DE69706852T2

DE69706852T2 - Copolymere mit amphiphilen segmenten und kontrollierter morphologie; opthalmische produkte und kontaktlinsen auf basis diesen copolymeren

Info

Publication number: DE69706852T2
Application number: DE69706852T
Authority: DE
Inventors: Thomas Hirt; Jens Hoepken; Qin Liu; Dieter Lohmann
Original assignee: Novartis AG
Current assignee: Novartis AG
Priority date: 1996-06-27
Filing date: 1997-06-19
Publication date: 2002-04-11
Anticipated expiration: 2017-06-20
Also published as: NO985637L; PL330549A1; JP2000512677A; AU3261397A; HUP9902276A2; ATE205861T1; AU718813B2; AR007478A1; EP0907668B1; WO1997049740A1; CA2256749A1; KR20000022235A; ZA975674B; NZ332982A; BR9710001A; HUP9902276A3; US5807944A; JP4191800B2; CZ427098A3; ES2167752T3

Description

Amphiphiles, segmentiertes Copolymeres mit kontrollierter Morphologie und daraus hergestellte ophthalmische Vorrichtungen, einschließlich Kontaktlinsen

Die vorliegende Erfindung betrifft ein amphiphiles, segmentiertes Copolymeres mit kontrollierter Morphologie, das mindestens ein Segment mit einer hohen Sauerstoffpermeabilität, mindestens ein Segment mit einer hohen Ionen- und Wasserpermeabilität, wobei die Segmente über eine nichthydrolysierbare Bindung verknüpft sind, und mindestens eine polymerisierbare, ungesättigte Gruppe umfasst; ein Verfahren zur Herstellung des Copolymeren; polymere Produkte, die durch weitere Polymerisation und gegebenenfalls Vernetzung des amphiphilen, segmentierten Copolymeren erhältlich sind; und Formkörper, insbesondere Kontaktlinsen und andere ophthalmische Vorrichtungen, die ein erfindungsgemäßes polymeres Produkt enthalten. Gemäß einer besonders bevorzugten Ausführungsform betrifft die vorliegende Erfindung eine Kontaktlinse, die ein erfindungsgemäßes polymeres Produkt, das zum längeren Tragen geeignet ist, umfasst.

Beschreibung des Stands der Technik

Materialien, die zur Herstellung von Kontaktlinsen und anderer Vorrichtungen zur Verwendung in einer ophthalmischen Umgebung verwendet werden, müssen "ophthalmisch verträglich" sein, d. h. sie dürfen während der Kontaktzeit nicht das umgebende okulare Gewebe und die okulare Flüssigkeit schädigen.
Eine Bedingung der ophthalmischen Verträglichkeit für Kontaktlinsen besteht darin, dass die Linse den Zutritt von Sauerstoff zur Hornhaut in einer Menge gestatten muss, die für einen auf Dauer gewährleisteten gesunden Zustand der Hornhaut ausreicht. Die Kontaktlinse muss es erlauben, dass Sauerstoff aus der umgebenden Luft die Hornhaut erreicht, dass die Hornhaut im Gegensatz zu anderen Geweben über keine Sauerstoffzufuhr aus dem Blut verfügt. Wenn Sauerstoff nicht in ausreichendem Maße die Hornhaut erreicht, kommt es zu. Hornhautschwellungen. Längere Zeitspannen ohne Sauerstoffzufuhr führen zu Hornhautödemen und zu einem unerwünschten Wachstum von Blutgefäßen in der Hornhaut. "Weiche" Kontaktlinsen liegen eng an der Form des Auges an, so dass Sauerstoff nicht leicht die Linse umgehen kann. Somit müssen es weiche Kontaktlinsen ermöglichen, dass Sauerstoff durch die Linse diffundiert und die Hornhaut erreicht.
Eine weitere Bedingung für die ophthalmische Verträglichkeit von weichen Kontaktlinsen besteht darin, dass die Linse nicht stark am Auge haften darf. Verständlicherweise muss der Benutzer dazu in der Lage sein, die Linse leicht vom Auge abzunehmen, um eine Desinfektion, Reinigung oder Entsorgung durchzuführen. Jedoch muss die Linse auch am Auge wandern können, um den Tränenfluss zwischen der Linse und dem Auge zu begünstigen. Durch den Tränenfluss zwischen der Linse und dem Auge ist es möglich, dass Bruchstücke, wie Fremdteilchen oder abgestorbene Epithelzellen, aus dem Raum unterhalb der Linse weggespült und schließlich mit der Tränenflüssigkeit entfernt werden. Somit darf eine Kontaktlinse nicht so fest am Auge haften, dass eine angemessene Bewegung der Linse am Auge gehemmt wird.
Um ein Gleichgewicht zwischen der ophthalmischen Verträglichkeit und den Bequemlichkeitsbedürfnissen des Benutzers bei der Konzeption von weichen Kontaktlinsen für den täglichen Gebrauch zu erreichen, wurden Polymere und Copolymere von 2-Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) entwickelt. Diese hydrophilen Polymeren bewegen sich gut auf dem Auge und gewährleisten für den täglichen Gebrauch eine ausreichende Sauerstoffpermeabilität.
Eine verbesserte Sauerstoffpermeabilität wird durch siloxanhaltige Polymere erreicht. Jedoch sind Polysiloxane typischerweise stark lipophil. Die Lipophilizität von Polysiloxanen fördert die Haftung von in der Tränenflüssigkeit enthaltenen Lipiden und Proteinen an der Linse, was zu Trübungen, die die Blickfreiheit durch die Linse stören, führt.
Es gab zahlreiche Versuche, die erwünschten hydrophilen Eigenschaften von hydrophilen Polymeren, die aus Monomeren, wie HEMA, gebildet sind, mit der erwünschten Sauerstoffpermeabilität von Polymeren, die aus siloxanhaltigen Monomeren gebildet sind, zu kombinieren. DE-A- 4113292 beschreibt beispielsweise ophthalmische Formkörper, die aus Polydiorganosiloxan/Poly-(ester)-carbonat-Blockcopolymeren hergestellt sind, wobei die chemische Bindung der Polysiloxan- und Poly-(ester)- carbonat-Blöcke durch eine Si-O-Arylbindung erfolgt. Das Material soll sich in bezug auf mechanische Stabilität, Flexibilität und Maßhaltigkeit günstig verhalten, in starkem Maße biologisch verträglich sein und sich leicht herstellen lassen. Ferner soll das Material kein Wasser absorbieren und sich zur Herstellung von Einweg-Kontaktlinsen eignen.
Dieses Material kann jedoch nach der Herstellung nicht mehr vernetzt werden.
EP-A-386249 beschreibt sauerstoffdurchlässige Formkörper, die aus einem Blockcopolymeren der allgemeinen Formel A-B, A-B-A oder B-A-B bestehen, wobei 80 Gew.-% oder mehr der das Segment A bildenden Monomereinheiten ein Alkylmethacrylat umfassen und 80 Gew.-% oder mehr der das Segment B bildenden Monomereinheiten Silicon-Polymethacrylat- Monomereinheiten umfassen. Diese Formkörper werden aus dem Blockcopolymeren ohne weitere chemische Modifikation durch Lösen des Copolymeren in einem Lösungsmittel, durch Vergießen der erhaltenen Lösung und durch anschließendes Entfernen des Lösungsmittels hergestellt. Der Formkörper soll eine hohe Sauerstoffpermeabilität aufweisen. Wird der Formkörper aus einer Polymerlösung gefertigt, die mit einem Lösungsmittel mit einem Löslichkeitsparameter von 7,3 bis 9,2 cal1/2cm-3/2 hergestellt worden ist, ist es möglich, eine Struktur zu schaffen, bei der das Blockcopolymere einer Mikrophasentrennung in die Mikrophasen A und B unterzogen worden ist, wobei sich die aus B gebildete Phase (die das sauerstoffdurchlässige Material umfasst) kontinuierlich von einer Oberfläche des Formkörpers zu der anderen erstreckt. Bezüglich der Herstellung dieser Blockcopolymeren wird jedoch keine Lehre dahingehend vermittelt, die Größe der Segmente so zu steuern, dass "telechele" Copolymere erhalten werden. Die Wasser- und Ionenpermeabilität wird in EP-A-386249 nicht erörtert.
EP-A-267158 beschreibt ophthalmische Vorrichtungen, wie Kontaktlinsen und intraokulare Implantate, aus einem Blockcopolymeren, das Polysiloxan- und Polyoxyalkylenoxid-Einheiten enthält und eine vorteilhafte Kombination von erwünschten Eigenschaften besitzt. Gemäß dieser Druckschrift wird eine Kontaktlinse aus Blockcopolymeren hergestellt, die aus Polyethylenoxid, das terminale Hydroxylgruppen aufweist, und Polydimethylsiloxan, das terminale Hydroxylgruppen aufweist, sowie Diisocyanaten und Hydroxyethylmethacrylat hergestellt sind. Die Struktur und die Morphologie dieser Blockcopolymeren, einschließlich der genauen Anordnung der einzelnen Blöcke, ist nicht genau definiert.
EP-A-330615, EP-A-330616, EP-A-330617 und EP-A-330618 beschreiben benetzbare, sauerstoffdurchlässige Kontaktlinsen, die Blockcopolymere umfassen, die Polysiloxan- und Polyoxyalkylen-Einheiten enthalten und zahlreiche günstige Eigenschaften besitzen. Die Blockcopolymeren weisen jedoch keine kontrollierte und gut definierte Struktur der einzelnen Blöcke auf.
JP-A-61-289323 beschreibt eine weiche Kontaktlinse mit hoher Sauerstoffpermeabilität, die terminale Blöcke aus einer aromatischen Vinylverbindung, wie Polystyrol, und einen Mittelblock aus einem konjugierten Dien-Polymeren, wie Polybutadien, enthält. Diese Dreiblock- Copolymeren weisen keine terminalen funktionellen Gruppen auf und besitzen eine unzureichende Sauerstoffpermeabilität.
JP-A-58-058519 beschreibt ein Kontaktlinsenmaterial, das ein Copolymeres aus Siliconharz-Einheiten mit funktionellen Gruppen, z. B. Vinylgruppen, Polyether-Einheiten mit funktionellen Gruppen, z. B. Allylgruppen, und Siliciumharz-Einheiten mit funktionellen Gruppen, die zur Umsetzung mit den funktionellen Gruppen der anderen Komponenten befähigt sind, umfasst. Auch für dieses Copolymeren ist die strukturelle Anordnung der einzelnen Blöcke nicht gut definiert.
US-A-5 371 147 und US-A-5 314 961 beschreibt Blockcopolymere aus einem Monomeren vom hydrophilen Acrylattyp und einem hydrophoben Acrylat vom Silicontyp mit polymerisierbaren terminalen Gruppen. Neben linear vernetzten Produkten sind auch sternförmige Polymere beschrieben, die im inneren Teil hydrophob und in den äußeren Teilen hydrophil sind. Diese Blockcopolymeren führten nicht zu kontinuierlichen Morphologien aus sowohl hydrophilen als auch hydrophoben Phasen.
US-A-S 115 056 beschreibt die Copolymerisation von Poly- (alkylenoxiden), die polymerisierbare terminale Vinylgruppen aufweisen, mit Acrylaten oder Methacrylaten, die Fluor- oder Silicongruppen enthalten, und anderen Comonomeren. Die erhaltenen Blockcopolymeren weisen keine genau gesteuerte Anordnung der einzelnen Blöcke auf.
WO-96/20964, WO-96/21167 und WO-96/31792 beschreiben jeweils vernetzbare amphiphile Blockcopolymere, die jedoch keinen Polyoxazolinblock enthalten.
EP-A-249416, EP-A-290109 und JP-A-02-004225 beschreiben Block- und Pfropfcopolymere auf der Basis von Polydimethylsiloxanen und Poly-(2- alkyl-2-oxazolin). Sulfonate oder Alkylhalogenide werden als Polymerisationsinitiatoren erwähnt. Unter den Sulfonaten werden Tosylate bevorzugt, obgleich die Trifluormethansulfonate (Triflate) bei der Synthese der gewünschten Produkte ein besseres Verhältnis der Geschwindigkeit der Initiation zur Geschwindigkeit der kontinuierlichen Polymerisation zeigen. Gemäß JP-A-2-4225 werden die kationischen Endgruppen mit Polysiloxanen, die Mercapto- oder Aminogruppen enthalten, umgesetzt. Die erhaltenen Polymeren können als Tenside, kosmetische Ausgangsmaterialien, Formtrennmittel, Antischleiermittel, antistatisch ausrüstende Mittel, Entschäumungsmittel, Textilöle, Kunststoffverbesserungsmittel, Glanzmittel oder Gleitmittel verwendet werden, wobei die naturgegebenen Eigenschaften der Organopolysiloxane ausgenützt werden.
WO-A-94/29756 beschreibt sich gegenseitig durchdringende Netzwerke von Polysiloxan/Polycarbonat-Blockcopolymeren und Methylmethacrylat.
JP-A-05-117390 beschreibt die Einführung von terminalen Hydroxylgruppen in Polyoxazoline durch Umsetzung der lebenden Endgruppe mit NaOH/MeOH.
Die Herstellung von Di- und Triblock-Copolymeren unter Verwendung von 2-Alkyl-2-oxazolinen wird ferner in folgenden Literaturstellen beschrieben: Riffle et al. (I. Yilgor, R.S. Ward, J.S. Riffle, ACS Polymet Preprints, Bd. 28(2) (1987), S. 369; J.S. Riffle, I. Yilgor, US- A-4 659 777 (1987); Q. Liu, J. Bronk, A. Verma, J. Wilson, R.M. Davis, J.S. Riffle, Polymer Preprints, Bd. 33(I) (1992), S. 215; W. Liu, G.R. Wilson, R.M. Davis, J. Riffle, Polymer, Bd. 34 (1993), S. 3030; J.S. Riffle, G. Sinai-Zingde, J.M. DeSimone, A.M. Hellstern, D.H. Chen, I. Yilgor, Polymer Preprints, Bd. 29(2) (1988), S. 93; Saegusa et al. (T. Saegusa, H. Ikeda, Macromolecules, Bd. 6 (1973), S. 805); Y. Chujo, E. Ihara, H. Ihara, T. Saegusa, S. Kobayashi, T. Saegusa, Makromol. Chem., Suppl., Bd. 12 (1985), S. 11; und Litt et al. (M.H. Litt, X. Swamikannu, ACS Symp. Ser., Bd. 286 (1985), S. 231). Blöcke von Polydimethylsiloxan und Polyethylenoxid (S. Kobayashi, M. Kaku, T. Tsutani, T. Saegusa, Pol. Bul., Bd. 9 (1983), S. 196) oder Blöcke von Polybutadien (T. Saegusa, H. Ikeda, a.a.O.) wurden verwendet. Die Funktionalisierung der terminalen Gruppen dieser Blockcopolymeren wurde nicht durchgeführt oder nicht genau charakterisiert. Riffle et al. (a.a.O.) wandelten die lebenden Endgruppen durch Zugabe von KOH/MeOH um, ohne die erhaltenen terminalen Gruppen zu charakterisieren. Andere Autoren modifizierten die Polyoxazoline durch Zugabe von Wasser oder wässriger Natriumhydrogencarbonatlösung bei 100ºC unter Einführung von terminalen Hydroxylgruppen. Anschließend wurden diese Hydroxylgruppen mit Methacrylsäure- oder Acrylsäurechlorid umgesetzt. Ferner wurden Verfahren entwickelt, um ein lebendes Ende der Polymerkette direkt mit Acrylsäure oder Methacrylsäure oder einem Salz oder aktivierten Ester davon unter Bildung von Vinylgruppen umzusetzen.
Kobayashi et al. beschrieben die Umsetzung der lebenden, kationischen Endgruppe mit 4-Vinylbenzylalkoholat unter Bildung einer Vinylendgruppe (Y. Shimano, K. Sato, S. Kobayashi, J. Polym. Sci., Part A, Bd. 33 (1995), S. 2715). Ferner wurden Pfropfblockcopolymere durch Hydrosilylierung von monoallylendständigem Poly-(2-oxazolin) und Polysiloxan mit SiH-Einheiten hergestellt. Eine im Vergleich zum Kettenwachstum raschere Initiation erscheint auch unter Verwendung von p- Nitrobenzolsulfonaten möglich.
JP-A-2274712/1990 (Hokushin Kogyo K.K.) beschreibt mehrere Reaktionen zur Beendigung einer lebenden Polymerisation von Oxazolinen. JP-A-04-085335 beschreibt die Umsetzung des kationischen Endes von Poly- (2-alkyl- oder -aryl-2-oxazolinen) mit primären, sekundären oder tertiären Aminen, die terminale Gruppen von Polyorganosiloxanen bilden.
Pfropfcopolymere wurden auch durch kationische Polymerisation von THF, 2-Methyl-2-oxazolin oder Polyisobutylvinylether auf partiell trifliertes Polymethylphenylsilylen hergestellt; vergl. Y. Hrkach et al., Gov. Rep. Announce, Index (U.S.), 1994, Bd. 94(20), Absttact Nr. 455 301 (1994).
Die vorstehende Übersicht über den Stand der Technik zeigt, dass es zwar eine große Anzahl von Druckschriften gibt, die sich auf copolymere Materialien beziehen, die sauerstoffdurchlässige, hydrophobe Blöcke oder Segmente und wasser- und ionendurchlässige, hydrophile Blöcke oder Segmente enthalten, wobei sich diese Materialien zur Herstellung von ophthalmischen Vorrichtungen, insbesondere von Kontaktlinsen, eignen sollen, dass aber der ophthalmische Vorrichtungen betreffende Stand der Technik keine Lehre bezüglich der Bildung von amphiphilen, segmentierten Copolymeren liefert, die eine kontrollierte Länge der hydrophoben und hydrophilen Segmente aufweisen und die aus diesem Grund eine definierte Mikrophasenmorphologie des Copolymeren bereitstellen können, wodurch man eine definierte und reproduzierbare Struktur des Kontaktlinsenmaterials erhält. Dieses letztgenannte Material ist für die Erzielung einer hohen Sauerstoffpermeabilität und einer hohen Wasser- und Ionenpermeabilität sowie zur Erzielung einer angemessenen Beweglichkeit einer Linse auf dem Auge, die wirklich zum längeren Tragen geeignet ist, wesentlich.
Obgleich bestimmte bekannte weiche Poly-(HEMA)-Kontaktlinsen sich für längere Benutzungszeiten bis zu etwa 6 Nächten und 7 Tagen als geeignet erwiesen haben, kommen für den Benutzer keine Benutzungszeiten für 7 Tage oder mehr bei sicherer und bequemer Anwendung in Frage, da die Sauerstoffpermeabilität unzureichend ist. Echte längere Benutzungszeiten (d. h. 7 Tage oder mehr) können bei derartigen Linsen zumindest zu einer Hornhautschwellung und zur Entwicklung von Oberflächenblutgefäßen in der Hornhaut führen.

