumir todos los grupos azetidinio de PAE) para formar un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable que contiene grupos azetidinio dentro de la red polimérica ramificada en la solución salina I PC. Después del pretratamiento térmico, la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de polietersulfona [PES] de 0,22 micrómetros y se enfría de nuevo hasta temperatura ambiente. A continuación, se añaden 10 ppm de peróxido de hidrógeno a la solución salina IPC final para evitar el crecimiento de carga microbiana y la solución salina IPC se filtra usando un filtro de membrana de polietersulfona [PES] de 0,22 micrómetros.
Las lentes que tienen un recubrimiento de imprimación de PAA sobre las mismas preparadas anteriormente se ponen en cavidades de polipropileno para envasado de lentes (una lente por cavidad) con 0,6 ml de la solución salina IPC (la mitad de la solución salina se añade antes de insertar la lente). A continuación, los envases alveolados se sellan con lámina de aluminio y se tratan en autoclave durante aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 121 °C, formando lentes de contacto SiHy con recubrimientos hidrófilos reticulados sobre las mismas.
Caracterización de lentes SiHy.
Las lentes de contacto de SiHy resultantes con recubrimientos hidrófilos reticulados sobre las mismas y un grosor central de aproximadamente 0,95 micrómetros tienen una permeabilidad al oxígeno (Dkc o Dk intrínseca estimada) de aproximadamente 142 a aproximadamente 150 Barrer, un coeficiente de elasticidad aparente de aproximadamente 0,72 a aproximadamente 0,79 MPa, un contenido de agua de aproximadamente un 30 % a aproximadamente un 33 % en peso, una permeabilidad iónica relativa de aproximadamente 6 (con respecto a lentes Alsacon), y un ángulo de contacto de aproximadamente 34 a aproximadamente 47 grados.
Caracterización de las superficies nanotexturizadas de lentes de contacto
Método de contraste por interferencia diferencial de transmisión (TDIC).Las lentes de contacto se ponen sobre un portaobjetos de vidrio y se aplanan al comprimir la lente entre el portaobjetos y un cubreobjetos de vidrio. Las superficies de las lentes de contacto se colocan y se examinan al enfocar a través de la lente usando un microscopio Nikon ME600 con óptica de contraste por interferencia diferencial de transmisión usando un objetivo de 40 aumentos. A continuación, las imágenes de TDIC se evalúan para determinar la presencia de patrones superficiales arrugados (por ejemplo, patrones vermiformes aleatorios y/u ordenados, o similares).
Método de contraste por interferencia diferencial de reflexión (RDIC).Las lentes se ponen sobre un portaobjetos de vidrio y se aplanan al hacer 4 cortes radiales cada ~90 grados. El exceso de solución salina se sopla de la superficie usando aire comprimido. A continuación, la superficie de la lente se examina usando Nikon Optiphot-2 con óptica de contraste por interferencia diferencial de reflexión con respecto a la presencia de patrones superficiales arrugados sobre las superficies de una lente de contacto usando objetivos de 10 aumentos, 20 aumentos y 50 aumentos. Se adquiere una imagen representativa de cada cara usando un objetivo de 50 aumentos. A continuación, se le da la vuelta a la lente de contacto, el exceso de solución salina se retira y la otra cara de la lente de contacto se inspecciona del mismo modo. A continuación, las imágenes de RDIC se evalúan para determinar la presencia de patrones superficiales arrugados (por ejemplo, patrones vermiformes aleatorios y/u ordenados, o similares).
Microscopía óptica de campo oscuro (DFLM).La DFLM se basa generalmente en la iluminación de campo oscuro que es un método para mejorar el contraste en muestras observadas. Esta técnica consiste en una fuente fuera de o bloqueada del campo de visión del observador a fin de iluminar una muestra con un ángulo con relación a luz transmitida normal. Puesto que la luz no dispersada procedente de la fuente no la reúne el objetivo, no es parte de la imagen y el fondo de la imagen aparece oscuro. Puesto que la fuente luminosa está iluminando la muestra con un ángulo, la luz observada en la imagen de la muestra es la que dispersada por la muestra hacia el observador, entonces se crea un contraste entre esta luz dispersada de la muestra y el fondo oscuro de la imagen. Este mecanismo de contraste hace la iluminación oscura especialmente útil para la observación de fenómenos dispersados tales como turbidez.
Se usa DFLM para evaluar la turbidez de lentes de contacto como sigue. Se cree que, puesto que la disposición de campo oscuro implica luz dispersada, los datos del campo oscuro podrían proporcionar una estimación del peor caso de turbidez. En imágenes digitales en escala de grises de 8 bits, a cada píxel de la imagen se le asigna un valor de intensidad en escala de grises (GSI) en el intervalo de 0-255. Cero representa un píxel que es perfectamente negro y 255 representa un píxel que es perfectamente blanco. Un incremento en la luz dispersada capturada en la imagen producirá píxeles con valores superiores de GSI. Este valor de GSI se puede usar entonces como un mecanismo para cuantificar la cantidad de luz dispersada observada en una imagen de campo oscuro. La turbidez se expresa al promediar los valores de GSI de todos los píxeles en un área de interés (AOI) (por ejemplo, una lente entera o la zona lenticular o zona óptica de una lente). La configuración experimental consiste en un microscopio o una óptica equivalente, una cámara digital unida y un soporte de campo oscuro con luz anular y una fuente luminosa de intensidad variable. La óptica se diseña/dispone de modo que la totalidad de la lente de contacto a observar llene el campo de visión (típicamente ~15 mm * 20 mm de campo de visión). La iluminación se gradúa hasta un nivel apropiado para observar los cambios deseados en las muestras pertinentes. La intensidad luminosa se ajusta/calibra hasta el mismo nivel para cada grupo de muestras usando un patrón de densidad/dispersión de luz como conoce un experto en la materia. Por ejemplo, un patrón está compuesto de dos cubreobjetos de plástico solapados (idénticos y ligera o moderadamente refrigerados). Dicho patrón consiste en superficies con tres GSI promediadas diferentes que incluyen dos superficies con niveles de escala de grises intermedios y blanco saturado (bordes). Las áreas negras representan el campo oscuro vacío. Las áreas negras y blancas saturadas se pueden usar para verificar las graduaciones de aumento y desplazamiento (contraste y brillo) de la cámara. Los niveles de grises intermedios pueden proporcionar tres puntos para verificar la respuesta lineal de la cámara. La intensidad luminosa se ajusta de modo que la GSI promedio del campo oscuro vacío se aproxime a 0 y que un AOI definida en una imagen digital del patrón sea la misma cada vez dentro de ±5 unidades de GSI. Después de la calibración de la intensidad luminosa, una lente de contacto se sumerge en solución salina tamponada con fosfato filtrada con filtro de 0,2 |jm en una placa de Petri de cuarzo o una placa de claridad similar que se pone sobre el soporte de DFLM. A continuación, se adquiere una imagen digital a escala de grises de 8 bits de la lente según se observa usando la iluminación calibrada y se determina la GSI promedio de un AOI definida dentro de la parte de la imagen que contiene la lente. Esto se repite para un conjunto de muestras de lentes de contacto. La calibración de la intensidad luminosa se reevalúa periódicamente a lo largo de transcurso de una prueba para garantizar la consistencia. El nivel de turbidez bajo examen por DFLM se refiere a una turbidez por DFLM
GSI
x l00 %
255
Se determina que lentes de contacto SiHy, cuyo recubrimiento de imprimación de PAA se obtiene de acuerdo con cualquiera de los procesos de inmersión 20-0 y 80-0, tienen una turbidez por DFLM promediada de aproximadamente un 73 % y muestran patrones superficiales arrugados (patrones vermiformes aleatorios) que se pueden observar visualmente al examinar la lente de contacto en estado hidratado, de acuerdo con el método de RDIC o de TDIC como se describe anteriormente. Pero, los patrones superficiales arrugados prácticamente no tienen efectos adversos sobre la transmisibilidad luminosa de las lentes de contacto.
Se determina que lentes de contacto SiHy, cuyo recubrimiento de imprimación de PAA se obtiene de acuerdo con cualquiera de los procesos de inmersión 20-1 a 20-4, tienen una turbidez por DFLM promediada baja de aproximadamente un 26 % (probablemente debido a la presencia de partículas de pigmento Visitint) y no muestran patrones superficiales arrugados (patrones vermiformes aleatorios) cuando se examinaban bajo RDIC o TDIC como se describe anteriormente.
Se determina que un alto porcentaje de lentes de contacto SiHy, cuyo recubrimiento de imprimación de PAA se obtiene de acuerdo con cualquiera de los procesos de inmersión 20-5, tienen una turbidez por DFLM promediada moderada de aproximadamente un 45 % y muestran patrones superficiales arrugados ligeramente apreciables cuando se examinan bajo RDIC o TDIC como se describe anteriormente. Pero, los patrones superficiales arrugados prácticamente no tienen efectos adversos sobre la transmisibilidad luminosa de las lentes de contacto.
Lentes de contacto SiHy, cuyo recubrimiento de imprimación de PAA se obtiene de acuerdo con cualquiera de los procesos de inmersión 80-1,80-2, 80-3, 80-5 y 80-6, no muestran patrones superficiales arrugados apreciables cuando se examinan bien RDIC o TDIC como se describe anteriormente. Pero las lentes de contacto SiHy, cuyo recubrimiento de imprimación de PAA se obtiene de acuerdo con cualquiera de los procesos de inmersión 80-0 y 80-4, muestran patrones superficiales arrugados apreciables cuando se examinan bajo RDIC o TDIC como se describe anteriormente. Pero, los patrones superficiales arrugados prácticamente no tienen efectos adversos sobre la transmisibilidad luminosa de las lentes de contacto.

Claims (16)

REIVINDICACIONES
1. Un método para producir lentes de contacto de hidrogel siliconado con recubrimientos hidrófilos reticulados sobre las mismas, que comprende las etapas de:
(a) obtener una lente de contacto de hidrogel siliconado que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo sobre y/o cerca de su superficie y un material polimérico hidrófilo soluble en agua y térmicamente reticulable, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado comprende grupos amino o grupos carboxilo o ambos sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto, en donde el material polimérico hidrófilo comprende (i) de un 20 % a un 95 % en peso de primeras cadenas poliméricas derivadas de una poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina, (ii) de un 5 % a un 80 % en peso de restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas derivadas de al menos un agente potenciador de la hidrofilia que tiene al menos un grupo funcional reactivo seleccionado del grupo que consiste en grupo amino, grupo carboxilo, grupo tiol y combinación de los mismos, y (iii) grupos azetidinio positivamente cargados que son partes de las primeras cadenas poliméricas o grupos colgantes o terminales fijados covalentemente a las primeras cadenas poliméricas, en donde los restos hidrófilos o segundas cadenas poliméricas están fijadas covalentemente a las primeras cadenas poliméricas a través de uno o más enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio de la poliamina o poliamidoamina funcionalizada con epiclorhidrina y un grupo amino, carboxilo o tiol del agente potenciador de la hidrofilia; y
(b) calentar la lente de contacto de hidrogel siliconado en una solución acuosa en presencia del material polimérico hidrófilo hasta y a una temperatura de 40 °C a 140 °C durante un periodo de tiempo suficiente para fijar covalentemente el material polimérico hidrófilo sobre la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado a través de segundos enlaces covalentes formados cada uno entre un grupo azetidinio del material polimérico hidrófilo y uno de los grupos funcionales reactivos sobre y/o cerca de la superficie de la lente de contacto, formando de ese modo un recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la lente de contacto de hidrogel siliconado, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado con el recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la misma tiene un ángulo de contacto promedio con agua de 90 grados o menos.
2. El método de la reivindicación 1, en donde el agente potenciador de la hidrofilia es un polímero hidrófilo que tiene uno o más grupos amino, carboxilo y/o tiol, en donde el contenido de unidades monoméricas que tienen un grupo amino, carboxilo o tiol en el polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es de menos de un 40 % en peso en función del peso total del polímero hidrófilo.
3. El método de la reivindicación 1 o 2, en donde el polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es: un polietilenglicol que tiene un solo grupo amino, carboxilo o tiol; un polietilenglicol con dos grupos amino, carboxilo y/o tiol terminales; polietilenglicol de múltiples ramas con uno o más grupos amino, carboxilo y/o tiol; dendrímeros de polietilenglicol con uno o más grupos amino, carboxilo y/o tiol.
4. El método de la reivindicación 1 o 2, en donde el polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es un copolímero que es un producto de polimerización de una composición que comprende (1) de un 0,1 % a un 30 % en peso de al menos un monómero vinílico reactivo y (2) al menos un monómero vinílico hidrófilo no reactivo y/o al menos un monómero vinílico que contiene fosforilcolina; o combinaciones de los mismos;
en donde el monómero vinílico reactivo se selecciona del grupo que consiste en (met)acrilato de aminoalquilo C<1>-C<6>, (met)acrilato de alquil C<1>-C<6>-aminoalquilo C<1>-C<6>, alilamina, vinilamina, aminoalquil C<1>-C<6>(met)acrilamida, alquil C<1>-C<6>-aminoalquil C<1>-C<6>(met)acrilamida, ácido acrílico, ácido alquil C<1>-C<12>-acrílico, ácido N,N-2-acrilamidoglicólico, ácido beta-metil-acrílico, ácido alfa-fenilacrílico, ácido beta-acriloxi propiónico, ácido sórbico, ácido angélico, ácido cinámico, 1-carboxi-4-fenil butadieno-1,3, ácido itacónico, ácido citracónico, ácido mesacónico, ácido glutacónico, ácido aconítico, ácido maleico, ácido fumárico, tricarboxietileno, y combinaciones de los mismos;
en donde el monómero vinílico hidrófilo no reactivo se selecciona del grupo que consiste en acrilamida, metacrilamida, N,N-dimetilacrilamida, N,N-dimetilmetacrilamida, N-vinilpirrolidona, N,N,-dimetilaminoetilmetacrilato, N,N-dimetilaminoetilacrilato, N,N-dimetilaminopropilmethacrilamida, N,N-dimetilaminopropilacrilamida, metacrilato de glicerol, 3-acriloilamino-1-propanol, N-hidroxietil acrilamida, N-[tris(hidroximetil)metil]-acrilamida, N-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 1-etil-3-metilen-2-pirrolidona, 1-metil-5-metilen-2-pirrolidona, 1-etil-5-metilen-2-pirrolidona, 5-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 5-etil-3-metilen-2-pirrolidona, (met)acrilato de 2-hidroxietilo, (met)acrilato de hidroxipropilo, (met)acrilato de alcoxi C<1>-C<4>polietilenglicol que tiene un peso molecular promedio en peso de hasta 1500 dalton, N-vinil formamida, N-vinil acetamida, N-vinil isopropilamida, N-vinil-N-metil acetamida, alcohol alílico, alcohol vinílico (forma hidrolizada de acetato de vinilo en el copolímero), y combinaciones de los mismos.
5. El método de la reivindicación 1 o 2, en donde el polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es un homo- o copolímero terminado en monoamino, monocarboxilo, diamino o dicarboxilo de un monómero vinílico hidrófilo no reactivo seleccionado del grupo que consiste en acrilamida, N,N-dimetilacrilamida, N-vinilpirrolidona, N-vinil-N-metil acetamida, (met)acrilato de glicerol, (met)acrilato de hidroxietilo, N-hidroxietil (met)acrilamida, (met)acriloiloxietil fosforilcolina, (met)acrilato de alcoxi C<1>-C<4>polietilenglicol que tiene un peso molecular promedio en peso de hasta 400 dalton, alcohol vinílico, N-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 1-metil-5-metilen-2-pirrolidona, 5-metil-3-metilen-2-pirrolidona, (met)acrilato de N,N-dimetilaminoetilo, N,N-dimetilaminopropil (met)acrilamida y combinación de los mismos.
6. El método de la reivindicación 1 o 2, en donde el polímero hidrófilo como agente potenciador de la hidrofilia es un polisacárido que contiene amino o carboxilo, ácido hialurónico, sulfato de condroitina y combinaciones de los mismos.
7. El método de la reivindicación 1o 2, en donde el agente potenciador de la hidrofilia es: monosacáridos que contienen amino, carboxilo o tiol; disacáridos que contienen amino, carboxilo o tiol; y oligosacáridos que contienen amino, carboxilo o tiol.
8. El método de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en donde la etapa de calentamiento se realiza por tratamiento en autoclave de la lente de contacto de hidrogel siliconado sumergida en una solución de envasado en un envase de lentes sellado a una temperatura de 118 °C a 125 °C durante aproximadamente 20-90 minutos para formar el recubrimiento hidrófilo reticulado sobre la lente de contacto de hidrogel siliconado, en donde la solución de envasado comprende al menos un agente tamponante en una cantidad suficiente para mantener un pH de 6,0 a 8,5 y tiene una tonicidad de 200 a 450 miliosmoles (mOsm), y una viscosidad de 1 centipoise a 20 centipoises, a 25 °C.
9. El método de la reivindicación 8, en donde la solución de envasado comprende de un 0,01 % a un 2 % en peso del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable.
10. El método de la reivindicación 8, en donde el método comprende además: antes de la etapa de calentamiento, poner en contacto a temperatura ambiente la lente de contacto de hidrogel siliconado con una solución acuosa del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable para formar una capa superior del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable sobre la superficie de la lente de contacto de hidrogel siliconado, sumergir la lente de contacto de hidrogel siliconado con la capa superior del material polimérico hidrófilo térmicamente reticulable en la solución de envasado en el envase de lentes; y sellar el envase de lentes.
11. El método de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado se prepara polimerizando una formulación de lente de hidrogel siliconado que comprende de un 0,1 % a un 10 % en peso de un monómero vinílico reactivo seleccionado del grupo que consiste en (met)acrilato de aminoalquilo C<2>-C<6>, (met)acrilato de alquil C<1>-C<6>-aminoalquilo C<2>-C<6>, alilamina, vinilamina, aminoalquil C<2>-C<6>(met)acrilamida, alquil C<1>-C<6>-aminoalquil C<2>-C<6>(met)acrilamida, ácido acrílico, ácido alquil C<1>-C<12>-acrílico, ácido N,N-2-acrilamidoglicólico, ácido beta metil-acrílico, ácido alfa-fenil acrílico, ácido beta-acriloxi propiónico, ácido sórbico, ácido angélico, ácido cinámico, 1-carboxi-4-fenil butadieno-1,3, ácido itacónico, ácido citracónico, ácido mesacónico, ácido glutacónico, ácido aconítico, ácido maleico, ácido fumárico, tricarboxietileno y combinaciones de los mismos.
12. El método de una cualquiera de las reivindicaciones 1-11, en donde la lente de contacto de hidrogel siliconado comprende un recubrimiento de base reactivo que incluye grupos amino y/o carboxilo.