Zusammenfassende Darstellung der Erfindung

Somit ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, neuartige Materialien, die sich zur Herstellung von ophthalmischen Vorrichtungen und insbesondere von weichen Kontaktlinsen eignen, bereitzustellen, wobei diese Materialien aufgrund ihrer kontrollierten Morphologie wertvolle Eigenschaften aufweisen, insbesondere eine hohe Sauerstoffdurchlässigkeit, eine gute Beweglichkeit auf dem Auge, eine hohe Permeabilität für Ionen und Wasser, eine relativ geringe Wasseraufnahme, eine weiche und flexible mechanische Beschaffebheit, ein geringes Kriechverhalten, eine hohe optische Klarheit sowie eine hohe hydrolytische und thermische Stabilität. Diese Materialien sollen ferner durch rasche Polymerisation unter geringen Kosten leicht und reproduzierbar erhältlich sein.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Bereitstellung eines Verfahrens zur Herstellung derartiger Materialien.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Bereitstellung von Formkörpern, insbesondere von ophthalmischen Vorrichtungen zur Sehkorrektur, einschließlich Kontaktlinsen und biomedizinische Gegenstände, die derartige Materialien umfassen, z. B. Intraokularlinsen, künstliche Hornhaut und Membranen.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Bereitstellung einer Kontaktlinse, die sich zum längeren Tragen, z. B. für eine Zeitspanne bis zu 30 Tagen, bei kontinuierlichem, innigem Kontakt mit dem Okulargewebe und der Tränenflüssigkeit eignet.
Die erfindungsgemäßen Aufgaben ließen sich überraschenderweise auf. der Grundlage des Befunds lösen, dass amphiphile, segmentierte Copolymere, die sauerstoffdurchlässige Segmente und wasser- und ionendurchlässige Segmente enthalten, sich "maßgeschneidert" durch kontrollierte Polymerisation von hydrophilen Monomeren, insbesondere der nachstehend speziell definierten Monomeren, in Gegenwart eines hydrophoben Polymeren, das Initiatorgruppen trägt, insbesondere der nachstehend speziell definierten Polymeren, herstellen lassen und dass sich polymerisierbare, ungesättigte Gruppen innerhalb des erhaltenen, amphiphilen, segmentierten Copolymeren oder an seinen Enden bereitstellen lassen, die die Möglichkeit für eine weitere Polymerisation und/oder Vernetzung unter Bildung von polymeren Produkten eröffnen, die in vorteilhafter Weise zur Herstellung von ophthalmischen Vorrichtungen, insbesondere von Kontaktlinsen, einschließlich solcher, die sich zum längeren Tragen eignen, verwendet werden können.
Ein Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist somit ein biomedizinischer Formkörper, der erhältlich ist durch Polymerisation oder Vernetzung in einer Form eines amphiphilen, segmentierten Copolymeren, das im wesentlichen besteht aus
(A) mindestens einem sauerstoffdurchlässigen Polymersegment A, bei dem es sich handelt um (i) ein Polysiloxan, (ii) einen Perfluoralkylpolyether, (iii) ein ungesättigtes Polymeres, das unter unsubstituierten oder halogen- oder C&sub1;-C&sub4;-alkylsubstituierten, konjugierten aliphatischen oder alicyclischen Dienen und Polymeren eines unsubstituierten oder C&sub1;-C4-alkyl- oder trimethylsilylsubstituierten Alkins oder Dialkins oder ausgewählt ist, oder (iv) ein Gemisch aus mehr als einer Art der erwähnten sauerstoffdurchlässigen Polymeren;
und
(B) mindestens einem ionendurchlässigen Polymersegment B, das von einem cyclischen Iminoether der folgenden Formel abgeleitet ist
worin R&sub9; Alkenyl, Alkyl oder Hydroxyalkyl mit jeweils 4 Kohlenstoffatomen oder das 2-Isocyanatoethylmethacrylat-Addukt des Hydroxyalkylrestes bedeutet und t den Wert 2 oder 3 hat;
wobei das Segment A und das Segment B durch eine nichthydrolysierbare
oder
- Bindung verknüpft sind und wobei das Copolymere mindestens eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe enthält.
Der Ausdruck "sauerstoffdurchlässiges Polymeres" bedeutet im. Zusammenhang mit der vorliegenden Beschreibung und den Ansprüchen das Polymerisationsprodukt eines polymerisierbaren Materials, das zur Polymerisation unter Bildung eines Polymeren mit hoher Sauerstoffpermeabilität befähigt ist. Zu diesen Materialien gehören Monomere, Oligomere, Makromere und dergl. sowie Gemische davon, die zur Polymerisation mit gleichen oder andersartigen polymerisierbaren Materialien unter Bildung eines Polymeren befähigt sind, das eine relativ hohe Rate der Sauerstoffdiffusion zeigt. Gleichermaßen handelt es sich bei einem "ionendurchlässigen Polymeren" um ein Polymerisationsprodukt aus einem polymerisierbaren Material, das zur Polymerisation unter Bildung eines Polymeren mit hoher Ionenpermeabilität befähigt ist. Diese Materialien umfassen Monomere, Oligomere, Makromere und dergl. sowie Gemische davon, die zur Polymerisation mit gleichartigen oder verschiedenartigen polymerisierbaren Materialien unter Bildung eines Polymeren befähigt sind, das eine relativ hohe Rate der Ionen- oder Wasserpermeation zeigt.
Ein Verfahren zur Herstellung eines Copolymeren gemäß der vorstehenden Definition umfasst folgende Stufen:
a) Bereitstellen mindestens einer thermisch oder photochemisch aktivierbaren, kationischen oder radikalischen Initiatorgruppe an mindestens einem Ende oder in einer seitenständigen Position einer Verbindung, die als Segment A im Copolymeren dient;
b) Durchführen einer Pfropfpolymerisation an der an dem Segment A vorliegenden Initiatorgruppe unter Verwendung eines Monomeren, aus dem sich das Segment B ableitet; und
c) Umsetzen des auf diese Weise erhaltenen segmentierten Copolymeren oder eines geeigneten Derivats davon mit einer funktionalisierten Verbindung, die eine polymerisierbare, ungesättigte Gruppe trägt. Polymere Produkte sind durch zusätzliche Polymerisation eines Copolymeren gemäß der vorstehenden Definition über die polymerisierbare(n), ungesättigte(n) Gruppe(n) gegebenenfalls in Gegenwart von weiteren Vinyl-Comonomeren und gegebenenfalls in Gegenwart von Vernetzungsmitteln mit einem Gehalt an mindestens 2 ungesättigten Gruppen erhältlich.
Die erfindungsgemäßen Formkörper umfassen ein polymeres Produkt gemäß der vorstehenden Definition. Beim Formkörper handelt es sich vorzugsweise um eine ophthalmische Vorrichtung zur Sehkorrektur, insbesondere um eine Kontaktlinse.
Ein bevorzugter Gegenstand der Erfindung ist eine ophthalmisch verträgliche, durchsichtige Linse, die sich für längere Zeitpannen in ständigem Kontakt mit Hautgewebe oder Tränenflüssigkeit eignet. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform der Erfindung handelt es sich um eine Sehkorrekturlinse zum langen Tragen, die sich in sicherer und bequemer Weise lange tragen lässt, ohne dass sie entfernt wird.
Ein weiterer Gegenstand der Erfindung besteht in der Verwendung eines amphiphilen, segmentierten Copolymeren gemäß der vorstehenden Definition für die Herstellung einer ophthalmischen Vorrichtung für die Sehkorrektur, insbesondere für eine Kontaktlinse, und in der Verwendung des Copolymeren oder eines polymeren Produkts gemäß der vorstehenden Definition zur Beschichtung der Oberfläche eines Gegenstands.
Die amphiphilen, segmentierten Copolymeren bestehen aus Segmenten mit hoher Sauerstoffpermeabilität und Segmenten mit hoher Ionen- und Wasserpermeabilität. Diese Segmente weisen als auf diesem Gebiet einzigartiges Merkmal eine kontrollierte Länge auf, was im Fall des ersten Segments, das als Substrat zum Pfropfen verwendet wird, auf die Tatsache zurückzuführen ist, dass handelsübliche Produkte oder getrennt hergestellte Polymere mit einer definierten Kettenlänge als Ausgangsmaterial verwendet werden können und dass bezüglich des wachsenden Segments die Kettenlänge durch die Menge der zugesetzten Monomeren und die Polymerisationsbedingungen gesteuert wird. Erfindungsgemäß werden amphiphile, segmentierte Copolymere erhalten, die zu Materialien weiterverarbeitet werden können, die eine definierte, in Mikrophasen getrennte Morphologie mit zwei sich gegeneinander durchdringenden kontinuierlichen Phasen aufweisen, wobei diese Morphologie sowohl in unvernetzten Filmen als auch in vernetzten Endprodukten, z. B. Kontaktlinsen, vorliegt. Über die Länge der Segmente der hydrophilen und hydrophoben Blöcke ist es nicht nur möglich, die Größe der Mikrodomänen (< 150 nm für optisch klare Materialien) einzustellen, sondern es kann auch die perkulierende Struktur der Mikrophasen, einschließlich der Wege für Gase, Wasser und Ionen, in steuerbarer Weise eingestellt werden. Die polymeren Produkte und die vernetzten Endprodukte (Formkörper), die aus den erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren erhalten worden sind, weisen somit eine bikontinuierliche Morphologie auf, bei der die sauerstoffdurchlässigen Segmente A eine hohe Sauerstoffpermeabilität über die gesamte Dicke des Formkörpers (z. B. der Kontaktlinse) gewährleistet, was für eine angemessene Sauerstoffversorgung der Hornhaut wesentlich ist, und die ionendurchlässigen Segmente B eine hohe Wasser- und Ionenpermeabilität gewährleisten, was für eine angemessene Beweglichkeit der Linse auf dem Auge wesentlich ist.
In den erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren sind die hydrophilen und hydrophoben Blöcke miteinander über kovalente, nichthydrolysierbare Bindungen verknüpft, die zur chemischen Stabilität der Produkte beitragen. Die Copolymeren weisen mindestens eine polymerisierbare, ungesättigte Gruppe auf und können somit einer weiteren Polymerisation, gegebenenfalls mit anderen Vinylmonomeren, oder einer Vernetzungsreaktion mit Vernetzungsmitteln unterliegen. Die Copolyfüeren können auch mehr als eine polymerisierbare, ungesättigte Gruppe aufweisen und somit wirksamen direkten Vernetzungsreaktionen unter Bildung von rasch härtenden Materialien unterliegen.
Die erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren können zur Herstellung von ophthalmischen Vorrichtungen und insbesondere von weichen Kontaktlinsen verwendet werden. Weitere, nicht-beschränkende Anwendungsgebiete sind biomedizinische Materialien und Implantate, z. B. Intraokularlinsen, künstliche Hornhautprodukte und Membranen. Sie können auch außerhalb des Gebiets der ophthalmischen Vorrichtungen als Überzüge, z. B. in Arzneistoffabgabesystemen, sowie als Filme, Folienmaterialien und Formkörper für verschiedene Zwecke verwendet werden.
Auf allen vorstehend erwähnten Anwendungsgebieten werden die erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren und die durch weitere Polymerisation und/oder Vernetzung daraus erhaltenen polymeren Produkte in vorteilhafter Weise aufgrund ihrer kontrollierten Morphologie, ihres verbesserten Eigenschaftenprofils, ihrer ausgeprägten Langzeitstabilität, ihrer verbesserten Reproduzierbarkeit und ihrer geringen Ausfallrate eingesetzt.