13. El método de la reivindicación 12, en donde el recubrimiento de base reactivo comprende al menos una capa de un polímero reactivo que tiene grupos amino y/o grupos carboxilo colgantes y se obtiene al poner en contacto la lente de contacto de hidrogel siliconado con una solución del polímero reactivo, en donde el polímero reactivo es: un homopolímero de aminoalquil C<1>a C<4>(met)acrilamida, (met)acrilato de aminoalquilo C<1>a C<4>, alquil C<1>a C4-aminoalquil C<1>a C<4>(met)acrilamida, (met)acrilato de alquil C<1>a C4-aminoalquilo C<1>a C<4>, alilamina o vinilamina; polietilenimina; un poli(alcohol vinílico) con grupos amino colgantes; un ácido poliacrílico lineal o ramificado; un homopolímero de ácido alquil C<1>a C<12>-acrílico; un copolímero de aminoalquil C<2>a C<4>(met)acrilamida, (met)acrilato de aminoalquilo C<2>a C<4>, alquil C<1>a C4-aminoalquil C<2>a C<4>(met)acrilamida, (met)acrilato de alquil C<1>a C4-aminoalquilo C<2>a C<4>, ácido acrílico, ácido alquil C<1>a C<12>-acrílico, ácido maleico y/o ácido fumárico, con al menos un monómero vinílico hidrófilo no reactivo (preferiblemente seleccionado del grupo que consiste en acrilamida, N,N-dimetil (met)acrilamida, N-vinilpirrolidona, metacrilato de glicerol, ácido N,N-2-acrilamidoglicólico, 3-acriloilamino-1-propanol, N-hidroxietil acrilamida, N-[tris(hidroximetil)metil]-acrilamida, N-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 1 -etil-3-metilen-2-pirrolidona, 1 -metil-5-metilen-2-pirrolidona, 1-etil-5-metilen-2-pirrolidona, 5-metil-3-metilen-2-pirrolidona, 5-etil-3-metilen-2-pirrolidona, 1 -n-propil-3-metilen-2-pirrolidona, 1 -n-propil-5-metilen-2-pirrolidona, 1 -isopropil-3-metilen-2-pirrolidona, 1 -isopropil-5-metilen-2-pirrolidona, 1-n-butil-3-metilen-2-pirrolidona, 1-terc-butil-3-metilen-2-pirrolidona, (met)acrilato de 2-hidroxietilo, (met)acrilato de hidroxipropilo, (met)acriloiloxietil fosforilcolina, (met)acrilato de alcoxi C<1>-C<4>polietilenglicol que tiene un peso molecular promedio en peso de hasta 1500 dalton, N-vinil formamida, N-vinil acetamida, N-vinil isopropilamida, N-vinil-N-metil acetamida, alcohol alílico, alcohol vinílico (forma hidrolizada de acetato de vinilo en el copolímero), y combinación de los mismos); una celulosa que contiene carboxilo; hialuronato; sulfato de condroitina; poli(ácido glutámico); poli(ácido aspártico); o combinaciones de los mismos.
14. El método de la reivindicación 12, en donde el polímero reactivo para formar un recubrimiento de base es ácido poliacrílico, ácido polimetacrílico, poli(ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico), poli[ácido acrílico-co-ácido metacrílico], poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-ácido (met)acrílico], poli(ácido N,N-2-acrilamidoglicólico), poli[ácido (met)acrílico-coacrilamida], poli[ácido (met)acrílico-co-vinilpirrolidona], poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-acrilamida], poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-vinilpirrolidona], poli[ácido (met)acrílico-co-acetato de vinilo] hidrolizado, poli[ácido alquil C<2>-C<12>-acrílico-co-acetato de vinilo] hidrolizado, polietilenimina (PEI), homo- o copolímero de clorhidrato de polialilamina (PAH), homo- o copolímero de polivinilamina, o combinaciones de los mismos.
15. El método de la reivindicación 13 o 14, en donde el polímero reactivo se disuelve en una mezcla de agua y uno o más disolventes orgánicos, un disolvente orgánico o una mezcla de uno o más disolventes orgánicos.
16. El método de la reivindicación 12, en donde el recubrimiento de base reactivo sobre la lente de contacto se obtiene al polimerizar al menos un monómero vinílico que contiene amino o que contiene carboxilo bajo el efecto de un plasma.
ES11813222T 2010-07-30 2011-07-29 Method for producing silicon hydrogel contact lenses with crosslinked hydrophilic coatings thereon Active ES3015692T3 (en)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US36910210P 2010-07-30 2010-07-30
US201161448478P 2011-03-02 2011-03-02
PCT/US2011/045810 WO2012016098A1 (en) 2010-07-30 2011-07-29 A silicone hydrogel lens with a crosslinked hydrophilic coating

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES3015692T3 true ES3015692T3 (en) 2025-05-07

Family

ID=45526406

Family Applications (4)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES13160647T Active ES2980213T3 (es) 2010-07-30 2011-07-29 Lentes de hidrogel de silicona con superficies ricas en agua
ES13160886T Active ES2758722T3 (es) 2010-07-30 2011-07-29 Lentes de hidrogel silicónico con superficies ricas en agua
ES11813222T Active ES3015692T3 (en) 2010-07-30 2011-07-29 Method for producing silicon hydrogel contact lenses with crosslinked hydrophilic coatings thereon
ES11813220T Active ES2423914T3 (es) 2010-07-30 2011-07-29 Lentes de hidrogel de silicona con superficies ricas en agua

Family Applications Before (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES13160647T Active ES2980213T3 (es) 2010-07-30 2011-07-29 Lentes de hidrogel de silicona con superficies ricas en agua
ES13160886T Active ES2758722T3 (es) 2010-07-30 2011-07-29 Lentes de hidrogel silicónico con superficies ricas en agua

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES11813220T Active ES2423914T3 (es) 2010-07-30 2011-07-29 Lentes de hidrogel de silicona con superficies ricas en agua

Country Status (21)

Country Link
US (25) US8480227B2 (es)
EP (10) EP2638879A3 (es)
JP (21) JP5930221B2 (es)
KR (21) KR102159909B1 (es)
CN (5) CN105334640B (es)
AU (2) AU2011282602C1 (es)
BR (5) BR122013012250B1 (es)
CA (2) CA2802337C (es)
DK (1) DK2461767T3 (es)
ES (4) ES2980213T3 (es)
MX (5) MX382876B (es)
MY (4) MY156626A (es)
NZ (2) NZ610544A (es)
PL (1) PL2461767T3 (es)
PT (2) PT2638878T (es)
RS (1) RS52882B (es)
RU (13) RU2540655C2 (es)
SG (4) SG187026A1 (es)
SI (1) SI2461767T1 (es)
TW (21) TW202601235A (es)
WO (2) WO2012016098A1 (es)

Families Citing this family (327)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9322958B2 (en) * 2004-08-27 2016-04-26 Coopervision International Holding Company, Lp Silicone hydrogel contact lenses
KR101389300B1 (ko) 2005-02-14 2014-04-25 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 안과용 렌즈의 제조방법, 안과용 장치 및 콘택트 렌즈
US20150219928A1 (en) * 2006-02-10 2015-08-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Comfortable ophthalmic device and methods of its production
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
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
KR102159909B1 (ko) * 2010-07-30 2020-09-25 알콘 인코포레이티드 수분이 풍부한 표면을 갖는 실리콘 히드로겔 렌즈
US8524215B2 (en) * 2010-08-02 2013-09-03 Janssen Biotech, Inc. Absorbable PEG-based hydrogels
EP2681613B1 (en) * 2011-02-28 2018-10-24 CooperVision International Holding Company, LP Silicone hydrogel contact lenses
US9170349B2 (en) 2011-05-04 2015-10-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Medical devices having homogeneous charge density and methods for making same
US20130203813A1 (en) 2011-05-04 2013-08-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Medical devices having homogeneous charge density and methods for making same
JP6072060B2 (ja) 2011-11-15 2017-02-01 ノバルティス アーゲー 架橋親水性コーティングされているシリコーンヒドロゲルレンズ
US8798332B2 (en) 2012-05-15 2014-08-05 Google Inc. Contact lenses
US8807745B2 (en) * 2012-05-25 2014-08-19 Bausch & Lomb Incorporated Fully polymerized UV blocking silicone hydrogel lens
US20130313733A1 (en) * 2012-05-25 2013-11-28 Ivan Nunez Method of making a fully polymerized uv blocking silicone hydrogel lens
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
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
HK1204794A1 (en) 2012-05-25 2015-12-04 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymers and nanogel materials and methods for making and using the same
US9075187B2 (en) * 2012-05-25 2015-07-07 Bausch & Lomb Incorporated Fully polymerized UV blocking silicone hydrogel lens
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
HUE030467T2 (en) * 2012-05-25 2017-05-29 Bausch & Lomb Fully polymerized, UV-blocking silicone hydrogel lens
US20130323291A1 (en) * 2012-05-31 2013-12-05 Biocoat Incorporated Hydrophilic and non-thrombogenic polymer for coating of medical devices
EP2861413B1 (en) * 2012-06-14 2019-05-01 Novartis AG Azetidinium-containing copolymers and uses thereof
US9158133B1 (en) 2012-07-26 2015-10-13 Google Inc. Contact lens employing optical signals for power and/or communication
US9298020B1 (en) 2012-07-26 2016-03-29 Verily Life Sciences Llc Input system
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
US8971978B2 (en) 2012-08-21 2015-03-03 Google Inc. Contact lens with integrated pulse oximeter
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
US8820934B1 (en) 2012-09-05 2014-09-02 Google Inc. Passive surface acoustic wave communication
US20140192315A1 (en) 2012-09-07 2014-07-10 Google Inc. In-situ tear sample collection and testing using a contact lens
US9398868B1 (en) 2012-09-11 2016-07-26 Verily Life Sciences Llc Cancellation of a baseline current signal via current subtraction within a linear relaxation oscillator-based current-to-frequency converter circuit
US10010270B2 (en) 2012-09-17 2018-07-03 Verily Life Sciences Llc Sensing system
US9326710B1 (en) 2012-09-20 2016-05-03 Verily Life Sciences Llc Contact lenses having sensors with adjustable sensitivity
US8960898B1 (en) 2012-09-24 2015-02-24 Google Inc. Contact lens that restricts incoming light to the eye
US8870370B1 (en) 2012-09-24 2014-10-28 Google Inc. Contact lens that facilitates antenna communication via sensor impedance modulation
US20140088372A1 (en) 2012-09-25 2014-03-27 Google Inc. Information processing method
US8989834B2 (en) 2012-09-25 2015-03-24 Google Inc. Wearable device
US8979271B2 (en) 2012-09-25 2015-03-17 Google Inc. Facilitation of temperature compensation for contact lens sensors and temperature sensing
US8960899B2 (en) 2012-09-26 2015-02-24 Google Inc. Assembling thin silicon chips on a contact lens
US8821811B2 (en) 2012-09-26 2014-09-02 Google Inc. In-vitro contact lens testing
US9884180B1 (en) 2012-09-26 2018-02-06 Verily Life Sciences Llc Power transducer for a retinal implant using a contact lens
US8985763B1 (en) 2012-09-26 2015-03-24 Google Inc. Contact lens having an uneven embedded substrate and method of manufacture
US9063351B1 (en) 2012-09-28 2015-06-23 Google Inc. Input detection system
US8965478B2 (en) 2012-10-12 2015-02-24 Google Inc. Microelectrodes in an ophthalmic electrochemical sensor
US9176332B1 (en) 2012-10-24 2015-11-03 Google Inc. Contact lens and method of manufacture to improve sensor sensitivity
US9757056B1 (en) 2012-10-26 2017-09-12 Verily Life Sciences Llc Over-molding of sensor apparatus in eye-mountable device
SG11201504592YA (en) 2012-12-11 2015-07-30 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
US10338408B2 (en) 2012-12-17 2019-07-02 Novartis Ag Method for making improved UV-absorbing ophthalmic lenses
US9161598B2 (en) 2012-12-21 2015-10-20 Coopervision International Holding Company, Lp Ophthalmic devices for delivery of beneficial agents
US20140178327A1 (en) * 2012-12-21 2014-06-26 Coopervision International Holding Company, Lp Antimicrobial Ophthalmic Devices
CA2897892A1 (en) 2013-01-15 2014-07-24 Medicem Opthalmic (Cy) Limited Bioanalogic intraocular lens
US8874182B2 (en) 2013-01-15 2014-10-28 Google Inc. Encapsulated electronics
US10441676B2 (en) 2013-01-15 2019-10-15 Medicem Institute s.r.o. Light-adjustable hydrogel and bioanalogic intraocular lens
US9289954B2 (en) 2013-01-17 2016-03-22 Verily Life Sciences Llc Method of ring-shaped structure placement in an eye-mountable device
US20140209481A1 (en) 2013-01-25 2014-07-31 Google Inc. Standby Biasing Of Electrochemical Sensor To Reduce Sensor Stabilization Time During Measurement
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
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
KR101640725B1 (ko) * 2013-04-30 2016-07-18 쿠퍼비젼 인터내셔날 홀딩 캄파니, 엘피 1급 아민-함유 실리콘 히드로겔 콘택트 렌즈, 및 관련 조성물 및 방법
SG2013035662A (en) * 2013-05-08 2014-12-30 Menicon Singapore Pte Ltd Systems and methods for printing on a contact lens
US9950483B2 (en) * 2013-05-29 2018-04-24 Novartis Ag Method for determining the surface concentration of carboxyl groups on a lens
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
US9685689B1 (en) 2013-06-27 2017-06-20 Verily Life Sciences Llc Fabrication methods for bio-compatible devices
US9814387B2 (en) 2013-06-28 2017-11-14 Verily Life Sciences, LLC Device identification
US9028772B2 (en) 2013-06-28 2015-05-12 Google Inc. Methods for forming a channel through a polymer layer using one or more photoresist layers
US9307901B1 (en) 2013-06-28 2016-04-12 Verily Life Sciences Llc Methods for leaving a channel in a polymer layer using a cross-linked polymer plug
US9492118B1 (en) 2013-06-28 2016-11-15 Life Sciences Llc Pre-treatment process for electrochemical amperometric sensor
JP5452756B1 (ja) * 2013-07-02 2014-03-26 Ｈｏｙａ株式会社 親水性表面を有するシリコーン含有共重合体成形品を作製する方法及び親水性表面を有するシリコーンハイドロゲルコンタクトレンズ
US9568645B2 (en) 2013-09-30 2017-02-14 Novartis Ag Silicone hydrogel lenses with relatively-long thermal stability
CN105579480B (zh) 2013-09-30 2019-02-22 诺华股份有限公司 用于制备吸收uv的眼用透镜的方法
HUE040618T2 (hu) 2013-10-31 2019-03-28 Novartis Ag Eljárás szemészeti lencsék elõállítására
US9668916B2 (en) 2013-11-04 2017-06-06 Vance M. Thompson Conjunctival cover and methods therefor
EP3570093B1 (en) 2013-11-15 2021-09-15 Tangible Science, Inc. Contact lens with a hydrophilic layer
CN104628943B (zh) * 2013-11-15 2016-09-21 中国石油化工股份有限公司 一种丙烯酰胺系共聚物及其制备方法和应用
EP3077184B1 (en) 2013-12-02 2021-04-14 Alcon Inc. Novel process for making molded devices
MY183117A (en) 2013-12-13 2021-02-15 Alcon Inc Method for making contact lenses
CN105829081B (zh) * 2013-12-17 2017-12-19 诺华股份有限公司 具有交联的亲水性涂层的硅水凝胶镜片
US9572522B2 (en) 2013-12-20 2017-02-21 Verily Life Sciences Llc Tear fluid conductivity sensor
US9654674B1 (en) 2013-12-20 2017-05-16 Verily Life Sciences Llc Image sensor with a plurality of light channels
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
KR102336290B1 (ko) 2014-04-08 2021-12-09 알콘 인코포레이티드 산소-발생 요소를 그 안에 갖는 안과용 렌즈
CA2940207C (en) 2014-04-25 2019-09-10 Novartis Ag Hydrophilized carbosiloxane vinylic monomers
CN106716233B (zh) * 2014-05-09 2019-11-05 茵洛有限公司 具有润湿性表面的水凝胶隐形镜片及其制备方法
CA2955012A1 (en) * 2014-07-21 2016-01-28 Tangible Science, Inc. Contact lenses and methods of making contact lenses
US11002884B2 (en) 2014-08-26 2021-05-11 Alcon Inc. Method for applying stable coating on silicone hydrogel contact lenses
MX369598B (es) 2014-08-26 2019-11-13 Alcon Inc Copolimeros de poli (oxazolina-co-etilenimina)-epiclorhidrina y usos de los mismos.