Ausführliche Beschreibung der Erfindung

1. Amphiphile, segmentierte Copolymere

Das erfindungsgemäße amphiphile, segmentierte Copolymere umfasst mindestens ein Segment A, das ein sauerstoffdurchlässiges Polymeres gemäß den nachstehenden Beispielen umfasst, d. h. ein Polymeres, das eine relativ hohe Sauerstoffdiffusionsrate zeigt. Ferner müssen diese Materialien ophthalmisch verträglich sein. Diese sauerstoffdurchlässigen Polymeren umfassen Polysiloxane, Perfluoralkylether und spezielle ungesättigte Polymere. Das sauerstoffdurchlässige Polymere kann auch hydrophile Gruppen enthalten.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung umfasst das sauerstoffdurchlässige Polymere im Segment A einen Polysiloxanblock mit terminalen Alkylengruppen der Formel (I)
in der n eine ganze Zahl mit einem Wert von 5 bis 200 bedeutet; Alk Alkylen mit bis zu 20 Kohlenstoffatomen bedeutet; 80-100% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Alkyl bedeuten und 0-20% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Alkenyl, Aryl, Fluoralkyl oder Cyanoalkyl bedeuten.
Gemäß einer bevorzugten Bedeutung ist n eine ganze Zahl mit einem Wert von 5 bis 120, insbesondere von 10 bis 100 und ganz besonders von 20 bis 80.
Vorzugsweise bedeuten 80-100%, insbesondere 85-100% und ganz besonders 90-100% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Niederalkyl mit bis zu 8 Kohlenstoffatomen, insbesondere Niederalkyl mit bis zu 4 Kohlenstoffatomen und ganz besonders Niederalkyl mit bis zu 2 Kohlenstoffatomen. Eine noch mehr bevorzugte Bedeutung von R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; ist Methyl.
Vorzugsweise bedeuten 0-20%, insbesondere 0-15% und ganz besonders 0-10% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Niederalkenyl, unsubstituiertes oder durch Niederalkyl oder Niederalkoxy substituiertes Phenyl, Fluor-(niederalkyl), z. B. Trifluorpropyl oder Cyano- (niederalkyl).
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung umfasst das sauerstoffdurchlässige Polymere im Segment A einen Perfluoralkylpolyetherblock der Formel (1I)
-(E)k-Z-CF&sub2;-(OCF&sub2;)x-(OCF&sub2;CF&sub2;)y-OCF&sub2;-Z-(E)k (II)
in der x + y eine Zahl im Bereich von 10 bis 100 bedeuten, die Reste Z jeweils unabhängig voneinander einen zweiwertigen Rest mit bis zu 12 Kohlenstoffatomen oder eine Bindung bedeuten; die Reste E jeweils unabhängig voneinander Alkoxy, z. B. -(OCH&sub2;CH&sub2;)q-, bedeuten, wobei q einen Wert von 0 bis 2 als statistischer Mittelwert hat, und wobei die Bindung -Z-E- die Sequenz -Z-(OCH&sub2;CH2)q- darstellt; und k den Wert 0 oder 1 hat.
Z bedeutet vorzugsweise eine Bindung, Niederalkylen oder -CONH- Arylen, wobei der -CO-Rest mit einer CF&sub2;-Gruppe verknüpft ist. Z bedeutet insbesondere Niederalkylen und ganz besonders Methylen.
Die Perfluoralkoxyeinheiten OCF&sub2; und OCF&sub2;CF&sub2; mit den Indices x und y in der Formel (II) können eine statistische Verteilung aufweisen. Die Summe der Indices x + y hat vorzugsweise einen Wert im Bereich von 10 bis 50 und insbesondere von 10 bis 30. Das Verhältnis x:y liegt vorzugsweise im Bereich von 0,5 bis 1,5 und insbesondere im Bereich von 0,8 bis 1, 2. Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung umfasst das sauerstoffdurchlässige Polymere im Segment A ein ungesättigtes Polymeres, bei dem es sich beispielsweise um ein Polymeres eines konjugierten, aliphatischen oder alicyclischen Diens, das durch Halogen oder Niederalkyl substituiert sein kann, oder um ein Polymeres eines Alkins oder Dialkins, das durch Niederalkyl oder Trimethylsilyl substituiert sein kann, handelt.
Spezielle Beispiele für bevorzugte Polymere von konjugierten Dienen sind cis-, trans-, iso- oder syndiotaktisches Poly-1,2-butadien, Poly- 1,4-butadien oder Polyisopren, Poly-pentenamer, Polychloropren und Polypiperylen. Ein Beispiel für ein Polyalkin ist Poly-1- trimethylsilylpropin.
Ein besonders bevorzugtes ungesättigtes Polymeres wird unter syndiotaktischem Poly-1,2-butadien, Poly-1,4-butadien und Polyisopren ausgewählt.
Ein besonders bevorzugtes ungesättigtes Polymeres ist Poly-1- trimethylsilylpropin.
Ein weiteres bevorzugtes ungesättigtes Polymeres ist Poly-1,4- butadien.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung kann das sauerstoffdurchlässige Polymere im Segment A eines der vorstehend aufgeführten Polymeren umfassen. Gemäß einer weiteren Ausführungsform kann das sauerstoffdurchlässige Polymere im Segment A mehr als eine Art von Polymeren gemäß den vorstehenden Ausführungen umfassen; es kann beispielsweise Perfluoralkylenpolyether- oder Polybutadien-Untersegmente (a) und Polysiloxan-Untersegmente (b) umfassen.
In diesem Fall ist die Anzahl der Untersegmente (b) im Segment A vorzugsweise größer als oder gleich der Anzahl der Untersegmente (a).
Das Verhältnis zwischen der Anzahl der Untersegmente (a) und (b) im Segment A beträgt vorzugsweise 3 : 4, 2 : 3, 1 : 2 oder 1:1.
Das Molverhältnis zwischen der Anzahl der Untersegmente (a) und (b) im Segment A beträgt insbesondere 2 : 3, 1 : 2 oder 1 : 1.
Das Molekulargewichtsmittel des Segments A, das die Untersegmente gemäß den vorstehenden Ausführungen umfasst, liegt im Bereich von etwa 1000 bis etwa 50 000, vorzugsweise im Bereich von etwa 3000 bis etwa
15 000 und ganz besonders im Bereich von etwa 5000 bis etwa 12 000. Die Gesamtzahl der Untersegmente (a) und (b) im Segment A liegt vorzugsweise im Bereich von 2 bis etwa 11, insbesondere im Bereich von 2 bis etwa 9 und ganz besonders im Bereich von 2 bis etwa 7. Das kleinste Segment A ist vorzugsweise aus einem Perfluor-Untersegment (a) und/oder einem Siloxan-Untersegment (b) zusammengesetzt.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform des Segments A, das vorzugsweise eine Zusammensetzung innerhalb der vorerwähnten Verhältnisse aufweist, weist das Segment A an jedem Ende ein Siloxan-Segment (b) auf.
Diese Zusammensetzungen in einem zweiwertigen Segment A liegen immer oberhalb und unterhalb einer durchschnittlichen statistischen Zusammensetzung. Dies bedeutet, dass beispielsweise auch einzelne Blockcopolymerreste, die identische wiederkehrende Einheiten enthalten, eingeschlossen sind, sofern die endgültige durchschnittliche Zusammensetzung den gemachten Angaben entspricht.
Zusätzlich zu dem mindestens einen Segment A, das ein sauerstoffdurchlässiges Polymeres umfasst, umfasst das erfindungsgemäße amphiphile segmentierte Copolymere mindestens ein Segment B, das ein ionendurchlässiges Polymeres gemäß den nachstehenden beispielhaften Angaben umfasst, d. h. ein Polymeres, das eine relativ hohe Ionendiffusionsrate zeigt. Ferner müssen diese Materialien ophthalmisch verträglich sein.
Das Segment B ist aus hydrophilen Monomeren zusammengesetzt, die mit dem Segment A über eine nicht-hydrolysierbare Bindung verknüpft sind. Zu speziellen Beispielen für hydrophile Monomere, die für das Segment B geeignet sind, gehören cyclische Iminoether.
Bei den cyclischen Iminoethern, die als hydrophile Monomere zum Aufbau des Segments B verwendet werden können, handelt es sich um cyclische Iminoetherverbindungen der Formel (VII)
in der R&sub9; einen Alkyl-, Hydroxyalkyl- oder Alkenylrest mit bis zu 4 Kohlenstoffatomen oder das 2-Isocyanatoethylmethacrylat-Addukt des Hydroxyalkylrestes bedeutet und t den Wert 2 oder 3 hat.
Wenn ein 2-Oxazolin mit einem Alkenylrest in der 2-Stellung als hydrophiles Monomeres verwendet wird, wird eine polymerisierbare, ungesättigte Gruppe innerhalb des Segments B (in einer Seitenkette) des amphiphilen, segmentierten Copolymeren bereitgestellt, die als die polymerisierbare, ungesättigte Gruppe dienen kann, die zur endgültigen Polymerisation zur Erzielung eines zur Herstellung eines Formkörpers, wie einer Kontaktlinse, geeigneten polymeren Produkts erforderlich ist, oder als eine zusätzliche polymerisierbare, ungesättigte Gruppe dienen kann, die die Möglichkeit einer direkten Vernetzung bei der Herstellung des Formkörpers bietet.
Ein besonders bevorzugter cyclischer Iminoether zur Verwendung bei der Herstellung des Segments B ist 2-Methyloxazolin.
Im erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren sind die Segmente A und B miteinander über eine nicht-hydrolysierbare Bindung verknüpft. Bei einer "nicht-hydrolysierbaren Bindung" im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung handelt es sich um eine kovalente Bindung, die durch eine übliche Hydrolysereaktion in Wasser oder einem Lösungsmittel, z. B. unter sauren oder basischen Bedingungen, nicht gespalten wird. "Nicht-hydrolysierbar" in diesem Sinn sind die Bindungen
Spezielle Beispiele für Bindungen, die im Rahmen der Bedeutung des vorstehend erläuterten Ausdrucks hydrolysierbar sind, sind Ester-, Amid- und Urethanbindungen.

2. Herstellung der amphiphilen, segmentierten Copolymeren

Die nicht-hydrolysierbare Bindung zwischen den Segmenten A und B im erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren wird erfindungsgemäß durch Polymerisation eines geeigneten hydrophilen Monomeren (das das Segment B liefert) in Gegenwart eines in geeigneter Weise funktionalisierten Segments A so gebildet, dass ein Block von Einheiten des hydrophilen Monomeren von der Seite der Funktionalisierung des Segments A aus wächst.
Das funktionalisierte Segment wird im Zusammenhang mit der vorliegenden Beschreibung auch als "Makroinitiator" bezeichnet. Eine polymere Verbindung, die ein sauerstoffdurchlässiges oder ionendurchlässiges Polymeres gemäß den vorstehenden Angaben umfasst, trägt terminale und/oder seitenständige Initiatorgruppen (I) gemäß der Darstellung in den folgenden schematischen Formeln für ein funktionalisiertes sauerstoffdurchlässiges Segment A
worin A das Segment A bedeutet, I eine Initiatorgruppe bedeutet und v einen Wert von 0 bis 20 hat.
Bei der Initiatorgruppe I kann es sich um eine thermisch oder photochemisch aktivierbare, kationische Initiatorgruppe oder um eine thermisch oder photochemisch aktivierbare, radikalische Initiatorgruppe handeln. Spezielle Beispiele für die bevorzugten photochemisch aktivierbaren, kationischen Initiatorgruppen sind Triflat (-O-SO&sub2;-CF3),
- I-(Iodid), -0-Mesyl, -0-Tosy1 und -C&sub1;+AgSbF&sub6;. Die besonders bevorzugte Initiatorgruppe ist die Triflatgruppe.
Die Initiatorgruppe ist mit dem Segment verknüpft, an dem (Segment A in den vorstehenden schematischen Formeln) sie in solcher Weise vorgesehen ist, dass sich eine kovalente, nicht-hydrolysierbare Bindung ergibt, und zwar zwischen der terminalen Gruppe dieses Segments und dem ersten Monomeren, das das wachsende Segment (Segment B in den nachstehenden schematischen Formeln) bildet, das während der Pfropfcopolymerisation zur Herstellung des amphiphilen, segmentierten Copolymeren am Ausgangssegment angebracht ist. Unter Pfropfen ist zu verstehen, dass an einem vorher gebildeten Polymeren weitere Polymerketten aus einem Monomeren entweder in terminaler oder in seitenständiger Position wachsen.
Die Initiatorgruppe I kann auf geeignete Weise in ein vorher gebildetes Polymeres eingeführt werden, beispielsweise durch Verknüpfung von kationischen oder thermischen Initiatorgruppen mit funktionellen Gruppen, die im Ausgangssegment vorhanden sind. Nur das letztgenannte Verfahren eignet sich zur Bereitstellung von seitenständigen Initiatorgruppen (vergl. c) in den vorstehenden schematischen Formeln). Die bevorzugten Triflatgruppen können beispielsweise durch Umsetzung von terminalen oder seitenständigen funktionellen Hydroxylgruppen mit aktivierten Trifluormethansulfonsäurederivaten, wie (CF&sub3;SO)&sub2;O, eingeführt werden.
Eine Pfropfpolymerisation eines geeigneten hydrophilen Monomeren in Gegenwart eines funktionalisierten Segments A gemäß der vorstehehden Darstellung ergibt amphiphile, segmentierte Copolymere, die sich schematisch durch die folgenden Formeln wiedergeben lassen:
Die erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren können somit in einer Ausführungsform aus nur einem einzigen Segment A und einem einzigen Segment B (A-B-Typ; Diblock) bestehen oder aus einem Segment A und zwei Segmenten B, die an den Enden angebracht sind (B-A-B-Typ; Triblock) oder sie können eine kombinierte Struktur aufweisen, wobei mehrere Segmente B seitenständig an einem Segment A (das selbstverständlich zusätzlich ein oder zwei terminale Segmente B tragen kann, die in den vorstehenden schematischen Formeln (c) nicht dargestellt sind) vorhanden sind.
Das Polymere, das das Ausgangssegment A bildet, weist üblicherweise ein Zahlenmittel des Molekulargewichts Mn von 500 bis 25 000, vorzugsweise von 800 bis 15 000 und insbesondere von 1000 bis 8000 auf. Die Länge von einem oder mehreren Segmenten B, die auf das Ausgangssegment pfropfcopolymerisiert sind, kann leicht gesteuert werden, indem man die Menge des Monomeren (hydrophil oder hydrophob), das für die Copolymerisation zugegeben wird, steuert. Auf diese Weise lassen sich leicht die Größe der Segmente und ihr Verhältnis steuern.
Die durch Pfropfen geeigneter hydrophiler oder hydrophober Monomerer auf ein Ausgangssegment erhaltenen segmentierten Copolymeren können bereits polymerisierbare ungesättigte Gruppen in den hydrophoben und/oder hydrophilen Segmenten enthalten, wenn beispielsweise ein hydrophobes Segment A ein dienpolymerartiges Polybutadien oder Polyisopren enthält oder wenn das zur Herstellung des hydrophilen Segments verwendete Monomere eine ungesättigte Seitenkette umfasst, z. B. 2-Allyloxazolin. Wenn keine polymerisierbaren ungesättigten Gruppen vorhanden sind oder auch dann, wenn derartige Gruppen vorhanden sind, ist es möglich, polymerisierbare ungesättigte Gruppen durch geeignete Reaktionen einzuführen, z. B. als Endgruppen oder auch als seitenständige Gruppen an den wachsenden Segmenten. Zu diesem Zweck kann die Pfropfpolymerisation des wachsenden Segments nach Erreichen einer geeigneten Kettenlänge beendet werden, und die am Kettenende vorhandene Initiatorgruppe wird beispielsweise unter Verwendung spezieller Reagenzien, wie Hydroxystyrol, Allylalkohol, HEMA, Propargylalkohol, Allylaminen und Propargylaminen, oder durch Verwendung von KOH/EtOH oder primären Aminen, die OH- oder -NH-Gruppen oder ungesättigte Gruppen am Ende des wachsenden Segments zurücklassen, verkappt. Hydroxylgruppen können ferner in die Copolymeren eingeführt werden, indem man geeignete Comonomere bei der Pfropfcopolymerisation verwendet, z. B. 2-Hydroxyalkyloxazoline. Die Hydroxyl- oder NH-Gruppen können sodann beispielsweise mit einem Isocyanat, das eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe trägt, umgesetzt werden. Bevorzugte Beispiele für derartige bifunktionelle Verbindungen sind 2-Isocyanatoethylmethacrylat (IEM), das besonders bevorzugt wird, und Vinylisocyanat, Allylisocyanat, Acryloylisocyanat, Styrolisocyanat, Vinylbenzylisocyanat, Propargylisocyanat und (Meth)acrylsäureanhydrid.
Auf diese Weise lässt sich, wie für eine spezielle Ausführungsform im nachstehenden Reaktionsschema dargestellt ist, ein erfindungsgemäßes amphiphiles, segmentiertes Copolymeres erhalten, bei dem ein sauerstoffdurchlässiges Segment A und ein ionendürchlässiges Segment B miteinander über eine nicht-hydrolysierbare Bindung verknüpft sind, wobei das Copolymere mindestens eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe enthält.
PDMS: Polydimethylsiloxan R2D: -CO-NH-CH&sub2;CH&sub2;-O-OC-C(CH&sub3;)=CH&sub2; IEM: 2-Isocyanatoethylmethacrylat Tf: Trifluormethylsulfonyl
Bei einem bevorzugten erfindungsgemäßen vernetzbaren oder polymerisierbaren, amphiphilen, segmentierten Copolymeren handelt es sich um ein Produkt, das durch ein die beiden folgenden Stufen umfassendes Verfahren erhältlich ist:
(a) Bereitstellen eines sauerstoffdurchlässigen Polymeren, bei dem es sich um (i) ein Polysiloxan, (ii) einen Perfluoralkylpolyether, (iii) ein ungesättigtes Polymeres, das unter unsubstituierten oder halogen- oder C&sub1;-C&sub4;-alkylsubstituierten, konjugierten, aliphatischen oder alicyclischen Dienen und Polymeren eines unsubstituierten oder C&sub1;-C&sub4;- alkyl- oder trimethylsilylsubstituierten Alkins oder Dialkins ausgewählt ist, oder (iv) ein Gemisch aus mehr als einer der vorstehend erwähnten Arten von sauerstoffdurchlässigen Polymeren, wobei das sauerstoffdurchlässige Polymere mindestens eine thermisch oder photochemisch aktivierbare, kationische oder radikalische Initiatorgruppe an mindestens einem Ende oder in seitenständiger Position des Polymeren aufweist;
(b) Durchführen einer Pfropfpolymerisation an der am Polymeren vorhandenen Initiatorgruppe unter Verwendung eines cyclischen Iminoethers der Formel
worin Rg Alkenyl, Alkyl oder Hydroxyalkyl mit jeweils bis zu 4 Kohlenstoffatomen bedeutet und t den Wert 2 oder 3 hat, wodurch ein Copolymeres mit mindestens einem sauerstoffdurchlässigen Segment A und einem ionendurchlässigen Segment B bereitgestellt wird, die miteinander über eine nicht-hydrolysierbare Bindung der Formeln
verknüpft sind;
(c) Verkappen der Initiatorgruppe am Kettenende mit einer Verbindung, die OH- oder NH-Gruppen oder ungesättigte Gruppen am Ende des wachsenden Segments zurücklässt; und
(d) für den Fall, dass OH- oder NH-Gruppen am Ende des wachsenden Segments vorhanden sind, Umsetzen der Hydroxyl- oder -NH-Gruppen mit einer bifunktionellen Verbindung, die eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe trägt.
Die erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren lassen sich in Gegenwart oder Abwesenheit eines Lösungsmittels herstellen. Vorteilhafterweise wird ein im wesentlichen inertes Lösungsmittel verwendet, d. h. ein Lösungsmittel, das an der Umsetzung nicht teilnimmt. Zu geeigneten Beispielen hierfür gehören Ether, wie Diethylether oder Diethylenglykoldimethylether, halogenierte Kohlenwasserstoffe, wie Chloroform oder Methylenchlorid, dipolare aprotische Lösungsmittel, wie Acetonitril, Aceton, Dimethylformamid (DME) oder Dimethylsulfoxid (DMSO), Kohlenwasserstoffe, wie Toluol oder Xylol, und ferner Pyridin oder N- Methylmorpholin. Je nach den Löslichkeitseigenschaften der Segmente A und der die Comonomeren bildenden Segmente B kann die Verwendung von Lösungsmittelgemischen von besonderem Vorteil sein.
Bei der Herstellung der erfindungsgemäßen amphiphilen, segmentierten Copolymeren kann die Umsetzungstemperatur beispielsweise -60 bis 150ºC und vorzugsweise 0 bis 80ºC betragen. Die Reaktionszeiten liegen im Bereich von etwa 15 Minuten bis 7 Tage und vorzugsweise im Bereich von etwa 2 bis 48 Stunden. Gegebenenfalls wird die Umsetzung unter Argon oder Stickstoff als Schutzgas durchgeführt.
Bei der urethanbildenden, terminalen Funktionalisierungsreaktion wird vorteilhafterweise ein geeigneter Katalysator, z. B. Dibutylzinndilaurat (DBTDL), verwendet.