BR112017006015B1 (pt) * 2014-09-23 2021-09-14 Momentive Performance Materials Gmbh Poliorganossiloxano, método para tratar substratos à base de aminoácido, composição para tratar substratos à base de aminoácido, e kit
EP3197940B1 (en) 2014-09-26 2023-02-15 Alcon Inc. Polymerizable polysiloxanes with hydrophilic substituents
US9555151B2 (en) 2014-10-03 2017-01-31 Soft Health Technologies, Llc Systems and methods for incontinence control
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
CN104406927B (zh) * 2014-11-28 2017-09-29 华南理工大学 一种基于光学的水合物生成监测方法和系统
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
WO2016100457A1 (en) 2014-12-17 2016-06-23 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
WO2016100448A1 (en) 2014-12-17 2016-06-23 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
CN104793349B (zh) * 2015-01-29 2017-09-19 广州琦安琦视觉科技有限公司 一种具有防紫外线、衍射光及蓝光多功能隐形眼镜
US9869883B2 (en) 2015-03-11 2018-01-16 Vance M. Thompson Tear shaping for refractive correction
EP3268804B1 (en) * 2015-03-11 2020-11-04 University of Florida Research Foundation, Inc. Mesh size control of lubrication in gemini hydrogels
CN106033150B (zh) * 2015-03-17 2019-04-05 专力国际开发股份有限公司 复合隐形眼镜
MY179854A (en) * 2015-05-07 2020-11-18 Alcon Inc Method for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
LT3300482T (lt) 2015-05-19 2021-10-25 Lubris Llc Prg4 panaudojimas dinaminio regos aštrumo pagerinimui ir aukštesnės eilės aberacijų sumažinimui
US10269670B2 (en) * 2015-06-24 2019-04-23 Sumitomo Osaka Cement Co., Ltd. Curable silicone resin composition, silicone resin composite, photosemiconductor light emitting device, luminaire and liquid crystal imaging device
JP6791143B2 (ja) * 2015-07-31 2020-11-25 日産化学株式会社 液晶配向剤、液晶配向膜及び液晶表示素子
JP6680870B2 (ja) * 2015-09-04 2020-04-15 アルコン インク． その上に耐久性潤滑性コーティングを有するソフトシリコーン医療デバイス
EP3344447B1 (en) * 2015-09-04 2019-12-11 Novartis AG Method for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
EP3374143B1 (en) 2015-11-11 2020-10-28 Onefocus Vision, Inc. Accommodating lens with cavity
MY186090A (en) 2015-12-03 2021-06-21 Alcon Inc Contact lens packaging solutions
EP3390497B1 (en) 2015-12-15 2021-01-20 Alcon Inc. Polymerizable polysiloxanes with hydrophilic substituents
US10081142B2 (en) 2015-12-15 2018-09-25 Novartis Ag Method for producing contact lenses with a lubricious surface
CA3004158C (en) 2015-12-15 2020-06-30 Novartis Ag Amphiphilic branched polydiorganosiloxane macromers
MY184638A (en) * 2015-12-15 2021-04-13 Alcon Inc Method for applying stable coating on silicone hydrogel contact lenses
MY185317A (en) 2015-12-15 2021-05-03 Novartis Ag Hydrophilized polydiorganosiloxane vinylic crosslinkers and uses thereof
US10328645B2 (en) 2015-12-17 2019-06-25 Novartis Ag Reusable lens molds and methods of use thereof
RU2612121C1 (ru) * 2016-01-27 2017-03-02 Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Научно-исследовательский институт глазных болезней" Лечебная силикон-гидрогелевая мягкая контактная линза
JP6807011B2 (ja) * 2016-02-15 2021-01-06 日油株式会社 表面にホスホリルコリン基含有親水性ポリマーを有するコンタクトレンズ
WO2017145023A1 (en) 2016-02-22 2017-08-31 Novartis Ag Soft silicone medical devices
JP6856019B2 (ja) 2016-02-22 2021-04-07 東レ株式会社 眼用レンズおよびその製造方法
CN108601858B (zh) * 2016-02-22 2021-09-28 东丽株式会社 设备和其制造方法
JP6993361B2 (ja) * 2016-03-11 2022-02-03 イノベーガ，インコーポレイテッド コンタクトレンズ
TWI716586B (zh) * 2016-04-28 2021-01-21 日商日油股份有限公司 隱形眼鏡用表面處理劑及隱形眼鏡
WO2018003822A1 (ja) * 2016-06-29 2018-01-04 日油株式会社 滑り性付与剤および滑り性付与方法
EP4589367A3 (en) * 2016-08-01 2025-09-03 The University of Washington Ophthalmic lenses for treating myopia
CN109690362B (zh) * 2016-09-20 2022-05-24 爱尔康公司 在其上具有润滑涂层的有色水凝胶接触镜片
EP3515993B1 (en) * 2016-09-20 2021-11-10 Alcon Inc. Method for producing a water-soluble thermally-crosslinkable polymeric material
WO2018055491A1 (en) 2016-09-20 2018-03-29 Novartis Ag Process for producing contact lenses with durable lubricious coatings thereon
JP7038111B2 (ja) 2016-09-20 2022-03-17 アルコン インク． ヒドロゲルコンタクトレンズ上に潤滑性コーティングを有するヒドロゲルコンタクトレンズ
US10850461B2 (en) * 2016-09-27 2020-12-01 Coopervision International Holding Company, Lp Method of manufacturing contact lenses
CA3033595C (en) 2016-10-11 2021-06-29 Novartis Ag Chain-extended polydimethylsiloxane vinylic crosslinkers and uses thereof
CA3033596C (en) 2016-10-11 2021-02-09 Novartis Ag Polymerizable polydimethylsiloxane-polyoxyalkylene block copolymers
US10353220B2 (en) 2016-10-17 2019-07-16 Vance M. Thompson Tear shaping for refractive correction
HUE051063T2 (hu) * 2016-10-19 2021-03-01 Alcon Inc Hidrofil kopolimer egyetlen tiol-tartalmú lánczáró csoporttal
CA3104325C (en) 2016-10-19 2023-01-24 Alcon Inc. Hydrophilic copolymer with pendant thiol groups
CA3035490C (en) 2016-10-26 2021-09-14 Novartis Ag Amphiphilic branched polydiorganosiloxane macromers
WO2018078542A1 (en) 2016-10-26 2018-05-03 Novartis Ag Soft contact lenses with a lubricious coating covalently-attached thereon
KR101910842B1 (ko) * 2016-10-27 2018-10-23 연세대학교 산학협력단 표면이 친수화된 안과용 재료 및 이의 제조방법
WO2018078598A1 (en) 2016-10-31 2018-05-03 Chnovartis Ag Method for producing surface coated contact lenses with wearing comfort
WO2018089699A1 (en) 2016-11-11 2018-05-17 Onefocus Vision, Inc. Accommodating cavity lens shaped with photocleavable insert
KR101872120B1 (ko) * 2016-11-21 2018-06-27 대구가톨릭대학교산학협력단 고 함수율 표면층을 갖는 하이드로겔 콘택트렌즈 및 그 제조방법
EP3569265B1 (en) * 2017-01-13 2021-03-17 FUJIFILM Corporation Laminate material to be used in lubricative member for medical use, lubricative member for medical use, and medical device
US11474280B2 (en) * 2017-02-21 2022-10-18 Mitsui Chemicals, Inc. Polymerizable composition for optical material and optical material and plastic lens obtained from same composition
TWI610802B (zh) * 2017-04-10 2018-01-11 明基材料股份有限公司 眼用鏡片及其製造方法
US10509238B2 (en) * 2017-04-14 2019-12-17 Verily Life Sciences Llc Electrowetting opthalmic optics including gas-permeable components
ES2970616T3 (es) * 2017-05-11 2024-05-29 Toray Industries Método para producir un dispositivo médico
US11378570B2 (en) 2017-05-24 2022-07-05 Alcon Inc. Cytotoxicity test method for medical devices
US10843422B2 (en) 2017-06-07 2020-11-24 Alcon, Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
US10875967B2 (en) 2017-06-07 2020-12-29 Alcon Inc. Silicone hydrogel contact lenses
JP6831020B2 (ja) 2017-06-07 2021-02-17 アルコン インク． シリコーンヒドロゲルコンタクトレンズ
CN107796674B (zh) * 2017-07-04 2021-03-16 程树军 一种动物角膜长期培养评价眼刺激性损伤及修复的方法
TWI640557B (zh) 2017-07-05 2018-11-11 晶碩光學股份有限公司 具表面修飾的隱形眼鏡及其製備方法
EP3655448B1 (en) * 2017-07-18 2026-01-21 Alcon Inc. Phosphorylcholine-containing poly(meth)acrylamide-based copolymers
JP6876192B2 (ja) * 2017-07-18 2021-05-26 アルコン インク． カルボキシル末端ペンダント鎖を含むポリ（メタ）アクリルアミド系コポリマー
US12349865B2 (en) 2017-08-01 2025-07-08 Seed Co., Ltd. Endoscope hood
KR102570413B1 (ko) 2017-08-09 2023-08-28 도레이 카부시키가이샤 의료 디바이스 및 그의 제조 방법
EP3668447A4 (en) 2017-08-17 2021-05-12 The Trustees of Princeton University ULTRA THIN INTERFACIAL LAYER ON A HYDROGEL FOR ALIGNMENT OF ITS SURFACE PROPERTIES AND CELL ADHESION
JP6678959B2 (ja) * 2017-08-22 2020-04-15 芳人 川瀬 樹脂成形物の表面へのコーティング層形成方法。
EP3447475B1 (en) 2017-08-24 2020-06-17 Alcon Inc. Method and apparatus for determining a coefficient of friction at a test site on a surface of a contact lens
WO2019043577A1 (en) 2017-08-29 2019-03-07 Novartis Ag CASTING MOLDING PROCESS FOR PRODUCING CONTACT LENSES
KR101944008B1 (ko) 2017-09-18 2019-01-30 (주) 제이씨바이오 히알루론산을 포함하는 투명 하이드로겔 막 및 이를 이용한 콘택트렌즈
US12029753B2 (en) 2017-09-19 2024-07-09 The Hong Kong University Of Science And Technology Biocompatible material and methods for making and using thereof
US11029538B2 (en) 2017-10-25 2021-06-08 Coopervision International Limited Contact lenses having an ion-impermeable portion and related methods
US11067831B2 (en) 2017-10-30 2021-07-20 Coopervision International Limited Methods of manufacturing coated contact lenses
EP3722867A4 (en) * 2017-12-04 2021-08-11 NOF Corporation SOFT CONTACT LENS TREATMENT SOLUTION
MY201826A (en) * 2017-12-13 2024-03-19 Alcon Inc Method for producing mps-compatible water gradient contact lenses
WO2019142132A1 (en) 2018-01-22 2019-07-25 Novartis Ag Cast-molding process for producing uv-absorbing contact lenses
US10884264B2 (en) 2018-01-30 2021-01-05 Sightglass Vision, Inc. Ophthalmic lenses with light scattering for treating myopia
WO2019162881A1 (en) 2018-02-26 2019-08-29 Novartis Ag Silicone hydrogel contact lenses
US12595371B2 (en) 2018-03-02 2026-04-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens with improved vision break-up time
US12534623B2 (en) 2018-03-02 2026-01-27 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens with improved tear film optical quality
US12486403B2 (en) 2018-03-02 2025-12-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
US12486348B2 (en) 2019-08-30 2025-12-02 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. 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
US12595370B2 (en) 2018-03-02 2026-04-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
US11543683B2 (en) 2019-08-30 2023-01-03 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Multifocal 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
SG11202007012TA (en) 2018-03-28 2020-10-29 Alcon Inc Method for making silicone hydrogel contact lenses
US10678067B2 (en) 2018-04-06 2020-06-09 Vance M. Thompson Tear shaping for refractive correction
US11448796B2 (en) 2018-04-13 2022-09-20 Alcon Inc. Evaluation method for the coverage of a coating on a contact lens surface
US11433629B2 (en) 2018-06-04 2022-09-06 Alcon Inc. Method for preparing silicone hydrogels
WO2019234593A1 (en) 2018-06-04 2019-12-12 Alcon Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
WO2019234591A1 (en) 2018-06-04 2019-12-12 Alcon Inc. Method for producing silicone hydrogel contact lenses
US11046636B2 (en) 2018-06-29 2021-06-29 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable absorbers of UV and high energy visible light
GB2592488A (en) 2018-07-12 2021-09-01 Sightglass Vision Inc Methods and devices for reducing myopia in children
EP3824917B1 (en) 2018-07-17 2025-10-29 FUJIFILM Corporation Use of a composition for a laminated material used for a medical lubricating member, use of a laminated material used for a medical lubricating member, medical lubricating member, and medical device
US20200085564A1 (en) 2018-09-18 2020-03-19 Vance M. Thompson Structures and methods for tear shaping for refractive correction
US12178512B2 (en) * 2018-10-17 2024-12-31 Qura, Inc. Implantable devices with embedded pressure sensors
TWI690424B (zh) * 2018-10-29 2020-04-11 優你康光學股份有限公司 具有聚合物多層膜的隱形眼鏡之製備方法
US11061169B2 (en) 2018-11-15 2021-07-13 Alcon Inc. Contact lens with phosphorylcholine-modified polyvinylalcohols therein
EP3887875B1 (en) 2018-11-30 2025-08-13 Alcon Inc. Environmental scanning electron microscopy analysis for contact lens coating selection and manufacturing
WO2020115570A1 (en) 2018-12-03 2020-06-11 Alcon Inc. Method for making coated silicone hydrogel contact lenses
HUE062555T2 (hu) 2018-12-03 2023-11-28 Alcon Inc Eljárás bevonatos szilikonhidrogél-kontaktlencsék elõállítására
JP7338477B2 (ja) 2018-12-12 2023-09-05 東レ株式会社 医療デバイスおよびその製造方法
SG11202105233QA (en) 2018-12-14 2021-06-29 Alcon Inc Method for making silicone hydrogel contact lenses
EP3818109A4 (en) * 2018-12-18 2021-09-08 Hewlett-Packard Development Company, L.P. PRE-TREATMENT COMPOSITION AND PRINTABLE MEDIA
US11001652B2 (en) 2019-01-28 2021-05-11 Alcon Inc. High molecular weight poly(methacrylic acid)
KR102176460B1 (ko) * 2019-04-03 2020-11-09 연세대학교 산학협력단 염증성 질환 진단용 조성물 및 이를 포함하는 안내렌즈형 센서
US11583389B2 (en) 2019-04-05 2023-02-21 Amo Groningen B.V. Systems and methods for correcting photic phenomenon from an intraocular lens and using refractive index writing
US12377622B2 (en) 2019-04-05 2025-08-05 Amo Groningen B.V. Systems and methods for vergence matching with an optical profile and using refractive index writing
US12357509B2 (en) 2019-04-05 2025-07-15 Amo Groningen B.V. Systems and methods for improving vision from an intraocular lens in an incorrect position and using refractive index writing
US11944574B2 (en) 2019-04-05 2024-04-02 Amo Groningen B.V. Systems and methods for multiple layer intraocular lens and using refractive index writing
US11564839B2 (en) 2019-04-05 2023-01-31 Amo Groningen B.V. Systems and methods for vergence matching of an intraocular lens with refractive index writing
US11529230B2 (en) 2019-04-05 2022-12-20 Amo Groningen B.V. Systems and methods for correcting power of an intraocular lens using refractive index writing
US11678975B2 (en) 2019-04-05 2023-06-20 Amo Groningen B.V. Systems and methods for treating ocular disease with an intraocular lens and refractive index writing
US11583388B2 (en) 2019-04-05 2023-02-21 Amo Groningen B.V. Systems and methods for spectacle independence using refractive index writing with an intraocular lens
EP3953744B1 (en) 2019-04-10 2025-08-13 Alcon Inc. Method for producing coated contact lenses
JP2022531027A (ja) 2019-05-03 2022-07-06 ジョンソン・アンド・ジョンソン・サージカル・ビジョン・インコーポレイテッド 高反応性指数、高アッベ組成物
US11708440B2 (en) 2019-05-03 2023-07-25 Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. High refractive index, high Abbe compositions
MY204149A (en) 2019-05-13 2024-08-09 Alcon Inc Method for producing photochromic contact lenses
US12510534B2 (en) 2019-05-14 2025-12-30 The Trustees Of Princeton University In vitro cell-based replacement for the Draize test
WO2020240440A1 (en) 2019-05-28 2020-12-03 Alcon Inc. Method for making opaque colored silicone hydrogel contact lenses
US11602910B2 (en) 2019-05-28 2023-03-14 Alcon Inc. Pad transfer printing method for making colored contact lenses
US20200385532A1 (en) * 2019-06-06 2020-12-10 Apexlens Co., Ltd. Hydrophilic and oxygen permeable polymer material
TWI798452B (zh) * 2019-06-17 2023-04-11 晶碩光學股份有限公司 隱形眼鏡產品
CN114341235B (zh) * 2019-06-19 2025-01-07 德州系统大学董事会 具有液体与固体排斥性的半液体表面
US12674032B2 (en) 2019-06-28 2026-07-07 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable fused tricyclic compounds as absorbers of UV and visible light
US11958824B2 (en) 2019-06-28 2024-04-16 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Photostable mimics of macular pigment
US12509428B2 (en) 2019-06-28 2025-12-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Polymerizable fused tricyclic compounds as absorbers of UV and visible light
TWI757773B (zh) 2019-06-28 2022-03-11 瑞士商愛爾康公司 眼用組成物
JP7509036B2 (ja) * 2019-08-27 2024-07-02 東レ株式会社 医療デバイスの製造方法
EP4043947A4 (en) * 2019-10-09 2023-11-08 NOF Corporation SURFACE TREATMENT AGENT FOR SOFT CONTACT LENS
US12072556B2 (en) 2019-11-04 2024-08-27 Alcon Inc. Contact lenses with surfaces having different softness
WO2021090170A1 (en) 2019-11-05 2021-05-14 Alcon Inc. Method for determining coating thickness on coated contact lenses
ES2993009T3 (en) 2019-12-16 2024-12-20 Alcon Inc Wettable silicone hydrogel contact lenses
KR102334955B1 (ko) * 2019-12-19 2021-12-06 주식회사 더원 폴리(2-메타크릴로일옥시에틸 포스포릴콜린)로 개질된 하이드로겔 및 상기 하이드로겔로 이루어진 렌즈.
CN111013553B (zh) * 2019-12-26 2022-02-11 西南石油大学 一种亚甲基蓝和罗丹明b吸附剂及其制备方法
WO2021157814A1 (ko) * 2020-02-03 2021-08-12 윤경태 콘택트 렌즈 및 이의 제조방법
KR102387402B1 (ko) * 2020-03-03 2022-04-14 건양대학교 산학협력단 반짝임 변성이 감소된 소수성 아크릴 인공수정체의 제조방법
KR102149838B1 (ko) * 2020-03-09 2020-08-31 김대곤 블루라이트 차단 콘택트 렌즈 제조방법
KR102149839B1 (ko) * 2020-03-09 2020-08-31 김대곤 착색 콘택트 렌즈 제조방법
KR102149837B1 (ko) * 2020-03-09 2020-08-31 김대곤 착용감이 개선된 콘택트 렌즈 제조방법
US20210284778A1 (en) 2020-03-11 2021-09-16 Alcon Inc. Photochromic polydiorganosiloxane vinylic crosslinkers
WO2021186380A1 (en) 2020-03-19 2021-09-23 Alcon Inc. Method for producing embedded or hybrid hydrogel contact lenses
JP7652185B2 (ja) * 2020-03-19 2025-03-27 日油株式会社 コンタクトレンズ用モノマー組成物およびコンタクトレンズ用重合体
AU2021236973B2 (en) 2020-03-19 2024-05-09 Alcon Inc. Insert materials with high oxygen permeability and high refractive index
TWI788804B (zh) 2020-03-19 2023-01-01 瑞士商愛爾康公司 用於嵌入式接觸鏡片之高折射率矽氧烷插入物材料
WO2021186383A1 (en) 2020-03-19 2021-09-23 Alcon Inc. Embedded silicone hydrogel contact lenses
US12116442B2 (en) 2020-05-07 2024-10-15 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
JP6943318B1 (ja) 2020-06-05 2021-09-29 ダイキン工業株式会社 プログラム、情報処理方法、及び情報処理装置
TWI788924B (zh) 2020-07-22 2023-01-01 國立陽明交通大學 表面修飾的隱形眼鏡、其製備方法及修飾高分子材料表面的方法
US12358247B2 (en) * 2020-07-28 2025-07-15 Alcon Inc. Contact lenses with softer lens surfaces
JP7226492B2 (ja) * 2020-09-03 2023-02-21 荒川化学工業株式会社 化合物、活性エネルギー線硬化型コーティング剤組成物、離型コーティング剤組成物、積層体、及び積層体の製造方法
WO2022054706A1 (ja) * 2020-09-14 2022-03-17 東レ株式会社 被覆シリコーン部材の製造方法
EP4237232B1 (en) 2020-10-28 2024-11-27 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
WO2022090857A1 (en) 2020-10-29 2022-05-05 Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. Compositions with high refractive index and abbe number
HUE069913T2 (hu) 2020-11-04 2025-04-28 Alcon Inc Eljárás fotokróm kontaktlencsék elõállítására
HUE070248T2 (hu) 2020-11-04 2025-05-28 Alcon Inc Eljárás fotokróm kontaktlencsék elõállítására
US12611016B2 (en) 2020-12-15 2026-04-28 Coopervision International Limited Cationic contact lens
US12393057B2 (en) 2020-12-15 2025-08-19 Coopervision International Limited Oleic acid-releasing contact lens
CN112932786B (zh) * 2021-02-02 2024-01-23 陈振林 一种全密封的护目镜
JP7690041B2 (ja) 2021-02-09 2025-06-09 アルコン インク． 親水化ポリジオルガノシロキサンビニル架橋剤
EP4304842B1 (en) 2021-03-08 2026-05-06 Alcon Inc. Method for making photofunctional contact lenses
EP4314118B1 (en) 2021-03-23 2025-04-30 Alcon Inc. Polysiloxane vinylic crosslinkers with high refractive index
US12194698B2 (en) 2021-03-24 2025-01-14 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US11833771B2 (en) 2021-04-01 2023-12-05 Alcon Inc. Method for making photochromic contact lenses
EP4313569B1 (en) 2021-04-01 2026-03-04 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
EP4313568B1 (en) 2021-04-01 2025-04-30 Alcon Inc. Embedded hydrogel contact lenses
CN115220245B (zh) * 2021-04-16 2025-11-18 晶硕光学股份有限公司 隐形眼镜及其制造方法
JP7541543B2 (ja) * 2021-04-16 2024-08-28 ペガヴィジョン コーポレーション コンタクトレンズ及びその製造方法
EP4328659A1 (en) 2021-04-19 2024-02-28 National Institute for Materials Science Soft ophthalmic lens and method for manufacturing same
US20220372391A1 (en) 2021-04-22 2022-11-24 Alcon Inc. Method for applying a coating onto a non-silicone hydrogel lens
WO2022251713A1 (en) 2021-05-28 2022-12-01 Sightglass Vision, Inc. Ophthalmic lenses for reducing myopia progression and laser based methods for forming the same
MX2023015075A (es) 2021-06-14 2024-01-18 Alcon Inc Lentes de contacto multifocales difractivas de hidrogel de silicona.
CN113248765B (zh) * 2021-06-15 2022-08-05 哈尔滨工程大学 一种改性硅橡胶及其制备方法和应用
US12054499B2 (en) 2021-06-30 2024-08-06 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Transition metal complexes as visible light absorbers
CN113717334A (zh) * 2021-07-06 2021-11-30 吉林爱惠瞳医用科技有限公司 一种高氧气透过率角膜接触镜及其制备方法
CN117716262A (zh) 2021-09-01 2024-03-15 爱尔康公司 用于生产可润湿硅酮水凝胶接触镜片的方法
CN113952518B (zh) * 2021-09-18 2022-11-29 暨南大学 一种抗细菌粘附的医用材料表面改性方法及应用
US12679854B2 (en) 2021-09-29 2026-07-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Anthraquinone-functionalized polymerization initiators and their use in the manufacture of ophthalmic lenses
US12638613B2 (en) 2021-09-29 2026-05-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses and their manufacture by in-mold modification
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
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
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
WO2023068316A1 (ja) * 2021-10-20 2023-04-27 興和株式会社 コントラスト改善機能を有するソフトコンタクトレンズ用材料
TWI854369B (zh) * 2021-11-22 2024-09-01 美商蓋列斯特股份有限公司 用於在模製期間誘發隱形眼鏡組成物之較大濕潤性的方法
TWI806404B (zh) * 2022-02-08 2023-06-21 視陽光學股份有限公司 隱形眼鏡的吸水裝置及隱形眼鏡含水率量測系統
US12129602B2 (en) * 2022-03-07 2024-10-29 Appvion, Llc Multi-functional barrier coating for molded fiber containers
WO2023209570A1 (en) 2022-04-26 2023-11-02 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US12358188B2 (en) 2022-04-26 2025-07-15 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
WO2023209631A1 (en) 2022-04-28 2023-11-02 Alcon Inc. Method for making uv and hevl-absorbing ophthalmic lenses
US12638614B2 (en) 2022-04-29 2026-05-26 Alcon Inc. Method for making silicone hydrogel contact lenses
WO2023218324A1 (en) 2022-05-09 2023-11-16 Alcon Inc. Method for making embedded hydrogel contact lenses
US12448516B2 (en) * 2022-05-20 2025-10-21 Interojo Inc. Silicone hydrogel contact lenses
TW202406713A (zh) 2022-05-23 2024-02-16 瑞士商愛爾康公司 用於製造ｈｅｖｌ過濾性接觸鏡片之方法
EP4529621A1 (en) 2022-05-23 2025-04-02 Alcon Inc. Uv/hevl-filtering contact lenses
KR20240172202A (ko) 2022-05-25 2024-12-09 알콘 인코포레이티드 내장형 히드로겔 콘택트 렌즈의 제조 방법
GB2619780B (en) * 2022-06-13 2025-04-09 Coopervision Int Ltd Cationic lens having improved stability
KR102693464B1 (ko) * 2022-07-06 2024-08-07 포항공과대학교 산학협력단 습도 변화에 영향을 받지 않는 이온 젤 시스템 및 그의 제조방법
JP2025525733A (ja) 2022-08-17 2025-08-07 アルコン インク． ハイドロゲルコーティングをその上に有するコンタクトレンズ
GB2622890B (en) * 2022-09-27 2026-07-15 Coopervision Int Ltd Sustained fatty acid release from contact lens
US12153287B2 (en) 2022-09-27 2024-11-26 Coopervision International Limited Sustained fatty acid release from contact lens
CN115490754B (zh) * 2022-10-13 2024-04-26 河南科技大学 一种抗肿瘤活性多肽衍生物及其制备方法与应用
US20240228466A1 (en) 2022-12-15 2024-07-11 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Transition metal complexes as visible light absorbers
CN116239948B (zh) * 2022-12-27 2024-01-02 江苏汇鼎光学眼镜有限公司 一种超抗水型镜片及其制备方法
WO2024161344A1 (en) 2023-02-02 2024-08-08 Alcon Inc. Water gradient silicone hydrogel contact lenses
TW202441215A (zh) 2023-02-27 2024-10-16 瑞士商愛爾康公司 用於生產可潤濕矽酮水凝膠接觸鏡片之方法
WO2024194792A1 (en) 2023-03-20 2024-09-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses and their manufacture by in-mold modification
TW202500366A (zh) 2023-03-22 2025-01-01 瑞士商愛爾康公司 用於製造嵌入式水凝膠接觸鏡片之方法
US20240342468A1 (en) * 2023-04-14 2024-10-17 Twenty Twenty Therapeutics Llc Under lens device incorporating hyaluronic acid
JP2026516767A (ja) * 2023-04-21 2026-05-26 アズール・３ディー・インコーポレイテッド 光学レンズ、光学構成要素、および光学構成要素を製造する方法
US20240352170A1 (en) * 2023-04-21 2024-10-24 Bausch + Lomb Ireland Limited Rigid gas permeable prepolymer and rigid gas permeable contact lens formed therefrom
WO2024237931A1 (en) * 2023-05-15 2024-11-21 Argos Vision Inc. Contact lenses comprising hydrogel coatings and method of forming contact lenses with hydrogel coatings
TWI857612B (zh) * 2023-05-16 2024-10-01 望隼科技股份有限公司 隱形眼鏡及矽水膠隱形眼鏡
EP4713721A1 (en) 2023-05-18 2026-03-25 Alcon Inc. Uv/hevl-filtering silicone hydrogel contact lenses
WO2024236526A2 (en) 2023-05-18 2024-11-21 Alcon Inc. High-energy-violet-absorbing vinylic monomers
WO2024241239A1 (en) 2023-05-25 2024-11-28 Alcon Inc. Coated silicone hydrogel contact lenses and method for making the same
TW202513285A (zh) 2023-06-01 2025-04-01 瑞士商愛爾康公司 用於製造嵌入式水凝膠接觸鏡片之方法
EP4758195A2 (en) 2023-08-07 2026-06-17 Alcon Inc. Uv/hevl-filtering silicone hydrogel contact lenses
US20250164823A1 (en) 2023-11-20 2025-05-22 Alcon Inc. Embedded contact lens with a high refractive index insert therein
US20250361401A1 (en) 2024-05-22 2025-11-27 Alcon Inc. Reactive dyes
WO2025243221A1 (en) 2024-05-22 2025-11-27 Alcon Inc. Reactive hevl-absorbing dyes
US20250362530A1 (en) 2024-05-22 2025-11-27 Alcon Inc. Method for making centrally colored contact lenses
WO2026042049A1 (en) 2024-08-23 2026-02-26 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Double network hydrogel and preparation and application thereof
WO2026083258A1 (en) 2024-10-15 2026-04-23 Alcon Inc. Composite contact lenses with ultrathin objects
US20260118700A1 (en) 2024-10-29 2026-04-30 Alcon Inc. Diffractive multifocal contact lens
US20260132236A1 (en) 2024-11-11 2026-05-14 Alcon Inc. Light absorbers for ophthalmc lens materals and devices
WO2026105013A1 (en) 2024-11-14 2026-05-21 Alcon Inc. Contact lenses with color filtering zone
WO2026128011A1 (en) * 2024-12-10 2026-06-18 Lynthera Corporation Silicone hydrogel medical device for delivery of hyaluronic acid
WO2026139849A1 (en) 2024-12-23 2026-07-02 Alcon Inc. Embedded diffractive contact lenses
US20260219423A1 (en) 2025-01-29 2026-07-30 Alcon Inc. Controlled release of dry eye relief agent from contact lens

Family Cites Families (572)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2296891A (en) 1940-11-09 1942-09-29 Celanese Corp Cement
US2926154A (en) 1957-09-05 1960-02-23 Hercules Powder Co Ltd Cationic thermosetting polyamide-epichlorohydrin resins and process of making same
US3161935A (en) 1959-04-28 1964-12-22 Carl W Chanlund Tamping mechanism
US3224986A (en) 1962-04-18 1965-12-21 Hercules Powder Co Ltd Cationic epichlorohydrin modified polyamide reacted with water-soluble polymers
US3171502A (en) 1962-07-26 1965-03-02 Jean K Kamphere Expansible rotary drill bits
NL128305C (es) 1963-09-11
SE306597B (es) 1964-12-17 1968-12-02 Incentive Ab
US3434984A (en) 1966-04-25 1969-03-25 Owens Illinois Inc Thermosetting cationic resin and method of making same
US3598790A (en) 1966-07-01 1971-08-10 Roehm & Haas Gmbh Azlactone copolymers
US3488327A (en) 1967-06-30 1970-01-06 Roehm & Haas Gmbh Preparation of coating materials
DE1745348A1 (de) 1967-12-01 1971-09-09 Roehm Gmbh Azlactongruppen enthaltende Mischpolymerisate
US3617344A (en) 1966-08-05 1971-11-02 Us Health Education & Welfare Nonthrombogenic plastic surfaces and preparation thereof
GB1218394A (en) 1967-03-08 1971-01-06 Toho Kagaku Kogyo Kabushiki Ka Process for producing water-soluble thermosetting polymer
US3566874A (en) 1968-08-13 1971-03-02 Nat Patent Dev Corp Catheter
US3639141A (en) 1968-09-16 1972-02-01 Cordis Corp Heparinization of plastic
JPS4813341B1 (es) 1969-06-13 1973-04-26
US3663288A (en) 1969-09-04 1972-05-16 American Cyanamid Co Physiologically acceptible elastomeric article
US3772076A (en) 1970-01-26 1973-11-13 Hercules Inc Reaction products of epihalohydrin and polymers of diallylamine and their use in paper
US3616935A (en) 1970-02-05 1971-11-02 Dow Chemical Co Preparation of antithrombogenic surfaces
US3925178A (en) 1970-04-17 1975-12-09 Hymie D Gesser Contact lenses
US3700623A (en) 1970-04-22 1972-10-24 Hercules Inc Reaction products of epihalohydrin and polymers of diallylamine and their use in paper
US3695921A (en) 1970-09-09 1972-10-03 Nat Patent Dev Corp Method of coating a catheter
US3844989A (en) 1971-12-23 1974-10-29 Toray Industries Shampooer with rotary foam generating means anti-thrombogenic polymer compositions with internally bound heparin
US3892696A (en) 1972-05-12 1975-07-01 Grace W R & Co Polyureas and preparation thereof
US3975350A (en) 1972-08-02 1976-08-17 Princeton Polymer Laboratories, Incorporated Hydrophilic or hydrogel carrier systems such as coatings, body implants and other articles
US3813695A (en) 1973-02-21 1974-06-04 D Podell Surgical glove
US3900672A (en) 1973-04-04 1975-08-19 Hoya Lens Co Ltd Process for coating an optical material and the resulting product
US3861396A (en) 1973-08-08 1975-01-21 Hydro Med Sciences Inc Drainage tube
US4099859A (en) 1974-12-02 1978-07-11 High Voltage Engineering Corporation Contact lens having a smooth surface layer of a hydrophilic polymer
SE400173B (sv) 1975-03-20 1978-03-20 Aminkemi Ab Forfarande vid stabilisering av en hepariniserad yta innehallande vid blodkontakt utlosbart heparin
FR2306243A1 (fr) 1975-04-03 1976-10-29 Asahi Dow Ltd Composition de revetement hydrophyle
DE2614662A1 (de) 1975-04-07 1977-01-27 Dow Chemical Co Zusammensetzung zur herstellung von in wasser quellbaren gegenstaenden
US4154898A (en) 1976-09-27 1979-05-15 The Dow Chemical Company Absorbent articles and methods for their preparation
US4143949A (en) 1976-10-28 1979-03-13 Bausch & Lomb Incorporated Process for putting a hydrophilic coating on a hydrophobic contact lens
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
JPS5413694A (en) 1977-07-01 1979-02-01 Sumitomo Electric Industries Composite blood vessel prosthesis and method of producing same
US4136250A (en) 1977-07-20 1979-01-23 Ciba-Geigy Corporation Polysiloxane hydrogels
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
FR2402525A1 (fr) 1977-09-12 1979-04-06 Toray Industries Procede de fabrication de compositions de lentilles de contact molles et nouveaux produits ainsi obtenus
US4168112A (en) 1978-01-05 1979-09-18 Polymer Technology Corporation Contact lens with a hydrophilic, polyelectrolyte complex coating and method for forming same
US4298715A (en) 1978-03-01 1981-11-03 Monsanto Company Polyamine/epihalohydrin reaction products
US4217038A (en) 1978-06-05 1980-08-12 Bausch & Lomb Incorporated Glass coated polysiloxane contact lens
US4191596A (en) 1978-09-06 1980-03-04 Union Carbide Corporation Method and compositions for coating aluminum
US4280970A (en) 1979-01-19 1981-07-28 Puropore Inc. Polyoxyethylene grafted membrane materials with grafting links derived from a diisocyanate
US4261875A (en) 1979-01-31 1981-04-14 American Optical Corporation Contact lenses containing hydrophilic silicone polymers
US4298639A (en) 1979-03-19 1981-11-03 Monsanto Company Wet strength polymers
JPS5836604B2 (ja) 1979-04-18 1983-08-10 株式会社日立製作所 高温電気透析方法と装置
US4209289A (en) 1979-05-14 1980-06-24 American Optical Corporation Contact lens mold
US4263188A (en) 1979-05-23 1981-04-21 Verbatim Corporation Aqueous coating composition and method
US4276402A (en) 1979-09-13 1981-06-30 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane/acrylic acid/polcyclic esters of methacrylic acid polymer contact lens
US4254248A (en) 1979-09-13 1981-03-03 Bausch & Lomb Incorporated Contact lens made from polymers of polysiloxane and polycyclic esters of acrylic acid or methacrylic acid
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
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
US4259467A (en) 1979-12-10 1981-03-31 Bausch & Lomb Incorporated Hydrophilic contact lens made from polysiloxanes containing hydrophilic sidechains
US4293642A (en) 1980-05-13 1981-10-06 Gaf Corporation In photographic emulsion adhesion to a polyester film base
US4423099A (en) 1980-07-28 1983-12-27 Ciba-Geigy Corporation Membrane modified hydrogels
JPS5774369A (en) 1980-10-28 1982-05-10 Mitsui Petrochem Ind Ltd Coating composition
US4462665A (en) 1981-01-29 1984-07-31 The Kendall Company Composite hydrogel-forming lens and method of making same
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
US4355147A (en) 1981-02-26 1982-10-19 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxane with polycyclic modifier composition and biomedical devices
US4416729A (en) * 1982-01-04 1983-11-22 The Dow Chemical Company Ammonium polyamidoamines
US4495313A (en) 1981-04-30 1985-01-22 Mia Lens Production A/S Preparation of hydrogel for soft contact lens with water displaceable boric acid ester
US4373009A (en) 1981-05-18 1983-02-08 International Silicone Corporation Method of forming a hydrophilic coating on a substrate
US4379893A (en) 1981-08-26 1983-04-12 Diamond Shamrock Corporation Surface-treated soft contact lenses
DE3135830A1 (de) 1981-09-10 1983-03-24 Basf Ag, 6700 Ludwigshafen Verfahren zur herstellung von wasserloeslichen, stickstoffhaltigen kondensationsprodukten und deren verwendung bei der papierherstellung
US4444711A (en) 1981-12-21 1984-04-24 Husky Injection Molding Systems Ltd. Method of operating a two-shot injection-molding machine
US4661575A (en) 1982-01-25 1987-04-28 Hercules Incorporated Dicyclopentadiene polymer product
SE8200751L (sv) 1982-02-09 1983-08-10 Olle Larm Forfarande for kovalent koppling for framstellning av konjugat och hervid erhallna produkter
SE456347B (sv) 1982-02-09 1988-09-26 Ird Biomaterial Ab Ytmodifierat fast substrat samt forfarande for framstellning derav
US4487808A (en) 1982-04-22 1984-12-11 Astra Meditec Aktiebolag Medical article having a hydrophilic coating
US4499154A (en) 1982-09-03 1985-02-12 Howard L. Podell Dipped rubber article
US4460534A (en) 1982-09-07 1984-07-17 International Business Machines Corporation Two-shot injection molding
US5002582A (en) 1982-09-29 1991-03-26 Bio-Metric Systems, Inc. Preparation of polymeric surfaces via covalently attaching polymers
US4973493A (en) 1982-09-29 1990-11-27 Bio-Metric Systems, Inc. Method of improving the biocompatibility of solid surfaces
US5217492A (en) 1982-09-29 1993-06-08 Bio-Metric Systems, Inc. Biomolecule attachment to hydrophobic surfaces
US4486577A (en) 1982-10-12 1984-12-04 Ciba-Geigy Corporation Strong, silicone containing polymers with high oxygen permeability
US4479312A (en) * 1983-04-11 1984-10-30 Valley Engineering, Inc. Foldable snow compactor with side wings pivotable behind central blade
US4543398A (en) 1983-04-28 1985-09-24 Minnesota Mining And Manufacturing Company Ophthalmic devices fabricated from urethane acrylates of polysiloxane alcohols
US4527293A (en) 1983-05-18 1985-07-09 University Of Miami Hydrogel surface of urological prosthesis
US4689374A (en) 1983-06-09 1987-08-25 W. R. Grace & Co. Water soluble polyamidoaminepolyamine having weight average molecular weight of at least 5×105
US4521564A (en) 1984-02-10 1985-06-04 Warner-Lambert Company Covalent bonded antithrombogenic polyurethane material
US4695608A (en) 1984-03-29 1987-09-22 Minnesota Mining And Manufacturing Company Continuous process for making polymers having pendant azlactone or macromolecular moieties
AU566085B2 (en) 1984-06-04 1987-10-08 Terumo Kabushiki Kaisha Medical instrument with surface treatment
US4959074A (en) 1984-08-23 1990-09-25 Gergory Halpern Method of hydrophilic coating of plastics
US4605712A (en) 1984-09-24 1986-08-12 Ciba-Geigy Corporation Unsaturated polysiloxanes and polymers thereof
AT380897B (de) 1984-12-10 1986-07-25 Koller Anton Mischung zur pflege und reinigung von kontaktlinsen
US4833218A (en) 1984-12-18 1989-05-23 Dow Corning Corporation Hydrophilic silicone-organic copolymer elastomers containing bioactine agent
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
JPH0674369B2 (ja) 1985-03-14 1994-09-21 大日本インキ化学工業株式会社 ビニル共重合体樹脂水分散液の製法
DE3517615C2 (de) 1985-05-15 1987-04-09 Titmus Eurocon Kontaktlinsen GmbH, 8750 Aschaffenburg Verfahren zur Hydrophilierung eines Siliconkautschukformkörpers an seiner Oberfläche
US4684538A (en) 1986-02-21 1987-08-04 Loctite Corporation Polysiloxane urethane compounds and adhesive compositions, and method of making and using the same
US4786556A (en) 1986-03-24 1988-11-22 Becton, Dickinson And Company Polymeric articles having enhanced antithrombogenic activity
US4720512A (en) 1986-03-24 1988-01-19 Becton, Dickinson And Company Polymeric articles having enhanced antithrombogenic activity
DE3708308A1 (de) 1986-04-10 1987-10-22 Bayer Ag Kontaktoptische gegenstaende
US4791175A (en) 1986-08-04 1988-12-13 Ciba-Geigy Corporation Particulate hydroperoxidized poly-n-vinyl lactam, its preparation and use thereof
DE3778446D1 (de) 1986-08-18 1992-05-27 Mueller Lierheim Wolfgang G K Kontaktlinse.