3. Polymere Produkte

Die vorliegende Erfindung betrifft ferner ein polymeres Produkt, das durch weitere Polymerisation und/oder Vernetzung mindestens eines amphiphilen, segmentierten Copolymeren gemäß der vorstehenden Definition und gegebenenfalls mindestens eines Vinylcomonomeren (a) erhältlich ist: Beim bevorzugten polymeren Produkt liegt der Gewichtsanteil eines amphiphilen, segmentierten Copolymeren im Bereich von 100 bis 50 %, insbesondere im Bereich von 100 bis 80% und ganz besonders im Bereich von 100 bis 90%, bezogen auf das gesamte polymere Produkt.
Das polymere Produkt lässt sich durch direkte weitere thermische oder photochemische Polymerisation oder Vernetzung des amphiphilen, segmentierten Copolymeren ohne Zugabe von Comonomeren in Gegenwart eines geeigneten Initiators erhalten. Somit handelt es sich bei einem bevorzugten polymeren Produkt um ein Copolymerisationsprodukt aus einem oder mehreren amphiphilen, segmentierten Copolymeren, die jeweils mindestens zwei vernetzbare Gruppen aufweisen.
Alternativ kann die Vernetzung unter Zugabe eines Comonomeren (a) und/oder eines Vernetzungsmittels, beispielsweise eines polyungesättigten Comonomeren (b) erreicht werden. Auch Gemische von Diblock-, Triblock-, und/oder Kombinationstyp-Copolymeren gemäß den vorstehenden Erläuterungen können zusätzlich polymerisiert und vernetzt werden.
Bei einem bevorzugten polymeren Produkt ist das Comonomere (a) nicht vorhanden und es handelt sich um ein Homopolymeres oder um ein polymeres Netzwerk, das ausschließlich aus dem amphiphilen, segmentierten Copolymeren zusammengesetzt ist.
Bei einem im polymeren Produkt vorhandenen Comonomeren (a) kann es sich um ein hydrophiles oder hydrophobes Comonomeres oder um ein Gemisch davon handeln. Zu geeigneten Comonomeren gehören insbesondere die Comonomeren, die üblicherweise bei der Herstellung von Kontaktlinsen und biomedizinischen Materialien verwendet werden.
Unter einem hydrophoben Comonomeren (a) ist ein Monomeres zu verstehen, das typischerweise ein Homopolymeres ergibt, das in Wasser unlöslich ist und weniger als 10 Gew.-% Wasser absorbieren kann.
In analoger Weise ist unter einem hydrophilen Comonomeren (a) ein Monomeres zu verstehen, das typischerweise ein Homopolymeres ergibt, das in Wasser löslich ist oder mindestens 10 Gew.-% Wasser absorbieren kann.
Zu geeigneten hydrophoben Comonomeren (a) gehören (ohne Beschränkung hierauf) C&sub1;-C&sub4;-Alkyl- und C&sub3;-C&sub1;&sub8;-Cycloalkylacrylate und -methacryläte, C&sub3;-C&sub1;&sub8;-Alkylacrylamide und -methacrylamide, Acrylnitril, Methacrylnitril, Vinyl-C&sub1;-Clg-Alkanoate, C&sub2;-C&sub1;&sub8;-Alkene, C&sub2;-C&sub1;&sub8;-Halogenalkene, Styrol, (Niederalkyl)-styrol, C&sub4;-C&sub1;&sub2;-Alkylvinylether, C&sub2;-C&sub1;&sub0;- Perfluoralkylacrylate und -methacrylate und die entsprechenden, partiell fluorierten Acrylate und Methacrylate, C&sub3;-C&sub1;&sub2;- Perfluoralkylethylthiocarbonylaminoethylacrylate und -methacrylate, Acryloxy- und Methacryloxyalkylsiloxane, N-Vinylcarbazol, C&sub1;-C&sub1;&sub2;- Alkylester von Maleinsäure, Fumarsäure, Itaconsäure, Mesaconsäure und dergl. Bevorzugt werden Acrylnitril, C&sub1;-C&sub4;-Alkylester sowie Perfluoralkyl- und Siloxanylalkylester von vinylisch ungesättigten Carbonsäuren mit 3 bis 5 Kohlenstoffatomen oder Vinylester von Carbonsäuren mit bis zu 5 Kohlenstoffatomen.
Zu Beispielen für geeignete hydrophobe Comonomere (a) gehören Methylacrylat, Ethylacrylat, Propylacrylat, Isopropylacrylat, Cyclohexylacrylat, 2-Ethylhexylacrylat, Methylmethacrylat, Ethylmethacrylat, Propylmethacrylat, Butylacrylat, Vinylacetat. Vinylpropionat, Vinylbutyrat, Vinylvalerat, Styrol, Chloropren, Vinylchlorid, Vinylidenchlorid, Acrylnitril, 1-Buten, Butadien, Methacrylnitril, Vinyltoluol, Vinylethylether,Perfluorhexylethylthiocarbonylaminoethylmethacrylat, Isobornylmethacrylat, Trifluorethylmethacrylat, Hexafluorisopropylmethacrylat, Hexafluorbutylmethacrylat, Tristrimethylsilyloxysilylpropylmethacrylat (TRIS) und 3- Methacryloxypropylpentamethyldisiloxan (DSPMA).
Bevorzugte Beispiele für hydrophobe Comonomere (a) sind Methylmethacrylat, TRIS und Acrylnitril.
Zu geeigneten hydrophilen Comonomeren (a) gehören (ohne Beschränkung hierauf) hydroxylsubstituierte Niederalkylacrylate und -methacrylate, Acrylamid, Methacrylamid, (Niederalkyl)-acrylamide und -methacrylamide, N,N-Dialkylacrylamide, ethoxylierte Acrylate und -methacrylate, Polyethylenglykolmono(meth)acrylate und Polyethylenglykolmonomethylether(meth)acrylate, hydroxylsubstituierte (Niederalkyl)-acrylamide und -methacrylamide, hydroxylsubstituierte Niederalkylvinylether, Natriumvinylsulfonat, Natriumstyrolsulfonat, 2- Acrylamido-2-methylpropansulfonsäure, N-Vinylpyrrol, N-Vinyl-2- pyrrolidon, 2-Vinyloxazolin, 2-Vinyl-4,4'-dialkyloxazolin-5-on, 2-und 4- Vinylpyridin, vinylisch ungesättigte Carbonsäuren mit insgesamt 3 bis 5 Kohlenstoffatomen, Amino-(niederalkyl)- [wobei der Ausdruck "Amino" auch quaternäres Ammonium umfasst] -mono-(niederalkylamino)-(niederalkyl)- und - di-(niederalkylamino)-(niederalkyl)-acrylate und -methacrylate, Allylalkohole und dergl. Bevorzugt werden beispielsweise N-Vinyl-2- pyrrolidon, Acrylamid, Methacrylamid, hydroxylsubstituierte niedere Alkylacrylate und -methacrylate, hydroxylsubstituierte (Niederalkyl)- acrylamide und -methacrylamide und vinylisch ungesättigte Carbonsäuren mit insgesamt 3 bis 5 Kohlenstoffatomen.
Zu Beispielen für geeignete hydrophile Comonomere (a) gehören Hydroxyethylmethacrylat (HEMA), Hydroxyethylacrylat, Hydroxypropylacrylat, 3-Trimethylammonium-2- hydroxypropylmethacrylatchlorid (Blemer, QA, beispielsweise von der Fa. Nippon Oil), Dimethylaminoethylmethacrylat (DMAEMA), Dimethylaminoethylmethacrylamid, Acrylamid, Methacrylamid, N,N- Dimethylacrylamid (DMA), Allylalkohol, Vinylpyridin, Glycerinmethacrylat, N-1,1-Dimethyl-3-oxobutyl)-acrylamid, N-Vinyl-2-pyrrolidon (NVP), Acrylsäure, Methacrylsäure und dergl.
Zu bevorzugten hydrophilen Comonomeren (a) gehören 2- Hydroxyethylmethacyrylat, Dimethylaminoethylmethacrylat, Trimethylammonium-2-hydroxypropylmethacrylatchlorid, N,N- Dimethylacrylamid und N-Vinyl-2-pyrrolidon.
Ein polymeres Netzwerk kann gegebenenfalls durch Zugabe eines Vernetzungsmittels, beispielsweise eines polyungesättigten Comonomeren (b), verstärkt werden. In diesem Fall wird der Ausdruck "vernetzte Polymere" verwendet. Die Erfindung betrifft somit ferner ein vernetztes polymeres Produkt, das das Produkt der Polymerisation und Vernetzung eines amphiphilen, segmentierten Copolymeren, gegebenenfalls mit mindestens einem vinylischen Comonomeren (a) und mit mindestens einem Vernetzungsmittel (b), umfasst.
Zu Beispielen für typische Vernetzungsmittel (b) gehören Allyl(meth)acrylat, Niederalkylenglykoldi(meth)acrylat, Poly- (niederalkylen)-glykoldi(meth)acrylat, Niederalkylendi(meth)acrylat, Divinylether, Divinylsulfon, Di- und Trivinylbenzol, Trimethylolpropantri(meth)acrylat, Pentaerythrittetra(meth)acrylat, Bisphenol A-di(meth)acrylat, Methylenbis(meth)acrylamid, Triallylphthalat und Diallylphthalat, α,ω-Bis-(methacryloxyalkyl)-oligosiloxane, wie Bis- (methacryloxypropyl)-tetramethyldisiloxan und Perfluoralkyl- oder Perfluoralkylether-bis-(meth)acrylate.
Der Anteil des verwendeten Vernetzungsmittels (b) wird als Gewichtsanteil in Bezug auf das gesamte Polymere angegeben und liegt im Bereich von 20 bis 0,05%, vorzugsweise im Bereich von 10 bis 0,1% und insbesondere im Bereich von 5 bis 0,1%.
Die polymeren Produkte werden auf an sich bekannte Weise aus den entsprechenden Monomeren (der Ausdruck Monomeres umfasst hier auch ein amphiphiles, segmentiertes Copolymeres) durch eine dem Fachmann geläufige Polymerisationsreaktion hergestellt. Üblicherweise wird ein Gemisch der vorerwähnten Monomeren unter Zugabe eines Mittels zur Bildung von freien Radikalen erwärmt. Beispiele für derartige Mittel zur Bildung von freien Radikalen sind Azoisobutyronitril (AIBN), Kaliumperoxodisulfat, Dibenzylperoxid, Wasserstoffperoxid und Natriumpercarbonat.
Beispielsweise entstehen beim Erwärmen dieser Verbindungen freie Radikale unter Homolyse, die dann beispielsweise eine Polymerisation einleiten können.
Eine Polymerisationsreaktion kann in besonders bevorzugter Weise unter Verwendung eines Photoinitiators durchgeführt werden. In diesem Fall wird der Ausdruck "Photopolymerisation" verwendet. Bei der Photopolymerisation ist es zweckmäßig, einen Photoinitiator zuzusetzen, der die freiradikalische Polymerisation und/oder Vernetzung unter Einsatz von Licht einleiten kann. Zu Beispielen hierfür gehören die dem Fachmann geläufigen Produkte. Geeignete Photoinitiatoren sind insbesondere Benzoinmethylether, 1-Hydroxycyclohexylphenylketon, Darocure- und Irgacure-Produkte, vorzugsweise Darocure 1173R und Irgacure 2959R. Ferner geeignet sind reaktive Photoinitiatoren, die beispielsweise einem. Makromeren einverleibt werden können oder als ein spezielles Comonomeres (a) verwendet werden können. Beispiele hierfür finden sich in EP- 0 632 329. Die Photopolymerisation kann durch aktinische Strahlung, wie Licht, insbesondere UV-Licht einer geeigneten Wellenlänge, eingeleitet werden. Die speziellen Bedingungen können gegebenenfalls durch Zugabe von geeigneten Photosensibilisatoren in angemessener Weise gesteuert werden.
Eine Polymerisation kann in Gegenwart oder Abwesenheit eines Lösungsmittels durchgeführt werden. Zu geeigneten Lösungsmitteln gehören prinzipiell sämtliche Lösungsmittel, die die verwendeten Monomeren lösen, z. B. Wasser, Alkohole, wie niedere Alkanole, z. B. Ethanol oder Methanol, ferner Carboxamide, wie Dimethylformamid, dipolare, aprotische Lösungsmittel, wie Dimethylsulfoxid oder Methylethylketon, Ketone, z. B. Aceton oder Cyclohexanon, Kohlenwasserstoffe, z. B. Toluol, Ether, wie THF, Dimethoxyethan oder Dioxan, halogenierte Kohlenwasserstoffe, z. B. Trichlorethan, sowie Gemische von geeigneten Lösungsmitteln, z. B. Gemische aus Wasser und einem Alkohol, wie ein Wasser/Ethanol- oder Wasser/Methanol-Gemisch.