US5263992A (en) 1986-10-17 1993-11-23 Bio-Metric Systems, Inc. Biocompatible device with covalently bonded biocompatible agent
US4979959A (en) 1986-10-17 1990-12-25 Bio-Metric Systems, Inc. Biocompatible coating for solid surfaces
US4734475A (en) 1986-12-15 1988-03-29 Ciba-Geigy Corporation Wettable surface modified contact lens fabricated from an oxirane containing hydrophobic polymer
US5712327A (en) 1987-01-07 1998-01-27 Chang; Sing-Hsiung Soft gas permeable contact lens having improved clinical performance
US5290548A (en) 1987-04-10 1994-03-01 University Of Florida Surface modified ocular implants, surgical instruments, devices, prostheses, contact lenses and the like
US5108776A (en) 1987-04-10 1992-04-28 University Of Florida Ocular implants and methods for their manufacture
JP2551580B2 (ja) 1987-04-30 1996-11-06 ホ−ヤ株式会社 コンタクトレンズの親水化方法
US4837289A (en) 1987-04-30 1989-06-06 Ciba-Geigy Corporation UV- and heat curable terminal polyvinyl functional macromers and polymers thereof
US5059659A (en) 1987-05-29 1991-10-22 Harry P. Gregor Surface treatments to impart hydrophilicity
US4978713A (en) 1987-12-16 1990-12-18 Ciba-Geigy Corporation Polyvinyl alcohol derivatives containing pendant vinylic monomer reaction product units bound through ether groups and hydrogel contact lenses made therefrom
US4943460A (en) 1988-02-19 1990-07-24 Snyder Laboratories, Inc. Process for coating polymer surfaces and coated products produced using such process
US5070170A (en) 1988-02-26 1991-12-03 Ciba-Geigy Corporation Wettable, rigid gas permeable, substantially non-swellable contact lens containing block copolymer polysiloxane-polyoxyalkylene backbone units, and use thereof
JPH03503379A (ja) 1988-03-23 1991-08-01 イー・アイ・デユポン・デ・ニモアス・アンド・カンパニー 低摩擦係数表面
JP2561309B2 (ja) 1988-03-28 1996-12-04 テルモ株式会社 医療用材料およびその製造方法
DE68911181T2 (de) * 1988-03-31 1994-04-07 Grace W R & Co Mit Protein nichtabsorbierend polyureum-urethan-polymerbeschichtete Gegenstände.
US5061738A (en) 1988-04-18 1991-10-29 Becton, Dickinson And Company Blood compatible, lubricious article and composition and method therefor
US4954587A (en) 1988-07-05 1990-09-04 Ciba-Geigy Corporation Dimethylacrylamide-copolymer hydrogels with high oxygen permeability
US5019393A (en) 1988-08-03 1991-05-28 New England Deaconess Hospital Corporation Biocompatible substance with thromboresistance
KR900701332A (ko) 1988-08-09 1990-12-01 마에다 카쓰노스케 이활성의료재료 및 그 제조방법
JPH0651795B2 (ja) 1988-09-16 1994-07-06 信越化学工業株式会社 メタクリル官能性ジメチルポリシロキサン
US5053048A (en) 1988-09-22 1991-10-01 Cordis Corporation Thromboresistant coating
US5270046A (en) 1988-09-27 1993-12-14 Ube Industries, Ltd. Heparin bound anti-thrombotic material
US4983702A (en) 1988-09-28 1991-01-08 Ciba-Geigy Corporation Crosslinked siloxane-urethane polymer contact lens
EP0362137A3 (en) 1988-09-28 1991-09-04 Ciba-Geigy Ag Molded polymers with hydrophilic surfaces, and process for making them
US5510418A (en) 1988-11-21 1996-04-23 Collagen Corporation Glycosaminoglycan-synthetic polymer conjugates
US5039459A (en) 1988-11-25 1991-08-13 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Method of forming shaped hydrogel articles including contact lenses
US5214452A (en) 1988-12-19 1993-05-25 Ciba-Geigy Corporation Hydrogels based on fluorine-containing and saccharide monomers
DE58908944D1 (de) 1988-12-19 1995-03-09 Ciba Geigy Ag Hydrogele auf der Basis von fluorhaltigen und Saccharid-Monomeren.
US4973359A (en) 1989-01-04 1990-11-27 Nippon Paint Co., Ltd. Surface treatment chemical and bath for forming hydrophilic coatings and method of surface-treating aluminum members
US4978481A (en) 1989-01-13 1990-12-18 Ciba-Geigy Corporation Process for the encapsulation of preformed substrates by graft copolymerization
US4968532A (en) 1989-01-13 1990-11-06 Ciba-Geigy Corporation Process for graft copolymerization on surfaces of preformed substrates to modify surface properties
US5091205A (en) 1989-01-17 1992-02-25 Union Carbide Chemicals & Plastics Technology Corporation Hydrophilic lubricious coatings
US4954586A (en) 1989-01-17 1990-09-04 Menicon Co., Ltd Soft ocular lens material
US5262484A (en) 1989-04-10 1993-11-16 Minnesota Mining And Manufacturing Company Azlactone graft copolymers
EP0393532B1 (en) 1989-04-14 1996-06-19 Wesley Jessen Corporation Color binding mechanism for contact lenses
US5080924A (en) 1989-04-24 1992-01-14 Drexel University Method of making biocompatible, surface modified materials
US4990357A (en) 1989-05-04 1991-02-05 Becton, Dickinson And Company Elastomeric segmented hydrophilic polyetherurethane based lubricious coatings
US5034461A (en) 1989-06-07 1991-07-23 Bausch & Lomb Incorporated Novel prepolymers useful in biomedical devices
US5272012A (en) 1989-06-23 1993-12-21 C. R. Bard, Inc. Medical apparatus having protective, lubricious coating
KR920701271A (ko) 1989-09-14 1992-08-11 메이-자이 창 개선된 임상성능을 갖는 기체 투과성 소프트 콘택트렌즈
JPH03102313A (ja) * 1989-09-18 1991-04-26 Seiko Epson Corp コンタクトレンズ
US5049403A (en) 1989-10-12 1991-09-17 Horsk Hydro A.S. Process for the preparation of surface modified solid substrates
US5079319A (en) 1989-10-25 1992-01-07 Ciba-Geigy Corporation Reactive silicone and/or fluorine containing hydrophilic prepolymers and polymers thereof
US5010141A (en) 1989-10-25 1991-04-23 Ciba-Geigy Corporation Reactive silicone and/or fluorine containing hydrophilic prepolymers and polymers thereof
US5135516A (en) 1989-12-15 1992-08-04 Boston Scientific Corporation Lubricious antithrombogenic catheters, guidewires and coatings
GB9004881D0 (en) 1990-03-05 1990-05-02 Biocompatibles Ltd Method of improving the ocular of synthetic polymers haemo and biocompatibility
GB9009097D0 (en) 1990-04-23 1990-06-20 Lrc Products Method of making dipped rubber articles
DE4026978A1 (de) 1990-08-25 1992-02-27 Bayer Ag Auf traegern angebrachte ein- oder mehrlagige schichtelemente und ihre herstellung
JPH0783761B2 (ja) 1990-10-04 1995-09-13 テルモ株式会社 医療用具
GB9023498D0 (en) * 1990-10-29 1990-12-12 Biocompatibles Ltd Soft contact lens material
US5160790A (en) 1990-11-01 1992-11-03 C. R. Bard, Inc. Lubricious hydrogel coatings
US5132108A (en) 1990-11-08 1992-07-21 Cordis Corporation Radiofrequency plasma treated polymeric surfaces having immobilized anti-thrombogenic agents
SG59956A1 (en) 1990-11-27 1999-02-22 Bausch & Lomb Surface-active macromonomers
US5135297A (en) 1990-11-27 1992-08-04 Bausch & Lomb Incorporated Surface coating of polymer objects
US5407715A (en) 1990-11-28 1995-04-18 Tactyl Technologies, Inc. Elastomeric triblock copolymer compositions and articles made therewith
US5112900A (en) 1990-11-28 1992-05-12 Tactyl Technologies, Inc. Elastomeric triblock copolymer compositions and articles made therewith
AU649287B2 (en) 1990-12-19 1994-05-19 Novartis Ag Process for rendering contact lenses hydrophilic
US5270415A (en) 1990-12-21 1993-12-14 Allergan Inc. Balanced charge polymer and hydrophilic contact lens manufactured therefrom
JPH04316013A (ja) * 1991-04-16 1992-11-06 Seiko Epson Corp コンタクトレンズの製造方法
US5739236A (en) 1991-04-24 1998-04-14 Biocompatibles Limited Biocompatible zwitterion polymers
US5397848A (en) 1991-04-25 1995-03-14 Allergan, Inc. Enhancing the hydrophilicity of silicone polymers
US5443907A (en) 1991-06-18 1995-08-22 Scimed Life Systems, Inc. Coating for medical insertion guides
GB9113875D0 (en) 1991-06-27 1991-08-14 Biointeractions Ltd Polymer coatings
US6225431B1 (en) 1991-07-05 2001-05-01 Biocompatibles Limited Biocompatibilizing process
US5705583A (en) 1991-07-05 1998-01-06 Biocompatibles Limited Polymeric surface coatings
AU666485B2 (en) 1991-07-05 1996-02-15 Biocompatibles Uk Limited Polymeric surface coatings
US6284854B1 (en) 1991-07-05 2001-09-04 Biccompatibles Limited Polymeric surface coatings
US6743878B2 (en) 1991-07-05 2004-06-01 Biocompatibles Uk Limited Polymeric surface coatings
US6090901A (en) 1991-07-05 2000-07-18 Biocompatibles Limited Polymeric surface coatings
US5210111A (en) 1991-08-22 1993-05-11 Ciba-Geigy Corporation Crosslinked hydrogels derived from hydrophilic polymer backbones
GB9118597D0 (en) * 1991-08-30 1991-10-16 Biocompatibles Ltd Polymer treatments
EP0603268B1 (en) 1991-09-12 1996-12-18 BAUSCH &amp; LOMB INCORPORATED Wettable silicone hydrogel compositions and methods
WO1993005825A1 (en) 1991-09-20 1993-04-01 Baxter International Inc. Processes for reducing the thrombogenicity of biomaterials
EP0537972B1 (en) 1991-10-14 1996-07-10 Nof Corporation Treating solution for contact lenses
JP3093375B2 (ja) 1991-11-01 2000-10-03 株式会社東海メディカルプロダクツ 抗血栓性物質の固定化方法
US5352714A (en) 1991-11-05 1994-10-04 Bausch & Lomb Incorporated Wettable silicone hydrogel compositions and methods for their manufacture
DE69211152T2 (de) 1991-11-05 1997-01-02 Bausch & Lomb Zusammensetzungen von benetzbaren siliconhydrogels und verfahren zu deren herstellung
GB9124353D0 (en) 1991-11-15 1992-01-08 Albright & Wilson Immobilisation of metal contaminants from a liquid to a solid metal
WO1993011751A1 (en) 1991-12-18 1993-06-24 Scimed Life Systems, Inc. Lubricous polymer network
US6314199B1 (en) 1991-12-18 2001-11-06 Novartis Ag Process and apparatus for examining optical components, especially optical components for the eye and device for illuminating clear-transparent
IL100443A (en) 1991-12-20 1995-03-30 Dotan Gideon Inspection system for detecting surface flaws
US5470944A (en) 1992-02-13 1995-11-28 Arch Development Corporation Production of high molecular weight polylactic acid
JP3455217B2 (ja) 1992-02-13 2003-10-14 バイオ−メトリック システムズ インコーポレイテッド 架橋マトリックス中の化学種の固定
JPH05285164A (ja) 1992-04-03 1993-11-02 Unitika Ltd 抗血栓性眼内レンズ
US5358995A (en) 1992-05-15 1994-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface wettable silicone hydrogels
US5805264A (en) 1992-06-09 1998-09-08 Ciba Vision Corporation Process for graft polymerization on surfaces of preformed substates to modify surface properties
JPH0649251A (ja) 1992-06-09 1994-02-22 Ciba Geigy Ag 表面特性を改質するための、予め成形した基材表面へのグラフト重合法
DK172393B1 (da) 1992-06-10 1998-05-18 Maersk Medical As Fremgangsmåde til fremstilling af en genstand med friktionsnedsættende overfladebelægning, belægningsmateriale til anvendelse ved fremstilling af en sådan genstand samt anvendelse af en osmolalitetsforøgende forbindelse i opslæmmet eller emulgeret form i belægningsmaterialet
US5292514A (en) 1992-06-24 1994-03-08 Minnesota Mining And Manufacturing Company Azlactone-functional substrates, corneal prostheses, and manufacture and use thereof
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
IL106922A (en) * 1992-09-14 1998-08-16 Novartis Ag Composite materials with one or more wettable surfaces and process for their preparation
KR0122741B1 (ko) 1992-09-23 1997-11-17 배순훈 병렬 구조를 갖는 기억 장치
US5480950A (en) 1992-09-28 1996-01-02 Kabi Pharmacia Ophthalmics, Inc. High refractive index hydrogels and uses thereof
US5316704B1 (en) * 1992-09-28 1996-05-21 Kabi Pharmacia Ophthalmics Inc Process for fabricating full sized expansible hydrogel intraocular lenses
US5409731A (en) 1992-10-08 1995-04-25 Tomei Sangyo Kabushiki Kaisha Method for imparting a hydrophilic nature to a contact lens
DE69330138T3 (de) 1992-11-30 2007-10-11 Bulk Chemicals, Inc. Verfahren und zusammensetzungen zur behandlung von metalloberflächen
NZ250042A (en) 1992-12-21 1997-01-29 Johnson & Johnson Vision Prod Robotic inspection of ophthalmic lenses
IL107605A (en) 1992-12-21 1998-01-04 Johnson & Johnson Vision Prod Lens inspection system
IL107602A0 (en) 1992-12-21 1994-02-27 Johnson & Johnson Vision Prod Method of inspecting ophthalmic lenses
IL107601A (en) 1992-12-21 1997-09-30 Johnson & Johnson Vision Prod Illumination and imaging subsystems for a lens inspection system
IL107603A (en) 1992-12-21 1997-01-10 Johnson & Johnson Vision Prod Ophthalmic lens inspection method and apparatus
GB9226791D0 (en) 1992-12-23 1993-02-17 Biocompatibles Ltd New materials
US5350800A (en) 1993-01-19 1994-09-27 Medtronic, Inc. Method for improving the biocompatibility of solid surfaces
US5308641A (en) 1993-01-19 1994-05-03 Medtronic, Inc. Biocompatibility of solid surfaces
DE69403445T2 (de) 1993-01-29 1997-12-18 Minnesota Mining And Mfg. Co., Saint Paul, Minn. Azlacton-membran mit thermisch induzierter phasentrennung
CA2114697C (en) 1993-02-08 2006-06-13 Kenichi Shimura Medical tool having lubricious surface in a wetted state and method for production thereof
JPH08507715A (ja) 1993-03-18 1996-08-20 シーダーズ サイナイ メディカル センター 生体人工部材のための薬剤導入性および放出性重合性コーティング
US5531715A (en) 1993-05-12 1996-07-02 Target Therapeutics, Inc. Lubricious catheters
TW328535B (en) 1993-07-02 1998-03-21 Novartis Ag Functional photoinitiators and their manufacture
US6800225B1 (en) 1994-07-14 2004-10-05 Novartis Ag Process and device for the manufacture of mouldings and mouldings manufactured in accordance with that process
TW325744U (en) 1993-07-21 1998-01-21 Ciba Geigy Ag Two-sided contact lens mold
US5578675A (en) 1993-07-21 1996-11-26 Basf Corporation Non-isocyanate basecoat/clearcoat coating compositions which may be ambient cured
AU7473894A (en) 1993-07-29 1995-02-28 Wesley-Jessen Corporation Inspection system for optical components
TW272976B (es) 1993-08-06 1996-03-21 Ciba Geigy Ag
TW253849B (es) 1993-08-09 1995-08-11 Ciba Geigy
US5408002A (en) 1993-09-09 1995-04-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Azlactone-functional polymer blends, articles produced therefrom and methods for preparing both
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.