4. Endprodukte

Die polymeren Produkte oder vernetzten polymeren Produkte lassen sich in an sich bekannter Weise als Formkörper, insbesondere unter Formgebung zu Kontaktlinsen, herstellen, indem man beispielsweise die Photopolymerisation oder Photovernetzung des polymeren Produkts in einer geeigneten Kontaktlinsenform durchführt. Die Erfindung betrifft somit ferner Formkörper, die im wesentlichen die neuen polymeren Produkte oder vernetzten polymeren Produkte umfassen. Weitere Beispiele für Formkörper neben Kontaktlinsen sind biomedizinische Gegenstände oder insbesondere ophthalmische Formkörper, z. B. künstliche Hornhautprodukte, Intraokularlinsen, Augenbinden, für chirurgische Zwecke verwendete Formkörper, wie Herzklappen und künstliche Arterien, ferner Überzüge, Filme oder Membranen, beispielsweise Membranen für die Diffusionskontrolle, ferner Teilchen, insbesondere Mikroteilchen, Kapseln, insbesondere Mikrokapseln, Filme und Pflaster für Arzneistoffabgabesysteme.
Eine spezielle Ausführungsform der Erfindung ist auf Kontaktlinsen abgestellt, die vorwiegend das polymere Produkt oder das vernetzte polymere Produkt, das das erfindungsgemäße amphiphile, segmentierte Copolymere enthält, umfassen oder daraus bestehen. Derartige Kontaktlinsen weisen eine Reihe von ungewöhnlichen und äußers t vorteilhaften Eigenschaften auf. Zu diesen Eigenschaften gehören beispielsweise ihre hervorragende Verträglichkeit mit der menschlichen Hornhaut (gegebenenfalls nach einer geeigneten Oberflächenbehandlung (Beschichtung)) und mit Tränenflüssigkeit, wobei diese Verträglichkeit auf einem ausgewogenen Verhältnis zwischen Wassergehalt, Sauerstoffdurchlässigkeit und mechanischen und adsorptiven Eigenschaften beruht. Dies führt zu einem ausgeprägten Tragekomfort und dem Ausbleiben von Reizungen und allergischen Wirkungen. Aufgrund ihrer günstigen Durchlässigkeitseigenschaften in Bezug auf verschiede Salze, Nährstoffe, Wasser und verschiedene andere Komponenten von Tränenflüssigkeit sowie Gasen (CO&sub2; und O&sub2;) üben die erfindungsgemäßen Kontaktlinsen keinen oder praktisch keinen Einfluss auf die natürlichen Stoffwechselvorgänge in der Hornhaut aus. Im Gegensatz zu zahlreichen anderen siloxan- oder perfluoralkylhaltigen Kontaktlinsen weisen Linsen, die das erfindungsgemäße amphiphile, segmentierte Copolymere als wesentlichen Bestandteil enthalten, keine unerwünschte Saugnapfwirkung auf. Ferner weisen die Kontaktlinsen eine hohe Maßhaltigkeit und Lebensdauer auf.
Die vorliegende Erfindung betrifft ferner Kontaktlinsen, die im wesentlichen eines der erfindungsgemäßen polymeren Produkte oder vernetzten polymeren Produkte enthalten, wobei es sich bei diesen Produkten um wasserhaltige, weiche Kontaktlinsen und ophthalmische Implantate handelt.
Die Erfindung betrifft ferner Kontaktlinsen, die im wesentlichen eines der erfindungsgemäßen polymeren Produkte oder vernetzten polymeren Produkte enthalten, wobei es sich bei diesen Produkten um flexible, gasdurchlässige (RGP) Kontaktlinsen und ophthalmische Implantate mit niedrigem Wassergehalt handelt.
Sämtliche vorerwähnten Vorteile gelten nicht nur für Kontaktlinsen, sondern auch für die übrigen erfindungsgemäßen Formkörper.
Die vorliegende Erfindung betrifft ferner die Verwendung eines neuen Makromeren der vorstehenden Formel oder eines daraus hergestellten polymeren Produkts oder vernetzten polymere Produkts gemäß den vorstehenden Ausführungen zur Beschichtung eines Substrats, z. B. von Glas, Keramik oder Metall und vorzugsweise von anderen Polymersubstraten, z. B. von ophthalmisch einsetzbaren Produkten, wie Kontaktlinsen, Intraokularlinsen und Augenbinden, sowie von medizinisch einsetzbaren Produkten, z. B. in chirurgischen oder pharmazeutischen Systemen, wobei in den letztgenannten Fällen (ophthalmische Anwendungen) hydrophile Beschichtungen bevorzugt werden.
Die polymeren Produkte eignen sich auch zur Verwendung als Hornhautimplantate oder künstliche Hornhautprodukte sowie als Zellwachstumssubstrate, als Materialien zum Fixieren und Züchten von tierischen Zellen in vitro und in vivo, als medizinische Implantate, z. B. als implantierbare, semipermeable Membranmaterialien, als künstliche Disci, als Gewebeimplantate für die kosmetische Chirurgie, als Materialien zur Reparatur und zum Ersatz von Knorpeln, als Implantate mit einem Gehalt an hormonfreisetzenden Zellen, z. B. Inseln von Langerhans- Zellen, als Brustimplantate oder als künstliche Gelenke.
Ferner betrifft die Erfindung ein Hornhautimplantat, das aus einem polymeren Produkt gemäß den vorstehenden Ausführungen hergestellt worden ist. Ein Hornhautimplantat dieses Typs lässt sich unter Verwendung des vorstehend für die Herstellung von Kontaktlinsen beschriebenen Verfahrens erzeugen. Hornhautimplantate lassen sich unter Anwendung herkömmlicher chirurgischer Verfahren implantieren, beispielsweise unter, in oder durch das Epithelgewebe der Hornhaut oder in das Stroma der Hornhaut oder in andere Gewebeschichten der Hornhaut. Derartige Implantate können die optischen Eigenschaften der Hornhaut modifizieren, beispielsweise im Sinn einer Korrektur einer Sehstörung und/oder durch Modifikation des Erscheinungsbilds des Auges, z. B. der Pupillenfärbung. Ein Hornhautimplantat kann den Bereich über der optischen Achse, der die Pupille beim Implantieren bedeckt und die Sehfähigkeit gewährleistet, sowie ferner den die Peripherie der optischen Achse umgebenden Bereich abdecken. Das Implantat kann über den gesamten Bereich die gleichen visuellen Eigenschaften aufweisen.
Es wurde festgestellt, dass der Strom von hochmolekularen Komponenten der Gewebeflüssigkeit, z. B. von Proteinen oder Glycoproteinen, wie Wachstumsfaktoren, Peptiden, Hormonen oder Proteinen, die für den Transport von essentiellen Metallionen durch das Hornhautimplantat verantwortlich sind, insbesondere zwischen Epithelzellen und Stromazellen und sogar hinter dem Endothel sowohl für das Überleben des Gewebes als auch für die Lebensfähigkeit des Gewebes außerhalb und innerhalb eines Hornhautimplantats wichtig sind. Ein Hornhautimplantat wird daher vorzugsweise mit einer Porosität hergestellt, die ausreichend ist, um den in physiologischen Flüssigkeiten enthaltenen gelösten Bestandteilen mit einem Molekulargewicht von > 10 000 Dalton ein Durchtreten zu ermöglichen, wodurch ein Strom von Komponenten der Gewebeflüssigkeit zusätzlich, zu dem Strom von niedermolekularen Nährstoffkomponenten, wie Glucose, Lipide oder Aminosäuren, oder von Atmungsgasen zwischen den Zellen auf beiden Seiten eines Implantats gewährleistet wird.
Die Porosität eines Hornhautimplantats wird entweder durch das Polymermaterial, aus dem es hergestellt wird, gewährleistet oder es können Poren zusätzlich in ein neues Polymeres nach einem der zahlreichen bekannten Verfahren eingeführt werden, wie sie beispielsweise in folgenden Druckschriften beschrieben sind: WO-90/07 575, WO-91/07 687, US-5 244 799, US-5 238 613, US-4 799 931 und US-5 213 721.
Unabhängig von dem Verfahren, das zur Erzielung der erforderlichen Porosität eines neuen Implantats herangezogen wird, weist ein Implantat vorzugsweise eine Porosität auf, die Proteinen und anderen biologischen Makromolekülen mit einem Molekulargewicht bis zu 10 000 Dalton oder mehr, beispielsweise mit einem Molekulargewicht von 10 000 bis 1 000 000 Dalton, die Passage ermöglicht, die jedoch nicht so groß ist, dass vollständige Zellen passieren und in den Bereich über der optischen Achse des Implantats eindringen können. Sofern die Porosität des Implantats durch Poren gewährleistet wird, enthält die Fläche über der optischen Achse eine Mehrzahl von Poren, deren Anzahl nicht beschränkt ist, die aber ausreichend sein soll, um den freien Fluss von Gewebekomponenten zwischen der äußeren und inneren Region eines Implantats zu ermöglichen. Die Poren über der Fläche der optischen Achse verursachen vorzugsweise keine Streuung des sichtbaren Lichts in einem Ausmaß, das Schwierigkeiten bezüglich der Sehkorrektur hervorrufen würde. Der in den vorstehenden und folgenden Ausführungen verwendete Ausdruck "Pore" bedeutet Poren, die keinen geometrischen Beschränkungen unterliegen und eine regelmäßige oder eine unregelmäßige Morphologie aufweisen. Die Angaben über die Porengröße bedeuten nicht, dass sämtliche Poren den gleichen Durchmesser haben, sie sind vielmehr als durchschnittliche Durchmesser anzusehen.
Im Bereich außerhalb der optischen Achse kann das Hornhautimplantat die gleiche Porosität wie im Bereich der optischen Achse aufweisen. Dieser periphere Bereich eines Implantats, der den Bereich der optischen Achse umgibt, wird auch als Saum bezeichnet. Im Gegensatz zum Bereich der optischen Achse kann dieser Bereich das Einwachsen von kornealen Zellen unter Verankerung des Implantats im Auge ermöglichen.
Die Porosität im Saum kann auch ein unabhängiges Merkmal des Materials, aus dem der Saum gebildet ist, darstellen. Wenn der Saum aus dem gleichen Material wie der Bereich über der optischen Achse gefertigt ist, lassen sich Poren einführen, die einerseits am Saum und andererseits über der optischen Achse unterschiedliche Durchmesser aufweisen. Auf der anderen Seite kann der Saum aus einem von dem Material über der optischen Achse unterschiedlichen Material gefertigt werden, wobei in diesem Fall, wie vorstehend erwähnt, die Porosität im Saum größer als über der optischen Achse sein kann. Der Saum umfasst vorzugsweise ein optisch klares Polymeres, entsprechend dem Produkt über der optischen Achse.
Jedoch kann der Saum auch ein Material umfassen, das optisch nicht klar ist, oder aus einem porösen Material, das optisch nicht klar ist, hergestellt werden.
Das erfindungsgemäße polymere Produkt oder vernetzte polymere Produkt kann Träger einer Kolonisierung mit Gewebezellen, beispielsweise vaskulären Endothelzellen, Fibroblasten oder in Knochen gebildeten Zellen sein. Zur Stimulation der Zellhaftung und des Zellwachstums muss keine spezielle Oberflächenbeschaffenheit vorliegen. Dies ist vorteilhaft, da dadurch die Verfahrenskosten nieder gehalten werden können. Auf der anderen Seite kann das polymere Produkt einer Oberflächenbehandlung nach bekannten Verfahren unterzogen werden, beispielsweise einer Plasmabehandlung einer Oberfläche durch Hochfrequenz-Glühentladung, wie es beispielsweise in US-4 919 659 und WO-89/00220 beschrieben ist, oder durch Bestrahlung, chemische Behandlung oder photochemische Oberflächenpfropfung.
Das erfindungsgemäße polymere Produkt oder vernetzte polymere Produkt kann auf seiner Oberfläche mit einer oder mehreren Komponenten beschichtet werden, um beispielsweise das Wachstum von Gewebe zu fördern. Zu Beispielen für derartige Materialien gehören Fibronectin, Chondroitinsulfat, Kollagen, Laminin, Zellhaftproteine, in der Kälte unlösliches Globulin, Chondronectin, epidermale Wachstumsfaktoren, Muskelfaserproteine und/oder Derivate, aktive Fragmente und Gemische davon. Fibronectin, epidermale Wachstumsfaktoren und/oder Derivate, aktive Fragmente und Gemische davon sind besonders geeignet. Eine Oberflächenbeschichtung dieses Typs kann gegebenenfalls auch nach einer gemäß den vorstehenden Angaben durchgeführten Oberflächenmodifikation vorgenommen werden. Bei einem neuen Polymeren können in vorteilhafter Weise eine Mehrzahl von derartigen Eigenschaften vereinigt werden, beispielsweise die Haftung von Zellen mit guter Biostabilität und Beständigkeit gegen Ablagerungen.
Die mechanischen Eigenschaften des erfindungsgemäßen polymeren Produkts oder vernetzten polymeren Produkts eignen sich zur Verwendung als Hornhautimplantat, wobei das Material vorzugsweise ein Modul von 0,5- 10 MPa aufweist. Ein Modul in diesem Bereich ergibt ein Hornhautimplantat mit geeigneter Flexibilität, so dass es zum Einsetzen in das Auge geeignet ist, beispielsweise über dem Bereich der Bowman-Membran.
Das erfindungsgemäße polymere Produkt oder vernetzte polymere Produkt kann ferner als Zellwachstumssubstrat verwendet werden, beispielsweise in Einrichtungen zur Zellzüchtung, wie Werkzeugen, Flaschen, Schalen und dergl., ferner in biologischen Reaktoren, z. B. bei der Herstellung von wertvollen Proteinen und anderen Zellkulturkomponenten.