US5514478A (en) 1993-09-29 1996-05-07 Alcan International Limited Nonabrasive, corrosion resistant, hydrophilic coatings for aluminum surfaces, methods of application, and articles coated therewith
US5723145A (en) 1993-09-30 1998-03-03 Takiron Co., Ltd. Transdermal absorption preparation
US5936703A (en) 1993-10-13 1999-08-10 Nof Corporation Alkoxysilane compound, surface processing solution and contact lens
GB9321714D0 (en) 1993-10-21 1993-12-15 Sandoz Ltd Improvements in or relating to organic compounds
US5446090A (en) 1993-11-12 1995-08-29 Shearwater Polymers, Inc. Isolatable, water soluble, and hydrolytically stable active sulfones of poly(ethylene glycol) and related polymers for modification of surfaces and molecules
US5712356A (en) 1993-11-26 1998-01-27 Ciba Vision Corporation Cross-linkable copolymers and hydrogels
JPH07166154A (ja) * 1993-12-10 1995-06-27 Nippon Oil & Fats Co Ltd コンタクトレンズ用溶液
US5894002A (en) 1993-12-13 1999-04-13 Ciba Vision Corporation Process and apparatus for the manufacture of a contact lens
JP3734512B2 (ja) 1993-12-27 2006-01-11 株式会社メニコン コンタクトレンズ外観検査方法および外観検査装置
ATE187821T1 (de) * 1994-03-14 2000-01-15 Seikagaku Kogyo Co Ltd Material zum tragen auf dem augapfel
CA2187633A1 (en) 1994-04-11 1995-10-19 Douglas R. Chambers Superabsorbent polymers and products therefrom
US5476665A (en) 1994-04-13 1995-12-19 Minnesota Mining And Manufacturing Company Azlactone functional particles incorporated in a membrane formed by solvent phase inversion
DK0759950T3 (da) * 1994-05-19 2000-10-30 Minnesota Mining & Mfg Polymer genstand med forbedret hydrofili og en fremgangsmåde til fremstilling deraf
US5500732A (en) 1994-06-10 1996-03-19 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Lens inspection system and method
US5626000A (en) 1994-06-10 1997-05-06 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Packaging arrangement
US5843346A (en) 1994-06-30 1998-12-01 Polymer Technology Corporation Method of cast molding contact lenses
US5670558A (en) 1994-07-07 1997-09-23 Terumo Kabushiki Kaisha Medical instruments that exhibit surface lubricity when wetted
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
US5509899A (en) 1994-09-22 1996-04-23 Boston Scientific Corp. Medical device with lubricious coating
IT1270125B (it) 1994-10-05 1997-04-28 Spherilene Srl Processo per la ( co) polimerizzazione di olefine
US5681510A (en) 1994-10-13 1997-10-28 Bausch & Lomb Incorporated Method for treating plastic mold pieces
US6342570B1 (en) 1994-11-14 2002-01-29 Novartis Ag Cross-linkable copolymers and hydrogels
US5507804A (en) 1994-11-16 1996-04-16 Alcon Laboratories, Inc. Cross-linked polyethylene oxide coatings to improve the biocompatibility of implantable medical devices
JP3647093B2 (ja) 1994-11-17 2005-05-11 株式会社メニコン 親水性化酸素透過性コンタクトレンズ及びその製造法
US5665840A (en) 1994-11-18 1997-09-09 Novartis Corporation Polymeric networks from water-soluble prepolymers
US5510004A (en) 1994-12-01 1996-04-23 Hercules Incorporated Azetidinium polymers for improving wet strength of paper
SE503711C2 (sv) 1994-12-14 1996-08-12 Medicarb Ab Flerstegsförfarande för beläggning av en intraokulär lins
US5700559A (en) 1994-12-16 1997-12-23 Advanced Surface Technology Durable hydrophilic surface coatings
TW353086B (en) 1994-12-30 1999-02-21 Novartis Ag Method for multistep coating of a surface
US5995213A (en) 1995-01-17 1999-11-30 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Lens inspection system
US5532311A (en) 1995-02-01 1996-07-02 Minnesota Mining And Manufacturing Company Process for modifying surfaces
TW349967B (en) 1995-02-03 1999-01-11 Novartis Ag Process for producing contact lenses and a cross-linkable polyvinylalcohol used therefor
US5849841A (en) 1995-02-03 1998-12-15 Ciba Vision Corporation Crosslinked polymers containing ester or amide groups
US5599576A (en) 1995-02-06 1997-02-04 Surface Solutions Laboratories, Inc. Medical apparatus with scratch-resistant coating and method of making same
AU704047B2 (en) 1995-02-07 1999-04-15 Fidia Advanced Biopolymers S.R.L. Process for the coating of objects with hyaluronic acid, derivatives thereof, and semisynthetic polymers
US6179817B1 (en) 1995-02-22 2001-01-30 Boston Scientific Corporation Hybrid coating for medical devices
US5702754A (en) 1995-02-22 1997-12-30 Meadox Medicals, Inc. Method of providing a substrate with a hydrophilic coating and substrates, particularly medical devices, provided with such coatings
US5869127A (en) 1995-02-22 1999-02-09 Boston Scientific Corporation Method of providing a substrate with a bio-active/biocompatible coating
JPH08239639A (ja) 1995-03-02 1996-09-17 Sekisui Chem Co Ltd 粘着剤組成物及びそれを用いた粘着加工品
US5633504A (en) 1995-03-30 1997-05-27 Wesley-Jessen Corporation Inspection of optical components
US5674942A (en) 1995-03-31 1997-10-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Interpenetrating polymer networks for contact lens production
TW393498B (en) 1995-04-04 2000-06-11 Novartis Ag The preparation and use of Polysiloxane-comprising perfluoroalkyl ethers
TW585882B (en) 1995-04-04 2004-05-01 Novartis Ag A method of using a contact lens as an extended wear lens and a method of screening an ophthalmic lens for utility as an extended-wear lens
DE29624309U1 (de) 1995-04-04 2002-01-03 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation, Campbell Dauertraglinsen
US5688855A (en) 1995-05-01 1997-11-18 S.K.Y. Polymers, Inc. Thin film hydrophilic coatings
WO1996037241A1 (en) 1995-05-25 1996-11-28 Minnesota Mining And Manufacturing Company Process for producing biocompatible surfaces
US5583463A (en) 1995-05-30 1996-12-10 Micron Technology, Inc. Redundant row fuse bank circuit
US5731087A (en) 1995-06-07 1998-03-24 Union Carbide Chemicals & Plastics Technology Corporation Lubricious coatings containing polymers with vinyl and carboxylic acid moieties
US6087462A (en) 1995-06-07 2000-07-11 Biocompatibles Limited Polymeric surface coatings
US5620738A (en) 1995-06-07 1997-04-15 Union Carbide Chemicals & Plastics Technology Corporation Non-reactive lubicious coating process
AUPN354595A0 (en) 1995-06-14 1995-07-06 Ciba-Geigy Ag Novel materials
TW428018B (en) 1995-06-29 2001-04-01 Ciba Sc Holding Ag Aminosilane salts and silanamides of carboxylic acids as corrosion inhibitors
WO1997002310A1 (en) 1995-06-30 1997-01-23 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Improved surface treatment of polymers
CN1189774A (zh) * 1995-07-03 1998-08-05 伊兰公司Plc 难溶药物的控释制剂
US5874127A (en) 1995-08-16 1999-02-23 Ciba Vision Corporation Method and apparatus for gaseous treatment
US5672638A (en) 1995-08-22 1997-09-30 Medtronic, Inc. Biocompatability for solid surfaces
EP0796723B1 (en) 1995-09-06 2001-12-05 Menicon Co., Ltd. Process for producing optic lens and optic lens obtained thereby
US5789462A (en) 1995-09-13 1998-08-04 Seikagaku Kogyo Kabushiki Kaisha (Seikagaku Corporation) Photocured crosslinked-hyaluronic acid contact lens
US5849222A (en) * 1995-09-29 1998-12-15 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Method for reducing lens hole defects in production of contact lens blanks
AU698522B2 (en) 1995-09-29 1998-10-29 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Lens parameter measurement using optical sectioning
SG75101A1 (en) 1995-09-29 2000-09-19 Johnson & Johnson Vision Prod Laminated barrier materials for the packaging of contact lens
US5674557A (en) * 1995-09-29 1997-10-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Method for transiently wetting lens molds in production of contact lens blanks to reduce lens hole defects
US6007526A (en) 1995-10-12 1999-12-28 Hollister Incorporated Male external catheter with short annular sealing flap
US5804318A (en) 1995-10-26 1998-09-08 Corvita Corporation Lubricious hydrogel surface modification
US6509098B1 (en) 1995-11-17 2003-01-21 Massachusetts Institute Of Technology Poly(ethylene oxide) coated surfaces
ES2164265T3 (es) 1995-12-07 2002-02-16 Bausch & Lomb Unidades monomericas utiles para reducir el modulo de hidrogeles de silicona.
US5922249A (en) 1995-12-08 1999-07-13 Novartis Ag Ophthalmic lens production process
JP3926847B2 (ja) 1995-12-08 2007-06-06 ノバルティス アクチエンゲゼルシャフト プラズマに誘導されたポリマー被覆
WO1997022371A1 (en) 1995-12-18 1997-06-26 Collagen Corporation Crosslinked polymer compositions and methods for their use
EP0780419A1 (en) 1995-12-22 1997-06-25 Holland Biomaterials Group B.V. Multi-functional site containing polymers, and applications thereof
ATE223933T1 (de) 1995-12-22 2002-09-15 Novartis Erfind Verwalt Gmbh Polyurethane aus polysiloxan-polyol-makromeren
JP2000507997A (ja) 1996-02-09 2000-06-27 サーフェス ソルーションズ ラボラトリーズ インコーポレイテッド 水性の親水性被覆組成物及びそれから製造した物品
US5792531A (en) 1996-02-20 1998-08-11 Tactyl Technologies, Inc. Readily donned, powder free elastomeric article
US5779943A (en) 1996-03-19 1998-07-14 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Molded polymeric object with wettable surface made from latent-hydrophilic monomers
US5786429A (en) * 1996-04-18 1998-07-28 Hercules Incorporated Highly branched polyamidoamines and their preparation
US6096138A (en) 1997-04-30 2000-08-01 Bausch & Lomb Incorporated Method for inhibiting the deposition of protein on contact lens
US5811151A (en) 1996-05-31 1998-09-22 Medtronic, Inc. Method of modifying the surface of a medical device
EP0814116A1 (de) 1996-06-19 1997-12-29 Hüls Aktiengesellschaft Hydrophile Beschichtung von Oberflächen polymerer Substrate
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
US6174326B1 (en) 1996-09-25 2001-01-16 Terumo Kabushiki Kaisha Radiopaque, antithrombogenic stent and method for its production
US6169127B1 (en) 1996-08-30 2001-01-02 Novartis Ag Plasma-induced polymer coatings
US5800412A (en) 1996-10-10 1998-09-01 Sts Biopolymers, Inc. Hydrophilic coatings with hydrating agents
AU727078B2 (en) 1996-10-21 2000-11-30 Biocure, Inc. Crosslinkable polymers
US6639007B2 (en) 1996-11-15 2003-10-28 Tactyl Technologies, Inc. Elastomeric copolymer compositions and articles made therewith
AR009439A1 (es) 1996-12-23 2000-04-12 Novartis Ag Un articulo que comprende un sustrato con un recubrimiento polimerico primario que porta grupos reactivos predominantemente en su superficie, unmetodo para preparar dicho articulo, un articulo que posee un recubrimiento de tipo hibrido y una lente de contacto
US6306514B1 (en) 1996-12-31 2001-10-23 Ansell Healthcare Products Inc. Slip-coated elastomeric flexible articles and their method of manufacture
US5882687A (en) 1997-01-10 1999-03-16 Allergan Compositions and methods for storing contact lenses
WO1998033089A1 (en) 1997-01-23 1998-07-30 Menicon Co., Ltd. Process for producing contact lens with hydrophilic surface and contact lens obtained thereby
US5997517A (en) 1997-01-27 1999-12-07 Sts Biopolymers, Inc. Bonding layers for medical device surface coatings
EP0867456A1 (de) 1997-02-04 1998-09-30 Novartis AG Ophthalmischer Formkörper
US5818573A (en) 1997-02-06 1998-10-06 Pbh, Inc. Opthalmic lens inspection system
US5801822A (en) 1997-02-06 1998-09-01 Pbh, Inc. Ophthalmic lens inspection system
WO1998037441A1 (en) 1997-02-21 1998-08-27 Novartis Ag Ophthalmic mouldings
US5879697A (en) 1997-04-30 1999-03-09 Schneider Usa Inc Drug-releasing coatings for medical devices
US6221467B1 (en) 1997-06-03 2001-04-24 Scimed Life Systems, Inc. Coating gradient for lubricious coatings on balloon catheters
GB9711818D0 (en) 1997-06-06 1997-08-06 Bausch & Lomb Contact lens packing solutions and methods for improving the comfort of disposable contact lenses
US6866938B2 (en) 1997-07-22 2005-03-15 Nissha Printing Co., Ltd. Foil-detecting sheet and method of producing a foil-decorated resin article using the same
DE19732587A1 (de) 1997-07-29 1999-02-04 Huels Chemische Werke Ag Bioaktive Beschichtung mit Reibungsarmer Oberfläche
US6165322A (en) 1997-07-29 2000-12-26 Hercules Incorporated Polyamidoamine/epichlorohydrin resins bearing polyol sidechains as dry strength agents
AU9627298A (en) 1997-09-23 1999-04-12 Novartis Ag Method for hydrogel surface treatment and article formed therefrom
US5858653A (en) 1997-09-30 1999-01-12 Surmodics, Inc. Reagent and method for attaching target molecules to a surface
TW429327B (en) 1997-10-21 2001-04-11 Novartis Ag Single mould alignment
US6054504A (en) 1997-12-31 2000-04-25 Hydromer, Inc. Biostatic coatings for the reduction and prevention of bacterial adhesion
JP4634603B2 (ja) * 1998-01-09 2011-02-16 ノバルティス アーゲー ポリマーのコーティング
US6451871B1 (en) 1998-11-25 2002-09-17 Novartis Ag Methods of modifying surface characteristics
JPH11223901A (ja) 1998-02-06 1999-08-17 Fuji Photo Film Co Ltd 熱現像記録材料
US5962548A (en) 1998-03-02 1999-10-05 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Silicone hydrogel polymers
US6367929B1 (en) * 1998-03-02 2002-04-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Hydrogel with internal wetting agent
US6822016B2 (en) 2001-09-10 2004-11-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US6943203B2 (en) * 1998-03-02 2005-09-13 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Soft contact lenses
US7461937B2 (en) 2001-09-10 2008-12-09 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Soft contact lenses displaying superior on-eye comfort
US7052131B2 (en) 2001-09-10 2006-05-30 J&J Vision Care, Inc. Biomedical devices containing internal wetting agents
US5998498A (en) 1998-03-02 1999-12-07 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Soft contact lenses
US6096726A (en) 1998-03-11 2000-08-01 Surface Solutions Laboratories Incorporated Multicomponent complex for use with substrate
EP0949290B1 (en) 1998-04-09 2006-12-27 Nippon Shokubai Co., Ltd. Crosslinked polymer particle and its production process and use
US6686054B2 (en) 1998-04-22 2004-02-03 Sri International Method and composition for the sizing of paper using azetidinium and/or guanidine polymers
TW473488B (en) 1998-04-30 2002-01-21 Novartis Ag Composite materials, biomedical articles formed thereof and process for their manufacture
CN1299387A (zh) 1998-05-05 2001-06-13 博士伦公司 硅氧烷水凝胶接触镜片的等离子体表面处理
AU3786699A (en) 1998-05-05 1999-11-23 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of silicone hydrogel contact lenses
US6500481B1 (en) 1998-06-11 2002-12-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices with amid-containing coatings
US6106889A (en) 1998-06-11 2000-08-22 Biocoat Incorporated Method of selective coating of articles
US6087415A (en) 1998-06-11 2000-07-11 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices with hydrophilic coatings
JP2000010055A (ja) * 1998-06-19 2000-01-14 Seed Co Ltd 親水性眼用レンズ及びその製造方法
EP1109853B1 (en) * 1998-07-17 2004-09-22 Biocompatibles UK Limited Method for providing coated moulded polymeric articles
US6039913A (en) 1998-08-27 2000-03-21 Novartis Ag Process for the manufacture of an ophthalmic molding
US6099852A (en) 1998-09-23 2000-08-08 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Wettable silicone-based lenses
JP3105871B2 (ja) 1998-09-25 2000-11-06 埼玉日本電気株式会社 無線装置とその無線受信方法
US6149842A (en) 1998-11-12 2000-11-21 Novartis Ag Methods and compositions for manufacturing tinted ophthalmic lenses
US6207796B1 (en) * 1998-11-18 2001-03-27 Nippon Shokubai Co., Ltd. Production process for hydrophilic polymer
EP1002807A1 (en) 1998-11-20 2000-05-24 Novartis AG Functionalized resin derived from polyallylamine
US5981675A (en) 1998-12-07 1999-11-09 Bausch & Lomb Incorporated Silicone-containing macromonomers and low water materials
TW480246B (en) 1998-12-18 2002-03-21 Kimberly Clark Co Cationically charged coating on glass fibers and method for making the same
US6537614B1 (en) 1998-12-18 2003-03-25 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Cationically charged coating on hydrophobic polymer fibers with poly (vinyl alcohol) assist
US6550915B1 (en) 1998-12-21 2003-04-22 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of fluorinated contact lens materials
US6896769B2 (en) 1999-01-25 2005-05-24 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Modified condensation polymers containing azetidinium groups in conjunction with amphiphilic hydrocarbon moieties
US6517678B1 (en) 2000-01-20 2003-02-11 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Modified polysaccharides containing amphiphillic hydrocarbon moieties
US6340465B1 (en) 1999-04-12 2002-01-22 Edwards Lifesciences Corp. Lubricious coatings for medical devices
JP2000351862A (ja) * 1999-04-30 2000-12-19 Novartis Ag 中性塗膜
US6630243B2 (en) * 1999-05-20 2003-10-07 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of silicone hydrogel contact lenses comprising hydrophilic polymer chains attached to an intermediate carbon coating
US6440571B1 (en) 1999-05-20 2002-08-27 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of silicone medical devices with reactive hydrophilic polymers
US7344607B2 (en) 1999-07-08 2008-03-18 Ge Betz, Inc. Non-chromate conversion coating treatment for metals
CN100412149C (zh) 1999-07-08 2008-08-20 赫尔克里士公司 赋予材料期望性质的组合物
DE60004854T2 (de) 1999-07-27 2004-06-09 Bausch & Lomb Inc. Kontaktlinsenmaterial
US6632905B2 (en) 1999-09-02 2003-10-14 Alcon Universal Ltd. Covalently-bound, hydrophilic coating compositions for surgical implants
US6723815B2 (en) 1999-09-02 2004-04-20 Alcon, Inc. Covalently-bound, hydrophilic coating compositions for surgical implants
AU765705B2 (en) 1999-09-02 2003-09-25 Alcon Inc. Covalently-bound, hydrophilic coating compositions for implants
JP2001075060A (ja) * 1999-09-03 2001-03-23 Seiko Epson Corp コンタクトレンズおよびその製造方法
US7364723B1 (en) 1999-09-20 2008-04-29 Menicon Co., Ltd. Liquid preparation for contact lenses
US6478423B1 (en) * 1999-10-12 2002-11-12 Johnson & Johnson Vison Care, Inc. Contact lens coating selection and manufacturing process
CN1313842C (zh) * 1999-10-12 2007-05-02 庄臣及庄臣视力保护公司 接触透镜涂层选择及其制造工艺
JP2001117054A (ja) * 1999-10-19 2001-04-27 Nof Corp 表面処理コンタクトレンズおよび製造方法
AR026245A1 (es) * 1999-10-27 2003-02-05 Novartis Ag Proceso de recubrimiento
JP2001163932A (ja) 1999-10-27 2001-06-19 Novartis Ag 材料表面を改質する方法
JP2001163933A (ja) * 1999-10-27 2001-06-19 Novartis Ag 材料表面を改質する方法
JP2001158813A (ja) 1999-10-27 2001-06-12 Novartis Ag 材料表面を被覆する方法
US6858673B1 (en) 1999-11-09 2005-02-22 Nof Corporation Composition for hydrogel, hydrogel and use thereof
CN1177972C (zh) 1999-11-24 2004-12-01 赫尔克里士公司 纤维素纤维纸幅的起皱方法
WO2001044861A1 (en) 1999-12-16 2001-06-21 Asahikasei Aime Co., Ltd. Soft contact lens capable of being worn for a long period
US6465602B2 (en) 2000-01-20 2002-10-15 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Modified condensation polymers having azetidinium groups and containing polysiloxane moieties
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
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
US6533415B2 (en) * 2000-03-21 2003-03-18 Menicon Co., Ltd. Ocular lens material having hydrophilic surface and process for preparing the same
GB0006891D0 (en) 2000-03-23 2000-05-10 Arjobex Ltd Coating composition
ES2222373T3 (es) 2000-03-24 2005-02-01 Novartis Ag Prepolimeros reticulares o polimerizables.