5. Kontaktlinsen zum langen Tragen

Ein wichtiger Aspekt der vorliegenden Erfindung bezieht sich auf Kontaktlinsen, die ein erfindungsgemäßes amphiphiles, segmentiertes Copolymeres enthalten, wobei die Kontaktlinsen aufgrund der hervorragenden Eigenschaften der Copolymeren, einschließlich der hohen Sauerstoffdurchlässigkeit, der guten Beweglichkeit auf dem Auge und der hohen Permeabilität für Ionen und Wasser, für längere Tragezeiten, z. B. bis zu 30 Tagen, herangezogen werden können,
Die "Sauerstoffdurchlässigkeit" einer Linse bedeutet hier die Geschwindigkeit, mit der Sauerstoff durch eine spezielle ophthalmische Linse hindurchtritt. Die Sauerstoffdurchlässigkeit Dk/t wird herkömmlicherweise in der Einheit "barrer/mm" angegeben. Dabei bedeutet t die durchschnittliche Dicke des Materials [in mm] über dem gemessenen Bereich und "barrer" ist definiert als:
[(cm³ Sauerstoff)(mm)/(cm²)(sec)(mmHg)] · 10&supmin;&sup9;
Die "Sauerstoffpermeabilität" Dk eines Linsenmaterials hängt nicht von der Linsendicke ab. Die Sauerstoffpermeabilität ist die Geschwindigkeit, mit der Sauerstoff durch ein Material tritt. Die Sauerstoffpermeabilität wird üblicherweise in barrer-Einheiten angegeben, wobei "barrer" definiert ist als:
[(cm³ Sauerstoff)(mm)/(cm²)(sec)(mmHg)] · 10&supmin;¹&sup0;
Hierbei handelt es sich um die im Stand der Technik üblicherweise verwendeten Einheiten. Somit wird die Einheit "barrer" gemäß den vorstehend definierten Bedeutungen verwendet, um im Einklang mit der Verwendung des Ausdrucks im Stand der Technik zu stehen. Beispielsweise weist eine Linse mit einem Dk-Wert von 90 barrer ("Sauerstoffpermeabilität-barrer") und einer Dicke von 90 um (0,090 mm) einen Dk/t-Wert von 100 barrer/mm ("Sauerstoffdurchlässigkeit-barrer"/mm) auf.
Die Sauerstoffdurchlässigkeit der Linse zum längeren Tragen von der äußeren Oberfläche zur inneren Oberfläche muss ausreichend sein, um eine wesentliche Hornhautschwellung während der längeren Tragedauer zu verhindern. Es ist bekannt, dass die Hornhaut über Nacht während des Schlafes, wenn die Augenlider geschlossen sind, als Folge einer Sauerstoffverarmung um etwa 3 bis 4% anschwillt. Ferner ist es bekannt, dass das Tragen einer herkömmlichen Kontaktlinse für eine Zeitspanne von etwa 8 Stunden (Tragen über Nacht) eine Hornhautschwellung von etwa 11% verursacht. Jedoch ruft eine akzeptable Kontaktlinse für längere Tragezeiten nach einer Tragedauer von etwa 24. Stunden (einschließlich normaler Schlafzeiten) eine Hornhautschwellung von weniger als etwa 8%, vorzugsweise von weniger als etwa 6% und insbesondere von weniger als etwa 4% hervor. Eine bevorzugte Kontaktlinse für längere Tragezeiten ruft nach einer Tragedauer von etwa 7 Tagen (einschließlich normaler Schlafzeiten) eine Hornhautschwellung von weniger als etwa 10%, vorzugsweise von weniger als etwa 7% und insbesondere von weniger als etwa 5% hervor. Somit muss eine Linse für längere Tragezeiten ein sauerstoffdurchlässiges Polymeres in einer solchen Menge aufweisen, dass sich eine Sauerstoffdiffusion ergibt, die zu den vorgenannten Eigenschaften bezüglich der Hornhautschwellung führt. Vorzugsweise weist die Linse für längere Tragezeiten eine kontinuierliche Phase aus einem sauerstoffdurchlässigen Polymeren auf, die sich von der äußeren Oberfläche zur inneren Oberfläche der Linse erstreckt.
Die Sauerstoffpermeabilität einer Linse und die Sauerstoffdurchlässigkeit eines Linsenmaterials lassen sich nach der nachstehend angegebenen Technik bestimmen. Der Sauerstofffluss (J) wird bei 34ºC in einer feuchten Zelle (d. h. die Gasströme werden bei einer relativen Luftfeuchtigkeit von etwa 100% gehalten) unter Verwendung eines Dk1000-Instruments (erhältlich von der Fa. Applied Design and Development Co., Norcross, Georgia) oder eines ähnlichen analytischen Instruments gemessen. Ein Luftstrom mit einem bekannten prozentualen Sauerstoffanteil (z. B. 21%) wird über eine Seite der Linse mit einer Geschwindigkeit von etwa 10 bis 20 cm³/min geleitet, während ein Stickstoffstrom über die entgegengesetzte Seite der Linse mit einer Geschwindigkeit von etwa 10 bis 20 cm³/min geleitet wird. Der barometrische Druck, der das System umgibt, wird gemessen: Pgemessen Die Dicke (t) der Linse im getesteten Bereich wird durch Messung an etwa 10 Stellen mit einem Mitotoya-Micrometer VL-50 oder einem ähnlichen Instrument bestimmt. Die Messungen werden gemittelt. Die Sauerstoffkonzentration im Stickstoffstrom (d. h. Sauerstoff, der durch die Linse diffundiert) wird unter Verwendung des Dk1000-Instruments gemessen. Die Sauerstoffpermeabilität des Linsenmaterials Dk wird gemäß der folgenden Formel bestimmt:
Dk = Jt(PSauerstoff)
worin
J = Sauerstofffluss (Mikroliter O&sub2;/cm²-Minute)
PSauerstoff = (Pgemessen -PWasserdampf)x(%O&sub2; im Luftstrom)[mmHg] Sauerstoffpartialdruck im Luftstrom
Pgemessen = barometrischer Druck [mmHg]
PWasserdampf = 0 mmHg bei 34ºC (in einer trockenen Zelle) [mmHg]
PWasserdampf = 40 mmHg bei 34ºC (in einer feuchten Zelle) [mmHg]
t = durchschnittliche Dicke der Linse im getesteten Bereich [mm]
wobei Dk in barrer-Einheiten angegeben wird, d. h.
[(cm³ Sauerstoff)(mm)/cm²] · [sec/mmHg] · 10&supmin;¹&sup0;
Die Sauerstoffdurchlässigkeit (Dk/t) des Materials lässt sich berechnen, indem man die Sauerstoffpermeabilität (Dk) durch die durchschnittliche Dicke (t) der Linse dividiert.
Die Sauerstoffdurchlässigkeit (Dk/t) der erfindungsgemäßen Linse für lange Tragezeiten beträgt vorzugsweise mindestens 70 barrer/mm, insbesondere mindestens 75 barrer/mm und ganz besonders mindestens 87 barrer/mm. Die Dicke im Linsenzentrum beträgt typischerweise mehr als etwa 30 um, vorzugsweise etwa 30 bis etwa 200 um, insbesondere etwa 40 bis etwa 150 um, noch mehr bevorzugt etwa 50 bis etwa 120 um und ganz besonders bevorzugt etwa 60 bis 100 um.

Morphologie

Eine Voraussetzung für das Linsenmaterial besteht darin, dass die Linse eine hohe Durchlässigkeit für sichtbares Licht von der äußeren zur inneren Oberfläche der Linse ermöglicht. Eine Linsenmorphologie, bei der große Bereiche mit Phasentrennungen vorliegen, verringert die Durchlässigkeit für sichtbares Licht und verursacht unerwünschte Bildstörungen, was den Wert der Linse als Sehkorrekturvorrichtung zunichte macht.
Somit muss die Linse eine Morphologie aufweisen, die eine Durchlässigkeit des sichtbaren Lichts von mindestens etwa 80% und vorzugsweise von etwa 90% ermöglicht und keine erheblichen unerwünschten Bildstörungen hervorruft.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform weist das Linsenmaterial mindestens zwei Phasen auf: Die Phasen, die mindestens eine sauerstoffdurchlässige Phase und mindestens eine ionendurchlässige Phase umfassen. Während es mindestens zwei unterschiedliche Phasen gibt, wird angenommen, dass auch eine Übergangsphase oder Zwischenphase vorliegen kann, in der die Materialzusammensetzung und die Materialeigenschaften der sauerstoffdurchlässigen und der ionendurchlässigen Materialien vermischt sind. Somit können eine ausgeprägte sauerstoffdurchlässige Phase oder eine Mehrzahl von ausgeprägten sauerstoffdurchlässigen Phasen, eine ausgeprägte ionendurchlässige Phase oder eine Mehrzahl von ausgeprägten ionendurchlässigen Phasen und ein amphiphatisches Phasengemisch oder ein Gemisch aus sauerstoffdurchlässigen und ionendurchlässigen Phasen vorliegen. In einer bevorzugten Ausführungsform liegt die Glasübergangstemperatur (Tg) der sauerstoffdurchlässigen Phase unter etwa -115ºC.
Es wird angenommen, dass das Vorliegen von getrennten sauerstoffdurchlässigen und ionendurchlässigen Phasen - anstelle eines vollständigen Gemisches von sauerstoffdurchlässigen und ionendurchlässigen Phasen - für die Förderung der Diffusion von Sauerstoff und Ionen vorteilhaft ist. Sauerstoff diffundiert vorwiegend durch das sauerstoffdurchlässige Polymere, während das ionendurchlässige Polymere eine stärkere Barriere für die Sauerstoffdiffusion bildet. In ähnlicher Weise diffundieren Ionen gut durch das ionendurchlässige Polymere, während das sauerstoffdurchlässige Polymere einen stärkeren Widerstand gegen die Ionendiffusion bildet. Somit bietet eine homogene sauerstoffdurchlässige/ionendurchlässige Phase einen unerwünschten Widerstand sowohl gegen eine Sauerstoff- als auch eine Ionendiffusion, während zwei getrennte sauerstoffdurchlässige und ionendurchlässige Phasen Wege eines geringen Widerstands für die Transmission sowohl von Sauerstoff als auch von Ionen oder Wasser bieten. Somit weist die ideale Linse für längere Tragezeiten einen kontinuierlichen Weg oder eine Reihe von Wegen für die Transmission von Sauerstoff auf sowie einen analogen kontinuierlichen Weg oder eine Reihe von Wegen für die Transmission von Wasser oder Ionen. In einer besonders bevorzugten Ausführungsform weist die Linse zwei kontinuierliche Phasen auf, eine sauerstoffdurchlässige Phase und eine ionendurchlässige Phase, die die Permeation von Wasser oder Ionen und Sauerstoff zwischen den Front- und Basiskurven der Linse ermöglichen.

Wassergehalt der Masse

Die Messung des Wassergehalts ist schwierig, da die Entfernung von anhaftenden Oberflächentröpfchen ohne Beeinflussung des Wassergehalts der Linsenmasse schwierig ist. Ferner kann Wasser rasch von der Linsenoberfläche abdampfen, wodurch der Wassergehalt im Vergleich zum Gleichgewichtsniveau abgesenkt wird. Demzufolge rechtfertigt eine Erörterung des Wassergehalts der Masse einer Linse eine Erörterung der zur Bestimmung des Wassergehalts herangezogenen Messtechnik.
Der bevorzugte Wassergehalt in der Masse der hydratisierten Linse ist eine Funktion der Eigenschaften des Linsenmaterials. Die Materialeigenschaften hängen von den vor der Polymerisation vorliegenden Makromeren und Monomeren und von den Polymerisationsbedingungen ab. Somit kann sich der bevorzugte Wassergehalt für eine Linse, die ein fluorhaltiges, sauerstoffdurchlässiges Material enthält, von dem einer Linse, die ein siloxanhaltiges, sauerstoffdurchlässiges Material enthält, unterscheiden. Demzufolge werden zwar zu einem besseren Verständnis der Erfindung allgemeine Bereiche für den Wassergehalt in der Masse angegeben, wobei aber die Erfindung nicht generell, auf spezielle Werte für den Wassergehalt in der Masse beschränkt ist.
Ein Verfahren zur Messung des Wassergehalts einer erfindungsgemäß hergestellten Linse, das nachstehend als "Masse-Technik" bezeichnet wird, läuft folgendermaßen ab. Zunächst wird die Linse in physiologischer Kochsalzlösung gründlich hydratisiert, so dass das Wasser in der Linse im Gleichgewicht mit dem umgebenden Wasser steht. Anschließend wird die Linse vorsichtig zwischen zwei fusselfreien saugfähigen Tüchern abgetupft, um die Oberflächenfeuchtigkeit zu entfernen. Sodann wird die Linse rasch auf ein Aluminium-Wägegefäß gelegt, und das erste Feuchtgewicht W&sub1; wird bestimmt. Sodann wird das Aluminium-Gefäß mit der Linse mindestens 24 Stunden in einen Trockenschrank mit einer Temperatur von 36ºC gelegt. Nach der Wärmebehandlung wird das Gefäß mit der Linse entnommen, in einen Exsikkator gelegt und auf Raumtemperatur (etwa 22ºC) abgekühlt. Sodann wird das Gefäß mit der Linse erneut zur Bestimmung des Trockengewichts Wd gewogen. Hierauf wird die Linse in physiologischer Kochsalzlösung reäquilibriert, und ein zweites Feuchtgewicht W&sub2; wird bestimmt. Die Feuchtgewichte (W&sub1; und W&sub2;) werden zur Ermittlung eines durchschnittlichen Feuchtgewichts Ww gemittelt. Der Wassergehalt in der Masse wird gemäß folgender Gleichung bestimmt:
Prozentualer Wassergehalt = (Ww - Wd)/Ww · 100
Der durch die "Masse-Technik" bestimmte, bevorzugte Wassergehalt in der Linsenmasse liegt unter 30 Gew.-%.. Insbesondere weist die Linse einen Wassergehalt von etwa 5 bis 30 Gew.-%, bezogen auf das gesamte Linsengewicht, auf. Ein besonders bevorzugter Wassergehalt der Linse beträgt etwa 10 bis etwa 20 Gew.-% und ganz besonders etwa 10 bis 15 Gew.-%. Der relativ niedere Wassergehalt stellt einen besonderen Vorteil dar, da er eine höhere Sauerstoffdurchlässigkeit ermöglicht.

Ionen- und Wasserpermeabilität

Überraschenderweise wurde festgestellt, dass die Ionenpermeabilität durch die Linse mit der Beweglichkeit auf dem Auge korreliert. Wie vorstehend erörtert, ist es bekannt, dass zur Gewährleistung eines einwandfreien Austausches der Tränenflüssigkeit und letztlich zur Gewährleistung einer einwandfreien Gesundheit der Hornhaut eine bewegliche Beschaffenheit der Linse auf dem Auge erforderlich ist. Obgleich die Erfindung nicht an die hier vorgelegte Theorie gebunden ist, können einige theoretische Erörterungen für ein besseres Verständnis der Möglichkeiten zur praktischen Ausführung der Erfindung wertvoll sein.
Es wird die Theorie vertreten, dass die Wasserpermeabilität ein außerordentlich wichtiges Merkmal für eine Linse für längere Tragezeiten, die die hier beschriebenen sauerstoffdurchlässigen Polymeren enthält, darstellt. Siloxanhaltige, sauerstoffdurchlässige Materialien tendieren zu einer starken Haftung am Auge, wodurch sie die Bewegung am Auge stoppen. Es wird angenommen, dass die Fähigkeit zum Durchtritt von Wasser durch die Linse es einer siloxanhaltigen polymeren Linse erlaubt, sich auf dem Auge zu bewegen, während die Bewegung aufgrund von Kräften erfolgt, die durch das aus der Linse ausgedrückte Wasser ausgeübt werden. Die Wasserpermeabilität der Linse gilt auch als wichtig für die Ergänzung des Wassergehalts der Linse, nachdem Druckentlastung eingetreten ist. Ferner wird angenommen, dass die Ionenpermeabilität direkt proportional zur Wasserpermeabilität ist. Somit lässt die Ionenpermeabilität eine Vorhersage über die Bewegung auf dem Auge zu.
Jedoch wurde unabhängig davon, ob die Theorie der Wasserpermeabilität zu einem korrekten Verständnis der tatsächlichen Erscheinung der Bewegung auf dem Auge führt, überraschenderweise festgestellt, dass oberhalb eines bestimmten Schwellenwerts der Ionenpermeabilität durch eine Linse, und zwar von der inneren Oberfläche der Linse zur äußeren Oberfläche oder umgekehrt, sich die Linse auf dem Auge bewegt, und unterhalb dieses Schwellenwerts die Linse am Auge haftet. Somit gewährleisten die vorliegenden, neuartigen Kontaktlinsen für längere Tragezeiten ein Gleichgewicht zwischen der relativ hohen Sauerstoffpermeabilität (und der damit verbundenen hohen Bindungskapazität) von sauerstoffdurchlässigen Materialien mit der niederen Bindungskapazität (starke Bewegung auf dem Auge) der ionendurchlässigen Materialien. Es wird angenommen, dass dies durch eine Mehrzahl von kontinuierlichen Ionentransmissionswegen für die Bewegung von Ionen und Wasser durch die Linse erreicht wird.
Es ist darauf hinzuweisen, dass sich Ionen durch die Linse über diese Ionenwege auf verschiedene Weise bewegen können. Beispielsweise können Ionen aufgrund der Konzentrationsunterschiede von einer Oberfläche zur anderen durch die Linse diffundieren. Ionen können auch durch die mechanische Wirkung des Blinzelns durch die Ionenwege gedrückt werden, wobei die gleichzeitigen Druckkräfte auf die Linse Wasser im wesentlichen Umfang aus der Linse ausdrücken. Ferner kann die Ladungsnatur der Oberflächen für eine elektromotorische Kraft sorgen, die einen Antrieb für die Ionenpermeation durch die Linse darstellt. Gelegentlich kann eine dieser Triebkräfte größer als die übrigen Kräfte sein, während in anderen Fällen die relativen Größen umgekehrt sein können. Diese Erörterung wird vorgelegt, um klarzustellen, dass die Erfindung nicht auf das Verfahren oder die Triebkräfte, aufgrund derer sich die Ionen durch die Linse bewegen, beschränkt ist.
Weder die Messung der Wasserpermeabilität noch die Messung der Ionenpermeabilität durch eine ophthalmische Linse werden in der Industrie als routinemäßige Testverfahren angesehen. Demzufolge ist es bei einer Erörterung der bevorzugten Bereiche der Ionen- oder Wasserpermeabilität angebracht, die zur Bestimmung der Permeabilitätswerte herangezogenen Messtechniken zu erörtern.
Die Wasserpermeabilität einer Linse lässt sich aus der Geschwindigkeit der Wasserpermeation durch die Linse von einer Oberfläche zur anderen Oberfläche bestimmen. Die Wasserpermeabilität einer Linse lässt sich ermitteln, indem man eine Linse zwischen zwei Behältern mit Lösungen, die bekannte und unterschiedliche Anfangskonzentrationen von radioaktiv markiertem Wasser (z. B. tritiertem Wasser) enthalten, anordnet. Anschließend wird die Konzentration an radioaktiv markiertem Wasser im "aufnehmenden" Behälter (der Behälter, in dem sich eine positive Nettoströmung des radioaktiv markierten Wassers ergibt) als Funktion der Zeit gemessen.
Die relative Ionenpermeabilität einer Linse lässt sich aus der Geschwindigkeit der Ionenpermeation bestimmen. Sie wird gemessen, indem man eine Linse zwischen zwei Behältern, die Lösungen mit bekannten und unterschiedlichen anfänglichen Ionenkonzentrationen enthalten, anordnet. Anschließend wird die Leitfähigkeit im "aufnehmenden" Behälter (der Behälter, in dem der Nettozufluss an Ionen positiv ist) als Funktion der Zeit gemessen. Die Konzentration an Ionen, wie Natrium, lässt sich unter Verwendung eines pH-Meters und einer ionenselektiven Elektrode genau messen. Es wird angenommen, dass Ionen vorwiegend aufgrund von Diffusion der Ionen durch Wasserwege in der Linse von der inneren Oberfläche zur äußeren Oberfläche und umgekehrt transportiert werden. Es wird angenommen, dass die Ionenpermeabilität durch eine Linse direkt proportional zur Wasserpermeabilität durch eine Linse ist.
Ionenfluss-Messtechnik
Die folgende Technik, die hier als "Ionenfluss-Technik" bezeichnet wird, stellt ein bevorzugtes Verfahren zur Bestimmung der Ionenpermeabilität einer Linse dar. Diese Technik kann zur Bestimmung der Wahrscheinlichkeit einer angemessenen Bewegung auf dem Auge herangezogen werden.
Die "Ionenfluss-Technik" beinhaltet die Verwendung eines Leitfähigkeitsmessgeräts (LF 2000/C, Katalog Nr. 300 105, Wissenschaftlich-Technische Werkstätten GmbH (WTW), Deutschland), einer mit einem Temperatursensor (LR 01/T, Katalog Nr. 302 520, WTW) ausgerüsteten Elektrode, einer eine Salzlösung enthaltenden Spenderkammer, einer Aufnahmekammer mit einem Gehalt an etwa 60 ml entionisiertem Wasser, eines Rührstabs und einer Thermostatisiervorrichtung.
Die Spenderkammer ist speziell für die Abdichtung mit einer Kontaktlinse konzipiert, so dass die Spenderlösung nicht um die Linse herum läuft (d. h. die Ionen können nur durch die Linse hindurchtreten). Die Spenderkammer besteht aus einem Glasrohr, das an dem Ende, die in die Aufnahmelösung eintaucht, mit einem Gewinde versehen ist. Das Glasrohr umschließt einen zentral angeordneten Hohlraum von etwa 9 mm Durchmesser. Ein Deckel, der passgenau auf das Glasrohr geschraubt ist, hält ein Linsen-Halteelement, das einen zentral angeordneten Hohlraum von etwa 8 mm Durchmesser einschließt. Das Linsen-Halteelement umfasst einen positiven Bereich, der auf die innere (konkave) Oberfläche einer Linse passt und deren Kanten abdichtet, und einen negativen Bereich, der auf die Kanten der äußeren (konvexen) Oberfläche einer Linse passt und diese abdichtet.
Die zu messende Linse wird in das Linsen-Halteelement zwischen den positiven und den negativen Bereich gelegt. Der positive und der negative Bereich umfassen flexible Dichtringe, die zwischen der Linse und dem positiven oder negativen Bereich angeordnet sind. Nach Positionieren der Linse im Linsen-Halteelement wird dieses Linsen-Halteelement in den mit einem Gewinde versehenen Deckel gelegt. Der Deckel wird auf das Glasrohr aufgeschraubt, wodurch die Spenderkammer definiert wird. Die Spenderkammer wird mit 16 ml 0,1 M NaCl-Lösung gefüllt. Die Aufnahmekammer wird mit 60 ml entionisiertem Wasser gefüllt. Die Anschlüsse des Leitfähigkeitsmessgeräts werden in das entionisierte Wasser der Aufnahmekammer getaucht. Ein Rührstab wird in die Aufnahmekammer gegeben. Sodann wird die Aufnahmekammer in einen Thermostaten gebracht. Die Temperatur wird auf etwa 35ºC gehalten. Schließlich wird die Spenderkammer in die Aufnahmekammer getaucht.
Die Leitfähigkeitsmessungen werden 3 Stunden lang alle 20 Minuten vorgenommen, wobei man 10 Minuten nach Eintauchen der Spenderkammer in die Aufnahmekammer mit der Messung beginnt. Der Ionenfluss- Diffusionskoeffizient D wird unter Anwendung des Fick-Gesetzes folgendermaßen bestimmt:
D = n'/(A · dc/dx)
worin
n' = Geschwindigkeit des Ionentransports [Mol/min]
A = Fläche der freiliegenden Linse [mm²]
D = Ionenfluss-Diffusionskoeffizient [mm²/min]
dc = Konzentrationsdifferenz [Mol/Liter]
dx = Dicke der Linse [mm].
Zur Erzielung einer ausreichenden Bewegung am Auge wird ein Ionenfluss-Diffusionskoeffizient von mehr als etwa 6,4 · 10&supmin;&sup6; mm²/min bevorzugt. Insbesondere beträgt der Ionenfluss-Diffusionskoeffizient mehr als etwa 2,6 · 10&supmin;&sup6; mm²/min und ganz besonders mehr als etwa 1,5 · 10&supmin;&sup6; mm²/min. Es ist zu betonen, dass der Ionenfluss-Diffusionskoeffizient mit der Ionenpermeabilität durch die Linse korreliert und somit eine Vorhersage für die Bewegung am Auge zulässt.

6. Beispiele

Nachstehend wird die vorliegende Erfindung unter Bezugnahme auf spezielle Ausführungsformen in den folgenden Beispielen näher erläutert. Die Beispiele sind aber nicht als eine Beschränkung des Schutzumfangs der Ansprüche anzusehen.

A. Herstellung von Makroinitiatoren

Beispiel A-1

In einem 250 ml fassenden Zweihals-Rundkolben, der mit einem Soxhlet-Extraktor mit Kühler und einer Scheidewand am zweiten Schliff versehen war (der Soxhlet-Extraktor war mit Molekularsieben (4 Å) gefüllt), wurden 29,5 g (6,34 mMol) α,ω-Bis-(3-hydroxypropyl)- polydimethylsiloxan (IM 15 der Fa. Wacker Chemie, München, Deutschland, gereinigt über einem Dünnfilmverdampfer, 0,43 mEq OH/g, Mn = 4651) in 90 ml Hexan gelöst und 17 Stunden unter einer Stickstoffatmosphäre unter Rückfluss destilliert. Die Lösung enthielt dann noch 21 ppm Wasser. Anschließend wurde die Lösung auf 60 ml Hexan eingeengt, auf 0ºC gekühlt und mit 3,60 g (45,5 mMol) Pyridin versetzt. Sodann wurden innerhalb von 15 Minuten 12,4 g (43,9 mMol) Trifluormethansulfonsäureanhydrid (Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) zugegeben, und das Gemisch wurde weitere 30 Minuten bei 0ºC gerührt. Nach Zugabe von 20 ml Chloroform (Wassergehalt < 10 ppm) wurde die Suspension unter Vakuum unter Verwendung eines G4- Glasfiltertrichters filtriert und anschließend unter Hochvakuum (0,6-2 mbar) eingedampft. Man erhielt 18 g eines orangefarbenen Öls. Dieses Öl wurde in 40 ml trockenem Hexan (Wassergehalt < 10 ppm) gelöst und mit Aktivkohle versetzt. Sodann wurde das Gemisch etwa 2 Minuten gerührt und erneut filtriert. Nach Eindampfen der Lösung erhielt man 15,8 g eines klaren, farblosen Öls.
1H-NMR (CDCl&sub3;, 250 MHz): 0 ppm (CH&sub3;-Si), 0,5 ppm (-CH&sub2;-CH&sub2;-Si-), 1,8 ppm (-CH&sub2;-CH&sub2;-CH&sub2;-), 4,4 ppm (CF3SO&sub3;CH&sub2;-CH&sub2;-)
Funktionalität: > 95% (bezogen auf die ¹H-NMR-Daten), d. h. > 0,40 mEq Triflat/g.

Beispiel A-2

In einem 250 ml fassenden Zweihals-Rundkolben, der mit einem Soxhlet-Extraktor mit Kühler und einer Scheidewand am zweiten Schliff versehen war (der Soxhlet-Extraktor war mit Molekularsieben (4 Å) gefüllt), wurden 25,6 g (5,49 mMol) α,ω-Bis-(3-hydroxypropyl)- polydimethylsiloxan (IM 15 der Fa. Wacker Chemie, München, Deutschland, gereinigt über einem Dünnfilmverdampfer, 0,43 mEq OH/g, Mn = 4651) in 90 ml Hexan gelöst und 17 Stunden unter Stickstoffatmosphäre unter Rückfluss destilliert. Die Lösung enthielt dann noch 16 ppm Wasser. Anschließend wurde die Lösung auf 50 ml Hexan eingeengt, auf 0ºC gekühlt und mit 3,26 g (41,2 mMol) Pyridin versetzt. Sodann wurden innerhalb von 15 Minuten 10,25 g (36,3 mMol) Trifluormethansulfonsäureanhydrid (Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) zugegeben, und das Gemisch würde weitere 30 Minuten bei 0ºCgerührt. Nach Zugabe von 20 mh Chloroform (Wassergehalt < 10 ppm) wurde die Suspension unter Vakuum unter Verwendung eines G4- Glasfilters filtriert und anschließend unter Hochvakuum (0,6-2 mbar) eingedampft. Man erhielt 15,5 g eines orangefarbenen Öls. Dieses Öl wurde in 40 ml trockenem Hexan (Wassergehalt < 6 ppm) gelöst und mit Aktivkohle versetzt. Sodann wurde das Gemisch etwa 2 Minuten gerührt und erneut filtriert. Nach Eindampfen der Lösung erhielt man 15,4 g eines klaren, farblosen Öls.
Funktionalität: > 95% (bezogen auf die ¹H-NMR-Daten), d. h. > 40 mEq Triflat/g.

Beispiel A-3

In einem 250 ml fassenden Zweihals-Rundkolben, der mit einem Soxhlet-Extraktor mit Kühler und einer Scheidewand am zweiten Schliff versehen war (der Soxhlet-Extraktor war mit Molekularsieben (4 Å) gefüllt), wurden 30,9 g (10,5 mMol) α,ω-Bis-(3-hydroxypropyl)- polydimethylsiloxan (IM 11 der Fa. Wacker Chemie, München, Deutschland, gereinigt über einem Dünnfilmverdampfer, 1,33 mEq OH/g, Mn = 1503) in 70 ml Hexan gelöst und 17 Stunden unter Stickstoffatmosphäre unter Rückfluss destilliert. Die Lösung enthielt dann noch 36 ppm Wasser. Sodann wurden 20 ml trockenes 1,2-Dichlorethan (3,6 ppm) zugesetzt. Nach Abkühlung auf 0ºC wurden 7,7 g (96,9 mMol) Pyridin zugegeben. Anschließend wurden 23,4 g (82,8 mMol) Trifluormethansulfonsäureanhydrid (Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) und 40 ml trockenes 1,2-Dichlorethan innerhalb von 15 Minuten zugegeben. Das Gemisch wurde weitere 30 Minuten bei 0ºC gerührt. Sodann wurde die Suspension unter Vakuum unter Verwendung eines Wattefilters filtriert und sodann unter Hochvakuum (0,6-2 mbar) eingedampft. Man erhielt 35,7 g eines Öls. Dieses Öl wurde in trockenem Hexan (Wassergehalt < 10 ppm) gelöst und mit Aktivkohle versetzt. Sodann wurde das Gemisch etwa 2 Minuten gerührt und erneut filtriert. Nach Eindampfen der Lösung erhielt man 21,2 g eines klaren, farblosen Öls.
¹H-NMR (CDCl&sub3;, 250 MHz): O ppm (CH&sub3;-Si), 0,5 ppm (-CH&sub2;-CH&sub2;-Si-), 1,8 ppm (-CH&sub2;-CH&sub2;-CH&sub2;-), 4,4 ppm (CF&sub3;SO&sub3;CH&sub2;-CH&sub2;-)
Funktionalität: > 95% (bezogen auf die ¹H-NMR-Daten), d. h. > 1,06 mEq Triflat/g.

Beispiel A4

100 ml hochgereinigtes, trockenes Chloroform (Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) in einem trockenen, 250 ml fassenden Dreihals-Rundkolben mit einer Scheidewand wurden mit 28,7 g intensiv getrocknetem α,ω- hydroxyethylfunktionalisiertem Perfluorpolyether (Fomblin, ZDOL TX, Ausimont, S.p.A., Bollate, Italien) mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von 1146 g/Mol versetzt. Die Lösung wurde auf -60ºC abgekühlt. Anschließend wurden 4,15 g wasserfreies Pyridin (Merck 7463, 99,5%, Merck AG, Darmstadt, Deutschland) zugegeben. Sodann wurden 15,55 g Trifluormethansulfonsäureanhydrid (Fluka 91737, Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) langsam innerhalb von 15 Minuten zugegeben. Die erhaltene Suspension wurde 25 Minuten bei einer Temperatur von -60ºC gerührt. Sodann wurde das Gemisch auf Raumtemperatur erwärmt und sofort durch einen G4-Glasfiltertrichter filtriert. Das erhaltene Salz wurde abgetrennt. Nach Entfernung sämtlicher flüchtiger Bestandteile mittels eines Rotationsverdampfers und anschließendem Evakuieren auf 0,01 mbar erhielt man eine gelbe, leicht ölige, klare Flüssigkeit. Zur weiteren Reinigung wurde diese Flüssigkeit in 80 ml Chloroform gelöst und mit einer kleinen Menge Aktivkohle versetzt. Nach 5-minütigem Rühren wurde das Gemisch über Hyflo (Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) filtriert. Nach vollständigem Abdampfen des Lösungsmittels unter Vakuum erhielt man 15,6 g einer klaren, farblosen, viskosen Flüssigkeit.