CN100510847C (zh) * 2000-03-31 2009-07-08 库柏维景国际控股公司 贴目镜片
US6923538B2 (en) 2000-07-06 2005-08-02 Coopervision, Inc. Method for cast moulding contact lenses with a rounded edge form
US6467903B1 (en) * 2000-03-31 2002-10-22 Ocular Sciences, Inc. Contact lens having a uniform horizontal thickness profile
US6599559B1 (en) 2000-04-03 2003-07-29 Bausch & Lomb Incorporated Renewable surface treatment of silicone medical devices with reactive hydrophilic polymers
CA2407325C (en) * 2000-05-02 2007-01-23 Bausch & Lomb Incorporated Low ionic strength ophthalmic compositions
JP4834916B2 (ja) 2000-05-10 2011-12-14 東レ株式会社 表面処理プラスチック成形品
US6689480B2 (en) 2000-05-10 2004-02-10 Toray Industries, Inc. Surface-treated plastic article and method of surface treatment
US6589665B2 (en) 2000-05-30 2003-07-08 Novartis Ag Coated articles
MXPA02011857A (es) * 2000-05-30 2003-04-10 Novartis Ag Articulos recubiertos.
US6428839B1 (en) * 2000-06-02 2002-08-06 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of medical device
US6364934B1 (en) 2000-07-31 2002-04-02 Bausch & Lomb Incorporated Method of making ocular devices
US6482221B1 (en) 2000-08-21 2002-11-19 Counter Clockwise, Inc. Manipulatable delivery catheter for occlusive devices (II)
WO2002015911A1 (fr) 2000-08-22 2002-02-28 Nof Corporation Agent lubrifiant et solution permettant de faciliter l'insertion de verres de contact
US6852353B2 (en) * 2000-08-24 2005-02-08 Novartis Ag Process for surface modifying substrates and modified substrates resulting therefrom
MXPA03002322A (es) 2000-09-19 2003-06-24 Bausch & Lomb Metodo para aplicar un recubrimiento a lentes polimericas.
US6551267B1 (en) 2000-10-18 2003-04-22 Becton, Dickinson And Company Medical article having blood-contacting surface
US20020182315A1 (en) 2000-11-01 2002-12-05 Heiler David J. Surface treatment of non-plasma treated silicone hydrogel contact lenses
DE10055762A1 (de) 2000-11-10 2002-06-06 Woehlk Contact Linsen Gmbh Hydrogelkontaktlinsen mit hoher Biokompatibilität
US6861123B2 (en) * 2000-12-01 2005-03-01 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Silicone hydrogel contact lens
US6531432B2 (en) * 2000-12-07 2003-03-11 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Contact lens packaging solutions
GB0030177D0 (en) * 2000-12-11 2001-01-24 Unilever Plc Textile care composition
JP4043789B2 (ja) 2001-01-24 2008-02-06 ノバルティス アクチエンゲゼルシャフト 表面を修飾するための方法
RU2196784C2 (ru) * 2001-03-30 2003-01-20 Кемеровский государственный университет Способ модификации полидиметилсилоксанового каучука
US6835410B2 (en) 2001-05-21 2004-12-28 Novartis Ag Bottle-brush type coatings with entangled hydrophilic polymer
JP2003066381A (ja) 2001-05-23 2003-03-05 Novartis Ag 流体で物品を処理するためのシステム及び方法
US6811805B2 (en) 2001-05-30 2004-11-02 Novatis Ag Method for applying a coating
US6815074B2 (en) 2001-05-30 2004-11-09 Novartis Ag Polymeric materials for making contact lenses
US7879267B2 (en) * 2001-08-02 2011-02-01 J&J Vision Care, Inc. Method for coating articles by mold transfer
US6891010B2 (en) 2001-10-29 2005-05-10 Bausch & Lomb Incorporated Silicone hydrogels based on vinyl carbonate endcapped fluorinated side chain polysiloxanes
TW200407367A (en) 2001-11-13 2004-05-16 Novartis Ag Method for modifying the surface of biomedical articles
US7402318B2 (en) * 2001-11-14 2008-07-22 Novartis Ag Medical devices having antimicrobial coatings thereon
US20030165015A1 (en) 2001-12-05 2003-09-04 Ocular Sciences, Inc. Coated contact lenses and methods for making same
TWI255224B (en) * 2002-01-09 2006-05-21 Novartis Ag Polymeric articles having a lubricious coating and method for making the same
GB0201165D0 (en) 2002-01-18 2002-03-06 Unilever Plc Azetidinium modidfied poymers and fabric treatment composition
US7655038B2 (en) 2003-02-28 2010-02-02 Biointeractions Ltd. Polymeric network system for medical devices and methods of use
US6936641B2 (en) 2002-06-25 2005-08-30 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Macromer forming catalysts
US7270678B2 (en) 2002-06-28 2007-09-18 Bausch & Lomb Incorporated Surface modification of functional group-containing medical devices with catalyst-containing reactive polymer system
KR100618368B1 (ko) 2002-07-30 2006-08-30 닛토덴코 가부시키가이샤 광학 필름 및 그 제조방법
AU2002950469A0 (en) 2002-07-30 2002-09-12 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Improved biomedical compositions
EP1534767B1 (en) 2002-08-14 2007-11-28 Novartis AG Radiation-curable prepolymers
US20070138692A1 (en) * 2002-09-06 2007-06-21 Ford James D Process for forming clear, wettable silicone hydrogel articles
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
US6740336B2 (en) 2002-10-04 2004-05-25 Mirus Corporation Process for generating multilayered particles
US20040116564A1 (en) 2002-11-27 2004-06-17 Devlin Brian Gerrard Stabilization of poly(oxyalkylene) containing polymeric materials
US8172395B2 (en) 2002-12-03 2012-05-08 Novartis Ag Medical devices having antimicrobial coatings thereon
US7032251B2 (en) 2002-12-10 2006-04-25 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Crosslinking agent for coated elastomeric articles
US7387759B2 (en) 2002-12-17 2008-06-17 Novartis Ag System and method for curing polymeric moldings having a masking collar
US7384590B2 (en) 2002-12-17 2008-06-10 Novartis Ag System and method for curing polymeric moldings
US6958169B2 (en) 2002-12-17 2005-10-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of medical device
ATE507501T1 (de) 2003-01-10 2011-05-15 Menicon Co Ltd Hochsicheres silikonhaltiges material für eine okularlinse und herstellungsprozess dafür
US20040214914A1 (en) 2003-04-24 2004-10-28 Ocular Sciences, Inc. Hydrogel contact lenses and package systems and production methods for same
CN1207326C (zh) * 2003-07-18 2005-06-22 清华大学 一种表面负载功能基团的天然高分子微球的制备方法
US20050070688A1 (en) 2003-09-26 2005-03-31 3M Innovative Properties Company Reactive hydrophilic oligomers
GB0322640D0 (en) 2003-09-26 2003-10-29 1800 Contacts Process
JP4369194B2 (ja) * 2003-09-30 2009-11-18 Ｈｏｙａ株式会社 プラスチックレンズ及びその製造方法
US7977430B2 (en) 2003-11-25 2011-07-12 Novartis Ag Crosslinkable polyurea prepolymers
US7084188B2 (en) 2003-12-05 2006-08-01 Bausch & Lomb Incorporated Surface modification of contact lenses
JP4572072B2 (ja) * 2003-12-26 2010-10-27 Ｈｏｙａ株式会社 眼内レンズ
US7214809B2 (en) 2004-02-11 2007-05-08 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. (Meth)acrylamide monomers containing hydroxy and silicone functionalities
US8147728B2 (en) 2004-04-01 2012-04-03 Novartis Ag Pad transfer printing of silicone hydrogel lenses using colored ink
EP1756625B1 (en) * 2004-04-21 2014-06-04 Novartis AG Curable colored inks for making colored silicone hydrogel lenses
US20060052306A1 (en) * 2004-05-10 2006-03-09 Nastech Pharmaceutical Company Inc. GRAS composition for enhanced mucosal delivery of parathyroid hormone
JP3715309B1 (ja) * 2004-05-24 2005-11-09 株式会社資生堂 眼用レンズ材料及びその製造方法
JP3715308B1 (ja) * 2004-05-24 2005-11-09 株式会社資生堂 眼用レンズ材料及びその製造方法
JP4402691B2 (ja) 2004-05-28 2010-01-20 株式会社メニコン コンタクトレンズ
CN101163991A (zh) * 2004-08-27 2008-04-16 旭化成爱目股份有限公司 硅水凝胶隐形眼镜
HUE044130T2 (hu) 2004-08-27 2019-09-30 Coopervision Int Holding Co Lp Szilikon-hidrogél kontaktlencsék
US20060065138A1 (en) 2004-09-30 2006-03-30 Tucker Robert C Pad printing method for making colored contact lenses
US7247692B2 (en) 2004-09-30 2007-07-24 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Biomedical devices containing amphiphilic block copolymers
US7556858B2 (en) 2004-09-30 2009-07-07 3M Innovative Properties Company Substrate with attached dendrimers
JP4782508B2 (ja) 2004-09-30 2011-09-28 株式会社シード 高酸素透過含水性眼用レンズ
US7249848B2 (en) 2004-09-30 2007-07-31 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Wettable hydrogels comprising reactive, hydrophilic, polymeric internal wetting agents
EP1802357B2 (en) 2004-10-01 2013-09-18 Menicon Singapore Pte Ltd. Method for sterilising contact lens with package solution
US7857447B2 (en) 2004-10-05 2010-12-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Interpenetrating polymer network hydrogel contact lenses
US20060100113A1 (en) 2004-11-05 2006-05-11 Pegram Stephen C Methods of inhabiting the adherence of lenses to surfaces during their manufacture
JP5324100B2 (ja) 2004-11-29 2013-10-23 ディーエスエム アイピー アセッツ ビー．ブイ． ポリマーコーティングに含まれる移行性物質の量を減少させる方法
WO2006063836A1 (en) * 2004-12-17 2006-06-22 Novartis Ag Colored contact lenses for enhancing a wearer’s natural eye color
SE0403092D0 (sv) 2004-12-20 2004-12-20 Amo Groningen Bv Amphiphilic block copolymers and their use
RU2269552C1 (ru) * 2004-12-23 2006-02-10 Институт Катализа Им. Г.К. Борескова Сибирского Отделения Российской Академии Наук Полимерная композиция для мягких контактных линз продленного ношения и способ ее получения
ATE438673T1 (de) 2004-12-29 2009-08-15 Bausch & Lomb Polysiloxanprepolymere für biomedizinische vorrichtungen
DE602005013298D1 (de) 2004-12-29 2009-04-23 Bausch & Lomb Polysiloxanprepolymere für biomedizinische vorrichtungen
EP1861069B2 (en) 2005-02-09 2013-07-03 Safilens S.R.L. Contact lens, method for producing same, and pack for storage and maintenance of a contact lens
KR101389300B1 (ko) 2005-02-14 2014-04-25 존슨 앤드 존슨 비젼 케어, 인코포레이티드 안과용 렌즈의 제조방법, 안과용 장치 및 콘택트 렌즈
US20060193894A1 (en) * 2005-02-28 2006-08-31 Jen James S Methods for providing biomedical devices with hydrophilic antimicrobial coatings
US7426993B2 (en) 2005-08-09 2008-09-23 Coopervision International Holding Company, Lp Contact lens package
JP2009504820A (ja) * 2005-08-10 2009-02-05 ノバルティス アクチエンゲゼルシャフト シリコーンヒドロゲル
TWI385429B (zh) 2005-08-11 2013-02-11 Coopervision Int Holding Co Lp 隱形眼鏡及減少隱形眼鏡配戴者之結膜壓力之方法
US20070037897A1 (en) * 2005-08-12 2007-02-15 Guigui Wang Method for making contact lenses
EP1754731A1 (en) 2005-08-16 2007-02-21 Nederlandse Organisatie voor Toegepast-Natuuurwetenschappelijk Onderzoek TNO Method of modifying materials surfaces
US20070087113A1 (en) 2005-10-19 2007-04-19 Bausch & Lomb Incorporated Surface-modified medical devices and method of making
JP5380072B2 (ja) 2005-11-14 2014-01-08 チバ ホールディング インコーポレーテッド 官能性カチオン性ポリマーの製造及びパーソナルケアにおけるそれらの製造及び適用
JP2007130386A (ja) * 2005-11-14 2007-05-31 Univ Of Tokyo 眼用装置
WO2007064594A2 (en) 2005-11-29 2007-06-07 Bausch & Lomb Incorporated New coatings on ophthalmic lenses
US20070149428A1 (en) 2005-12-14 2007-06-28 Bausch & Lomb Incorporated Method of Packaging a Lens
CN101378892A (zh) * 2005-12-20 2009-03-04 庄臣及庄臣视力保护公司 以醇溶液浸提硅氧烷水凝胶眼镜片并使其脱模的方法和系统
US7825273B2 (en) 2006-01-06 2010-11-02 Bausch & Lomb Incorporated Process for making cationic hydrophilic siloxanyl monomers
WO2007103775A2 (en) 2006-03-03 2007-09-13 Washington University In St. Louis Biomaterials having nanoscale layers and coatings
US8044112B2 (en) * 2006-03-30 2011-10-25 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
US8623986B2 (en) 2006-04-20 2014-01-07 Aertech International plc Gels
US7789509B2 (en) 2006-06-01 2010-09-07 Advanced Vision Science, Inc. Non- or reduced glistenings intraocular lens and method of manufacturing same
US7858000B2 (en) 2006-06-08 2010-12-28 Novartis Ag Method of making silicone hydrogel contact lenses
US7540609B2 (en) 2006-06-15 2009-06-02 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
TWI512017B (zh) * 2006-06-15 2015-12-11 Coopervision Int Holding Co Lp 可溼性矽氧水凝膠隱形眼鏡及相關組合物及方法
US7572841B2 (en) 2006-06-15 2009-08-11 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
US8231218B2 (en) 2006-06-15 2012-07-31 Coopervision International Holding Company, Lp Wettable silicone hydrogel contact lenses and related compositions and methods
CN101467094B (zh) * 2006-06-15 2011-02-23 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
US20080002146A1 (en) * 2006-06-28 2008-01-03 Stachowski Mark J Biocompatible, surface modified materials
US20080003259A1 (en) 2006-06-30 2008-01-03 Salamone Joseph C Modification of surfaces of polymeric articles by Michael addition reaction
US7960465B2 (en) 2006-06-30 2011-06-14 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Antimicrobial lenses, processes to prepare them and methods of their use
ES2346812T3 (es) 2006-07-12 2010-10-20 Novartis Ag Copolimeros actinicamente entrelazables para la fabricacion de lentes de contacto.
US8459445B2 (en) 2006-07-21 2013-06-11 Menicon, Co., Ltd. Colored contact lens primary packaging
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
CA2667781C (en) * 2006-10-30 2015-12-01 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
CA2914805C (en) * 2006-11-06 2017-12-12 Alcon Inc. Ocular devices and methods of making and using thereof
US20080110770A1 (en) * 2006-11-10 2008-05-15 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
AU2007320737B2 (en) * 2006-11-14 2014-04-03 Celsus Therapeutics Plc Contact lens compositions
GB0623299D0 (en) 2006-11-22 2007-01-03 Sauflon Cl Ltd Contact lens
WO2008066381A1 (en) * 2006-11-29 2008-06-05 Procornea Holding B.V. Hydrogel contact lens comprising a polymer comprising a carboxy betaine ester monomer
TWI434926B (zh) 2006-12-11 2014-04-21 Alcon Res Ltd 眼用組成物中聚氧化乙烯-聚氧化丁烯（ｐｅｏ-ｐｂｏ）嵌段共聚物之使用
JP5669396B2 (ja) 2006-12-13 2015-02-12 ノバルティス アーゲー 化学線硬化性シリコーンヒドロゲルコポリマーおよびその使用
AR064286A1 (es) 2006-12-13 2009-03-25 Quiceno Gomez Alexandra Lorena Produccion de dispositivos oftalmicos basados en la polimerizacion por crecimiento escalonado fotoinducida
ATE491479T1 (de) 2006-12-15 2011-01-15 Bausch & Lomb Oberflächenbehandlung biomedizinischer vorrichtungen
US20080142038A1 (en) 2006-12-15 2008-06-19 Bausch & Lomb Incorporated Surface treatment of medical devices
US20080141628A1 (en) 2006-12-15 2008-06-19 Bausch & Lomb Incorporated Packaging Solutions
US7832856B2 (en) 2006-12-20 2010-11-16 Bausch & Lomb Incorporated Coatings and solutions for contact lenses
US20080148689A1 (en) 2006-12-20 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
JP5473605B2 (ja) * 2006-12-21 2014-04-16 ノバルティス アーゲー 生物医学的物品のコーティング方法
US20080152540A1 (en) 2006-12-22 2008-06-26 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
DE602008002555D1 (de) 2007-01-12 2010-10-28 Dow Corning Silikonhaltige zusammensetzung
EP2122390B1 (en) * 2007-02-09 2011-11-02 Novartis AG Cross-linkable polyionic coatings for contact lenses
EP2129513B1 (en) 2007-03-22 2016-08-03 Novartis AG Prepolymers with dangling polysiloxane-containing polymer chains
MX2009010109A (es) * 2007-03-22 2009-10-12 Novartis Ag Prepolimeros que contienen silicona con cadenas polimericas hidrofilicas.
JP5217240B2 (ja) 2007-05-21 2013-06-19 星光Ｐｍｃ株式会社 紙用添加剤およびそれを使用した製紙方法
US7691917B2 (en) 2007-06-14 2010-04-06 Bausch & Lomb Incorporated Silcone-containing prepolymers
US20080314767A1 (en) 2007-06-22 2008-12-25 Bausch & Lomb Incorporated Ophthalmic Solutions
KR101231181B1 (ko) * 2007-06-25 2013-02-07 남택인 연질 콘텍트렌즈용 실리콘 하이드로겔 조성물 및 그 조성에의해 제조된 연질 콘텍트렌즈
US7868071B2 (en) 2007-07-30 2011-01-11 Georgia-Pacific Chemicals Llc Method of stabilizing aqueous cationic polymers
US20090033864A1 (en) * 2007-07-30 2009-02-05 Shone Thomas R Multifocal contact lenses and methods for improving vision and for producing multifocal contact lenses
TWI551305B (zh) * 2007-08-31 2016-10-01 諾華公司 相對黏稠封裝溶液之用途
KR101535692B1 (ko) 2007-08-31 2015-07-09 노파르티스 아게 콘택트 렌즈 포장 용액
TW200918983A (en) 2007-10-22 2009-05-01 mo-wei Hong Forming method of a silicone gel contact lens and its structure
US8490782B2 (en) 2007-10-23 2013-07-23 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
US20090111942A1 (en) 2007-10-25 2009-04-30 Bausch & Lomb Incorporated Method for Making Surface Modified Biomedical Devices
WO2009070429A1 (en) 2007-11-29 2009-06-04 Bausch & Lomb Incorporated Process for making biomedical devices
WO2009070443A1 (en) 2007-11-29 2009-06-04 Bausch & Lomb Incorporated Process for making 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
US20090145086A1 (en) 2007-12-11 2009-06-11 Reynolds Ger M Method for treating ophthalmic lenses
US20090145091A1 (en) 2007-12-11 2009-06-11 Richard Connolly Method for treating ophthalmic lenses
WO2009079224A2 (en) * 2007-12-14 2009-06-25 Bausch & Lomb Incorporated Surface modified biomedical devices
CN101903807B (zh) 2007-12-20 2013-01-09 诺瓦提斯公司 隐形眼镜的制造方法
US20090171049A1 (en) 2007-12-27 2009-07-02 Linhardt Jeffrey G Segmented reactive block copolymers
US20090173045A1 (en) 2008-01-09 2009-07-09 Yu-Chin Lai Packaging Solutions
US7837934B2 (en) 2008-01-09 2010-11-23 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
US20090173643A1 (en) 2008-01-09 2009-07-09 Yu-Chin Lai Packaging Solutions
WO2009091733A2 (en) * 2008-01-14 2009-07-23 Coopervision International Holding Company, Lp Polymerizable contact lens formulations and contact lenses obtained therefrom
US8142835B2 (en) 2008-01-23 2012-03-27 Novartis Ag Method for coating silicone hydrogels
WO2009094368A1 (en) * 2008-01-25 2009-07-30 Bausch & Lomb Incorporated Contact lens
US20090200692A1 (en) * 2008-02-07 2009-08-13 Jame Chang Method for manufacturing a silicone contact lens having a hydrophilic surface
BRPI0906434B1 (pt) * 2008-02-08 2019-11-19 Asahi Kasei Aime Co Ltd macromonômero de polissiloxano hidrofílico purificado, método de produzir o mesmo, homopolímero, material de lente oftálmica, lente oftálmica e lente de contato
US7781554B2 (en) 2008-03-05 2010-08-24 Bausch & Lomb Incorporated Polysiloxanes and polysiloxane prepolymers with vinyl or epoxy functionality
HUE047093T2 (hu) * 2008-03-18 2020-04-28 Novartis Ag Bevonatoló eljárás szemészeti lencsékhez
US20090244479A1 (en) 2008-03-31 2009-10-01 Diana Zanini Tinted silicone ophthalmic devices, processes and polymers used in the preparation of same
CA2730506A1 (en) * 2008-07-21 2010-01-28 Novartis Ag Silicone-containing polymeric materials with hydrolyzable groups
US8470906B2 (en) 2008-09-30 2013-06-25 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ionic silicone hydrogels having improved hydrolytic stability
US8246168B2 (en) 2008-11-10 2012-08-21 Bausch & Lomb Incorporated Methacrylate-based bulky side-chain siloxane cross linkers for optical medical devices
JP5748224B2 (ja) * 2008-11-13 2015-07-15 ノバルティス アーゲー 化学結合した湿潤剤を有するシリコーンハイドロゲル材料
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
BRPI0923037A2 (pt) 2008-12-18 2015-12-15 Novartis Ag método para produzir lentes de contato de hidrogel de silicone
US8534031B2 (en) 2008-12-30 2013-09-17 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
WO2010077708A1 (en) 2008-12-30 2010-07-08 Bausch & Lomb Incorporated Packaging solutions
JP5240520B2 (ja) 2009-01-15 2013-07-17 星光Ｐｍｃ株式会社 クレーピング用接着剤をドライヤーに塗布する製紙方法
JP5575881B2 (ja) 2009-05-22 2014-08-20 ノバルティス アーゲー 化学線架橋性シロキサン含有コポリマー
EP2432821B1 (en) 2009-05-22 2017-08-30 Novartis AG Actinically-crosslinkable siloxane-containing copolymers
WO2011005937A2 (en) 2009-07-09 2011-01-13 Bausch & Lomb Incorporated Mono ethylenically unsaturated polymerizable group containing polycarbosiloxane monomers
US7915323B2 (en) 2009-07-09 2011-03-29 Bausch & Lamb Incorporated Mono ethylenically unsaturated polycarbosiloxane monomers
HUE049309T2 (hu) 2009-11-04 2020-09-28 Alcon Inc Szilikon hidrogél lencse ojtott hidrofil bevonattal
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
KR102159909B1 (ko) 2010-07-30 2020-09-25 알콘 인코포레이티드 수분이 풍부한 표면을 갖는 실리콘 히드로겔 렌즈
TWI522395B (zh) * 2010-07-30 2016-02-21 諾華公司 兩親性聚矽氧烷預聚物及其用途
EP2637847B1 (en) 2010-11-10 2014-07-23 Novartis AG Method for making contact lenses
WO2012170603A1 (en) * 2011-06-09 2012-12-13 Novartis Ag Silicone hydrogel lenses with nano-textured surfaces
JP6434108B2 (ja) * 2017-10-27 2018-12-05 国立大学法人 岡山大学 放射性セシウムの植物移行抑制剤及びその製造方法、並びに植物の生長方法
US10721913B2 (en) 2018-08-24 2020-07-28 David V. Poma Drop feeder

Also Published As

Publication number Publication date
KR101724984B1 (ko) 2017-04-07
SG10201505892WA (en) 2015-09-29
KR20130086252A (ko) 2013-07-31
JP7597900B2 (ja) 2024-12-10
RS52882B (sr) 2014-02-28
EP2638879A2 (en) 2013-09-18
JP2022071139A (ja) 2022-05-13
MX382876B (es) 2025-03-13
TW201706676A (zh) 2017-02-16
TW201812394A (zh) 2018-04-01
RU2619715C1 (ru) 2017-05-17
WO2012016098A1 (en) 2012-02-02
RU2013108701A (ru) 2014-09-10
EP2638879A3 (en) 2018-05-16
JP6326115B2 (ja) 2018-05-16
ES2423914T3 (es) 2013-09-25
EP2705808B1 (en) 2024-05-01
US8944592B2 (en) 2015-02-03
US20150099822A1 (en) 2015-04-09
BR112013002150B1 (pt) 2020-11-17
US20230158760A1 (en) 2023-05-25
EP4553545A3 (en) 2026-06-17
US9738813B2 (en) 2017-08-22
JP2013533518A (ja) 2013-08-22
JP6982640B2 (ja) 2021-12-17
JP2018106189A (ja) 2018-07-05
KR20210075210A (ko) 2021-06-22
KR102266815B1 (ko) 2021-06-18
TWI775148B (zh) 2022-08-21
NZ610544A (en) 2014-08-29
CN104678462A (zh) 2015-06-03
KR20140017706A (ko) 2014-02-11
US20250387989A1 (en) 2025-12-25
ES2758722T3 (es) 2020-05-06
JP2018139002A (ja) 2018-09-06
JP2024020518A (ja) 2024-02-14
TW202605470A (zh) 2026-02-01
EP4553545A2 (en) 2025-05-14
TW202434689A (zh) 2024-09-01
RU2645991C1 (ru) 2018-02-28
JP2022031756A (ja) 2022-02-22
PL2461767T3 (pl) 2013-09-30
TW201738625A (zh) 2017-11-01
KR101990757B1 (ko) 2019-06-18
US20130308093A1 (en) 2013-11-21
JP2025134736A (ja) 2025-09-17
EP2705808A2 (en) 2014-03-12
TW201612590A (en) 2016-04-01
BR122013012250B1 (pt) 2021-01-12
JP2020008873A (ja) 2020-01-16
JP2021060623A (ja) 2021-04-15
JP2020098354A (ja) 2020-06-25
US10308835B2 (en) 2019-06-04
JP2017062489A (ja) 2017-03-30
US9507173B2 (en) 2016-11-29
RU2540655C2 (ru) 2015-02-10
CN103293707B (zh) 2014-12-31
EP2598938A4 (en) 2018-01-24
EP4657144A2 (en) 2025-12-03
MY174013A (en) 2020-03-04
JP2013533517A (ja) 2013-08-22
TW201921040A (zh) 2019-06-01
JP7448512B2 (ja) 2024-03-12
EP4657144A3 (en) 2026-03-04
EP4657145A2 (en) 2025-12-03
CN104678462B (zh) 2019-11-05
KR102159909B1 (ko) 2020-09-25
TW202424596A (zh) 2024-06-16
EP2598938A1 (en) 2013-06-05
US20250222667A1 (en) 2025-07-10
SG2014007348A (en) 2014-07-30
KR102009137B1 (ko) 2019-08-08
HK1165690A1 (en) 2012-10-12
TWI524110B (zh) 2016-03-01
JP2026035631A (ja) 2026-03-04
TW201207466A (en) 2012-02-16
WO2012016096A1 (en) 2012-02-02
TWI669554B (zh) 2019-08-21
JP2026041987A (ja) 2026-03-10
EP4707877A3 (en) 2026-07-22
US20260034752A1 (en) 2026-02-05
CA2802337C (en) 2014-11-18
TW201938712A (zh) 2019-10-01
US10920102B2 (en) 2021-02-16
TWI587032B (zh) 2017-06-11
KR102139022B1 (ko) 2020-07-29
US20220281190A1 (en) 2022-09-08
TW202521643A (zh) 2025-06-01
US12420501B2 (en) 2025-09-23
KR20190140108A (ko) 2019-12-18
JP7464640B2 (ja) 2024-04-09
US9411171B2 (en) 2016-08-09
US20120026458A1 (en) 2012-02-02
EP2638878A3 (en) 2018-01-10
TWI616704B (zh) 2018-03-01
CA2802793A1 (en) 2012-02-02
KR20200044132A (ko) 2020-04-28
EP2705808A3 (en) 2018-01-24
MX2013001189A (es) 2013-02-21
KR20200111273A (ko) 2020-09-28
JP2016118797A (ja) 2016-06-30
US10563090B2 (en) 2020-02-18
KR20130105610A (ko) 2013-09-25
RU2015148819A (ru) 2017-05-19
US20160377885A1 (en) 2016-12-29
SG187026A1 (en) 2013-02-28
CA2802337A1 (en) 2012-02-02
US20260042269A1 (en) 2026-02-12
TWI708093B (zh) 2020-10-21
KR101819873B1 (ko) 2018-01-17
TW201535009A (zh) 2015-09-16
US10781340B2 (en) 2020-09-22
JP6187832B2 (ja) 2017-08-30
RU2013125115A (ru) 2014-12-10
JP5882322B2 (ja) 2016-03-09
BR122020017237B1 (pt) 2021-02-02
US12311621B2 (en) 2025-05-27
TWI875491B (zh) 2025-03-01
US20210130648A1 (en) 2021-05-06
SI2461767T1 (sl) 2013-08-30
TWI567443B (zh) 2017-01-21
CA2802793C (en) 2014-10-21
DK2461767T3 (da) 2013-08-05
JP2024010117A (ja) 2024-01-23
AU2011282602A1 (en) 2013-02-28
SG187237A1 (en) 2013-03-28
KR20150118200A (ko) 2015-10-21
KR102104222B1 (ko) 2020-04-24
BR112013002150A2 (pt) 2016-05-31
RU2714143C1 (ru) 2020-02-12
US20190055427A1 (en) 2019-02-21
KR20210018960A (ko) 2021-02-18
EP2638878A2 (en) 2013-09-18
AU2011282604B2 (en) 2014-06-26
US8480227B2 (en) 2013-07-09
EP2461767A1 (en) 2012-06-13
JP7869293B2 (ja) 2026-06-02
EP4571370A3 (en) 2026-06-17
ES2980213T3 (es) 2024-09-30
CN103052364B (zh) 2015-12-02
US11534994B2 (en) 2022-12-27
TW202102622A (zh) 2021-01-16
US20160091734A1 (en) 2016-03-31
JP6076199B2 (ja) 2017-02-08
RU2583370C2 (ru) 2016-05-10
BR112013002179A2 (pt) 2019-08-06
CN103038699A (zh) 2013-04-10
CN103038699B (zh) 2015-03-18
KR101795983B1 (ko) 2017-11-08
TW202601235A (zh) 2026-01-01
EP2598938B1 (en) 2025-01-29
US20120026457A1 (en) 2012-02-02
KR20170125126A (ko) 2017-11-13
TW201207465A (en) 2012-02-16
RU2644349C1 (ru) 2018-02-09
KR102411923B1 (ko) 2022-06-22
TW201335660A (zh) 2013-09-01
US20160097938A1 (en) 2016-04-07
HK1207689A1 (en) 2016-02-05
TWI507764B (zh) 2015-11-11
US20260034753A1 (en) 2026-02-05
TW202609422A (zh) 2026-03-01
RU2691047C1 (ru) 2019-06-07
TWI707926B (zh) 2020-10-21
US20170306178A1 (en) 2017-10-26
MX2021006022A (es) 2021-07-06
MY154750A (en) 2015-07-15
MX2019003771A (es) 2019-09-02
CN103052364A (zh) 2013-04-17
MX2021006023A (es) 2021-07-21
CN105334640A (zh) 2016-02-17
US10513628B2 (en) 2019-12-24
KR102215955B1 (ko) 2021-02-16
US10131815B2 (en) 2018-11-20
TWI599813B (zh) 2017-09-21
JP2026053422A (ja) 2026-03-25
RU2571747C2 (ru) 2015-12-20
TW202244149A (zh) 2022-11-16
BR122020017231B1 (pt) 2021-02-02
US9816009B2 (en) 2017-11-14
JP5930221B2 (ja) 2016-06-08
KR20180006487A (ko) 2018-01-17
EP2461767A4 (en) 2012-12-26
KR101717826B1 (ko) 2017-03-17
US8939577B2 (en) 2015-01-27
US20180044549A1 (en) 2018-02-15
RU2739355C1 (ru) 2020-12-23
EP2461767B1 (en) 2013-05-08
KR101930686B1 (ko) 2018-12-18
KR102057814B1 (ko) 2019-12-19
JP7250826B2 (ja) 2023-04-03
EP4571370A2 (en) 2025-06-18
KR102266813B1 (ko) 2021-06-18
KR20180135104A (ko) 2018-12-19
MX363760B (es) 2019-04-02
AU2011282602C1 (en) 2015-01-22
KR101958162B1 (ko) 2019-03-13
AU2011282604A1 (en) 2013-02-28
TW202104988A (zh) 2021-02-01
US20200017713A1 (en) 2020-01-16
KR101889246B1 (ko) 2018-08-16
CN103293707A (zh) 2013-09-11
CN105334640B (zh) 2018-12-28
US9239409B2 (en) 2016-01-19
TW202608997A (zh) 2026-03-01
KR20190095500A (ko) 2019-08-14
PT2461767E (pt) 2013-08-26
US20150092156A1 (en) 2015-04-02
RU2712195C1 (ru) 2020-01-24
KR20160130521A (ko) 2016-11-11
KR101800059B1 (ko) 2017-11-21
JP6295281B2 (ja) 2018-03-14
JP2013190822A (ja) 2013-09-26
KR20170038193A (ko) 2017-04-06
RU2675109C1 (ru) 2018-12-17
TWI648571B (zh) 2019-01-21
JP7692978B2 (ja) 2025-06-16
US9244200B2 (en) 2016-01-26
US20260042268A1 (en) 2026-02-12
TW201610508A (zh) 2016-03-16
EP2638878B1 (en) 2019-10-23
PT2638878T (pt) 2019-12-05
TWI519845B (zh) 2016-02-01
EP4707877A2 (en) 2026-03-11
JP6664081B2 (ja) 2020-03-13
RU2754524C1 (ru) 2021-09-02
KR101880415B1 (ko) 2018-07-19
TWI836373B (zh) 2024-03-21
US8529057B2 (en) 2013-09-10
KR20180083954A (ko) 2018-07-23
KR20130086607A (ko) 2013-08-02
US20130250234A1 (en) 2013-09-26
MY156626A (en) 2016-03-15
TWI901124B (zh) 2025-10-11
NZ617864A (en) 2014-08-29
US20190309188A1 (en) 2019-10-10
JP2026035632A (ja) 2026-03-04
RU2728781C1 (ru) 2020-07-31
MY186340A (en) 2021-07-13
US20170037276A1 (en) 2017-02-09
TW202225788A (zh) 2022-07-01
AU2011282602B2 (en) 2014-06-26
EP4657145A3 (en) 2026-03-04
KR20180093097A (ko) 2018-08-20
MX2013001188A (es) 2013-02-21
KR20200091498A (ko) 2020-07-30
BR112013002179B1 (pt) 2020-12-15
KR101386293B1 (ko) 2014-04-24
KR20190069619A (ko) 2019-06-19
JP7071950B2 (ja) 2022-05-19
US20200157378A1 (en) 2020-05-21
JP6590981B2 (ja) 2019-10-16
KR20190026973A (ko) 2019-03-13
TWI758885B (zh) 2022-03-21
JP2025029005A (ja) 2025-03-05
RU2013108693A (ru) 2014-09-10
JP2016122203A (ja) 2016-07-07
KR101413390B1 (ko) 2014-06-27
BR122013012250A2 (pt) 2019-10-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP7692978B2 (ja) 架橋親水性コーティングを備えるシリコーンヒドロゲルレンズ
AU2013203441B2 (en) A silicone hydrogel lens with a crosslinked hydrophilic coating
HK1185959B (en) Method for producing silicon hydrogel contact lenses with crosslinked hydrophilic coatings thereon
HK1185959A (en) Method for producing silicon hydrogel contact lenses with crosslinked hydrophilic coatings thereon