Beispiel A-5

5,6 g Polybutadiendiol (Aldrich Nr. 19 079-9; 0,79 mEq -OH/g, entsprechend 4, 4 mEq OH wurden in 130 ml trockenem Hexan gelöst. Die Lösung wurde durch 2-stündiges Rückflusssieden mit einem Soxhlet- Extraktor, der mit Molekularsieben 7 Å gefüllt war, getrocknet. Bei Titration gemäß Karl Fischer ergaben sich 15 ppm Wasser. Anschließend wurden 80 ml Hexan in die Soxhlet-Vorrichtung destilliert. Die Polymerlösung wurde in einem Eisbad gekühlt. Bei einer Temperatur von 0- 5ºC wurden 2,6 g absolutes Pyridin ( = 33 mMol) zugegeben. Sodann wurden innerhalb von 30 Minuten 9,0 g Trifluormethansulfonsäureanhydrid ( = 33 mMol) zugetropft, wodurch sich ein breiartiger Niederschlag ergab. Nach Zugabe von 20 ml Toluol und 20 ml Chloroform wurde die Lösung kurz gerührt und über ein G4-Filter filtriert. Die klare Lösung wurde eingedampft und unter Hochvakuum getrocknet. Man erhielt ein klares, farbloses, stark viskoses Produkt. Der Gehalt an Trifluormethansulfonsäureester wurde sodann durch Titration ermittelt: 0,66 mEq/g entsprechen 92,3% des theoretischen Werts (0,71 mEq).

Beispiel A-6

Analog Beispiel A-5 wurde ein Polybutadiendiol (PolySciences Nr. 06508; 0,97 mEq -OH/g) mit einem Molekulargewichtsmittel von etwa 2100 umgesetzt.

Beispiel A-7

Analog Beispiel A-5 wurden 5,6 g Polybutadiendiol (Aldrich Nr. 19 079-9) mit 2,6 g Pyridin und 9,0 g Trifluormethansulfonsäure umgesetzt. Anstelle von Toluol/Chloroform wurde reines Chloroform als Lösungsmittel verwendet. Die Ausbeute des Polybutadien-Bistriflat- Makromeren betrug 97%.

Beispiel A-8

10,0 g Polybutadiendiol (Aldrich Nr. 19 079-9; 0,79 mEq -OH/g, entsprechend 7,90 mEq) wurden in 130 ml trockenem Hexan gelöst. Die Lösung wurde durch 2-stündiges Rückflusssieden über einem Soxhlet-Extraktor, der mit Molekularsieben 4 gefüllt war, getrocknet. Bei Titration gemäß Karl Fischer ergaben sich 15 ppm Wasser. Anschließend wurde die Lösung langsam tropfenweise zu einem Gemisch aus 1,76 g Isophorondiisocyanat (M = 222; entsprechend 7,90 mMol) und 10 mg Dibutylzinndilaurat gegeben. Nach der Umsetzung wurde die Lösung tropfenweise zu 14,80 g Polydimethylsiloxandiol (Shinetsu KF-6001, 1,07 mEq -OH/g), entsprechend 15,8 mEq -OH, gegeben und über Nacht bei Raumtemperatur gerührt. Das erhaltene Triblock-Copolymere wurde sodann zu 5,2 g Pyridin (entsprechend 65 mMol) gegeben. Bei einer Temperatur von 0-5ºC wurden innerhalb von 30 Minuten 18,4 g Trifluormethansulfonsäureanhydrid (M = 282,13) (entsprechend 65 mMol) zugegeben. Dabei entstand ein breiartiger Niederschlag. Nach Zugabe von 20 ml Toluol und 20 ml Chloroform wurde die Lösung kurz gerührt und durch ein G4-Filter filtriert. Die klare Lösung wurde mit einem Rotationsverdampfer eingedampft. Anschließend wurde das restliche Lösungsmittel unter Hochvakuum entfernt. Man erhielt ein klares, farbloses, stark viskoses Produkt. Der Gehalt an Trifluormethansulfonsäureester wurde sodann durch Titration bestimmt: 0,349 mEq Triflatgruppen/g, entsprechend 97,5% des theoretischen Werts.

Beispiel A-9

1. Herstellung eines hydrophoben Blocks, bestehend aus verschiedenen Untersegmenten

22,2 g (0,1 Mol) frisch destilliertes Isophorondiisocyanat und 50 mg Dibutylzinndilaurat wurden unter Argon in einen Dreihalskolben gefüllt. Ein Tropftrichter wurde mit 51,5 g (50 mMol) des Perfluorpolyethers Fomblin, ZDOL (Fa. Ausimont S.p.A., Mailand) mit einem Molekulargewichtsmittel von 1030 g/Mol, gemäß Endgruppenanalyse 1,96 mEq/g Hydroxygruppen, gefüllt. Der Tropftrichter wurde auf den Dreihalskolben aufgesetzt. Die Vorrichtung wurde unter Rühren auf etwa 20 mbar evakuiert und anschließend mit Argon einer Druckentlastung unterzogen. Dieser Vorgang wurde 2-mal wiederholt. Sodann wurde der Perfluorpolyether innerhalb von 2 Stunden zugetropft. Durch Kühlung in einem Wasserbad wurde die Temperatur im Kolben unter 30ºC gehalten. Nach Rühren über Nacht bei Raumtemperatur war die Umsetzung beendet. Durch Isocyanat-Titration ergab sich ein Gehalt an 1,40 mEq/g NCO (theoretischer Wert: 1,35 mEq/g).
202 g des α,ω-hydroxypropylendständigen Polydimethylsiloxans KF-6001 der Fa. Shinetsu mit einem Molekulargewichtsmittel von 2000 g/Mol (gemäß Titration 1,00 mEq/g Hydroxygruppen) wurden in einen Kolben gegeben. Der Kolbeninhalt wurde auf etwa 0,1 mbar evakuiert und einer Druckentlastung unter Argon unterzogen. Dieser Vorgang wurde 2-mal wiederholt. Das entgaste Siloxan wurde in 202 ml frisch destilliertem Toluol, das unter Argon aufbewahrt worden war, gelöst und mit 100 mg Dibutylzinndilaurat versetzt. Nach vollständiger Homogenisierung der Lösung wurde die Gesamtmenge des mit IPDI umgesetzten Perfluorpolyethers unter Argon zugegeben. Nach Rühren über Nacht bei Raumtemperatur war die Umsetzung beendet. Das Lösungsmittel wurde bei Raumtemperatur unter Hochvakuum entfernt. Die Mikrotitration ergab 0,37 mEq/g Hydroxygruppen (theoretischer Wert: 0,37 mEq/g).

2. Herstellung des Bistriflat-Makroinitiators

In einem trockenen, 250 ml Dreihals-Rundkolben mit einer Scheidewand wurden 33,2 g hydroxyendständiges Polydimethylsiloxan-Perfluorpolyether- Triblock-Copolymeres entgast und bei einer Temperatur von 80ºC und unter einem Druck von 0,1 mbar getrocknet. Nach Abkühlen auf Raumtemperatur. wurden 80 ml trockenes Hexan zugegeben, und die Lösung wurde auf 0ºC gekühlt. Sodann wurden 2,45 g wasserfreies Pyridin (Merck 7463; 99,5%) zugegeben. Hierauf wurden 8,68 g Trifluormethansulfonsäureanhydrid (Fluka 91737) innerhalb von 15 Minuten langsam zugegeben. Die erhaltene viskose Suspension wurde 25 Minuten bei 0ºC gerührt. Sodann wurde das Gemisch auf Raumtemperatur erwärmt, mit weiteren 80 ml Hexan verdünnt und sofort durch ein G4-Glasfilter filtriert, so dass das erhaltene Salz entfernt wurde. Nach Entfernung sämtlicher flüchtiger Komponenten mit einem Rotationsverdampfer (Enddruck 0,01 mbar) erhielt man eine gelbe, leicht ölige, klare Flüssigkeit.

Beispiel A-10

In einem 250 ml fassenden Zweihals-Rundkolben, der mit einem Soxhlet-Extraktor mit Kühler und einer Scheidewand am zweiten Schliff versehen war (der Soxhlet-Extraktor war mit Molekularsieben (4 Å) gefüllt), wurden 33,85 g (6,69 mMol) α,ω-Bis-(3-hydroxypropyloylethyl)- polydimethylsiloxan (KF6003 der Fa. Shin-Etsu, Japan, gereinigt über einem Dünnfilmverdampfer) in Hexan gelöst und 17 Stunden unter Stickstoffatmosphäre unter Rückfluss destilliert. Anschließend wurde die Lösung auf 85 ml Hexan eingeengt, auf 0ºC gekühlt und mit 3,88 g (49,05 mMol) wasserfreiem Pyridin versetzt. Sodann wurden innerhalb von 15 Minuten 12,8 g (44,23 mMol) Trifluormethansulfonsäureanhydrid zugegeben, und das Gemisch wurde weitere 30 Minuten bei 0ºC gerührt. Nach Zugabe von 20 ml Chloroform und hierauf von 8 ml Hexan wurde die Suspension unter Vakuum unter Verwendung eines G4-Glasfiltertrichters filtriert und anschließend unter Hochvakuum (0,6-2 mbar) eingedampft. Das erhaltene farblose Öl wurde erneut in 13 ml Hexan gelöst. Nach Zugabe von Aktivkohle wurde das Gemisch erneut filtriert. Nach Abdampfen erhielt man 20,6 g eines klaren, farblosen Öls.
Funktionalität: > 95% (bezogen auf die ¹H-NMR-Daten).
8. Herstellung von amphiphilen, segmentierten Copolymeren Beispiel B-1.
2,22 g (26,1 mMol) 2-Methyl-2-oxazolin und 6,94 g (1,4 mMol) des in Beispiel A-1 hergestellten Makroinitiators wurden bei Raumtemperatur zu 15 ml 1,2-Dichlorethan (Wassergehalt 5 ppm) gegeben. Nach 1,5-stündigem Rühren der Lösung bei Raumtemperatur wurde die Temperatur auf 40ºC erhöht. Nach 48 Stunden wurde die Lösung auf Raumtemperatur abgekühlt und mit 5,5 ml 0,5 N KOH/EtOH-Lösung versetzt. Diese Lösung wurde 1 Stunde gerührt und anschließend unter Hochvakuum (0,6-2 mbar) eingedampft.
¹H-NMR 0 ppm (CH&sub3;-Si), 2,0-2,1 ppm (CH&sub3;CON< ), 3,3-3,5 ppm (> N-CH&sub2;-CH&sub2;-N< )
Funktionalität: OH-Titration: 0,40 mEq/g
Titration der restlichen kationischen terminalen Gruppen: 0,02 mEq/g GPC in THF: 1 Peak mit einer Schulter in Richtung zu den niedrigeren Molekulargewichten, maximaler Peak bei etwa 6500, bezogen auf Polystyrol als Standard.

Beispiel B-2

In einem 25 ml fassenden Spitzkolben wurden 3,1 g des in Beispiel A- 4 hergestellten Makroinitiators (2,12 mMol) in 7,1 ml wasserfreiem Chloroform (Fluka 25690, Fluka Chemie AG, Buchs, Schweiz) gelöst. Die Lösung wurde mit 1,8 g (21,2 mMol) trockenem 2-Methyl-2-oxazolin versetzt. Sodann wurde das Gemisch über Nacht bei 40ºC gerührt.
Anschließend wurde die Vollständigkeit der Umsetzung des Monomeren mittels ¹H-NMR geprüft.

Beispiel B-3

0,5 g des in Beispiel A-5 hergestellten getrockneten Makroinitiators (entsprechend 0,33 mEq Triflatester) wurden in trockenem 1,2-Dichlorethan gelöst. Anschließend wurde 1,0 g 2-Methyl-2-oxazolin (entsprechend 12 mMol) zugegeben. Die Lösung wurde 30 Minuten bei Raumtemperatur und sodann 48 Stunden bei einer Temperatur von 60ºC gerührt. Nach Entfernen des Lösungsmittels unter Hochvakuum erhielt man ein weißes, festes Triblock-Copolymeres.

Beispiel B-4

Gemäß Beispiel B-3 wurden 2,5 g (0,873 mEq Triflatgruppen) des in Beispiel A-8 erhaltenen Polybutadien/Polydimethylsiloxan-Makroinitiators in 100 ml trockenem 1,2-Dichlorethan gelöst. Nach Zugabe von 2,45 g (28,8 mMol) 2-Methyl-2-oxazolin wurde die Lösung 48 Stunden bei einer Temperatur von 70ºC gerührt. Die erhaltene Lösung wurde auf insgesamt 30 ml eingedampft und anschließend in Methanol gefällt. Nach Entfernen sämtlicher Lösungsmittel und des nicht-umgesetzten Monomeren aus dem viskosen Niederschlag unter Hochvakuum erhielt man 4,8 g eines klaren, stark viskosen Produkts (97% der theoretischen Ausbeute).

Herstellung von amphiphilen, segmentierten Copolymeren mit endständigen OH-Gruppen

Beispiel B-5

Analog Beispiel B-3 wurden 0,5 g getrockneter Makroinitiator von Beispiel A-5 in trockenem Acetonitril anstelle von 1,2-Dichlorethan gelöst und mit 2-Methyl-2-oxazolin umgesetzt. Anschließend wurde eine äquimolare Menge einer. 0,5 N KOH-Lösung in Ethanol zugegeben: Nach 30- minütigem Rühren wurde das Produkt unter Hochvakuum getrocknet, in THF gelöst und mit Aktivkohle versetzt. Anschließend wurde das Produkt abfiltriert und getrocknet. Man erhielt ein festes, weißes, HOendständiges Copolymeres mit terminalen OH-Gruppen.

Beispiel B-6

Gemäß Beispiel B-5 wurde 1 g des in Beispiel B-3 erhaltenen Copolymeren, das noch terminale Triflatgruppen aufwies, in Dichlorethan gelöst und mit KOH/EtOH behandelt. Nach Verarbeiten und Reinigen auf die vorstehend beschriebene Weise erhielt man 0,96 g eines klaren, farblosen Copolymeren (0,17 mEq HO-/g) mit terminalen OH-Gruppen.

Beispiel B-7

In einem 500 ml fassenden Spitzkolben wurden 15,4 g des in Beispiel A-9 (2,85 mNol) erhaltenen Makroinitiators in 25 ml wasserfreiem 1,2- Dichlorethan gelöst. Die Lösung wurde mit 5,82 g (68,4 siNai) trockenem 2- Methyl-2-oxazolin versetzt. Das Gemisch wurde über Nacht bei einer Temperatur von 40ºC gerührt. Sodann wurde die Vollständigkeit der Umsetzung des Monomeren durch ¹H-NMR geprüft. 11,4 ml einer 0,5 M Ethanollösung von Kaliumhydroxid (5,7 mMol KOH) wurden zu der Lösung gegeben. Nach 1-stündigem Rühren bei Raumtemperatur wurde die Lösung eingedampft. Sämtliche flüchtigen Komponenten wurden unter Vakuum (0,01 mbar) entfernt.

Beispiel B-8

18,4 g des Makroinitiators von Beispiel A-10 wurden in 60 ml trockenem 1,2-Dichlorethan gelöst. Anschließend wurden 6,1 g 2-Methyl-2- oxazolin zugegeben. Die Lösung wurde 30 Minuten bei Raumtemperatur und sodann 48 Stunden bei 40ºC gerührt. Anschließend wurden 11,6 ml KOH/MeOH (0,507 N) zugegeben. Nach 1 Stunde bei Raumtemperatur wurde das Lösungsmittel 17 Stunden bei 120 mTorr abgedampft.

Beispiel B-9

6,9 g des Makroinitiators aus einem Ansatz analog Beispiel A-10 wurden in 15 ml trockenem 1,2-Dichlorethan gelöst. Anschließend wurden 2,2 g 2-Methyl-2-oxazolin zugegeben. Die Lösung wurde 30 Minuten bei Raumtemperatur und sodann 2 Stunden bei 70ºC gerührt. Anschließend wurden 4 ml KOH/MeOH (0,507 N) zugegeben. Nach 1 Stunde bei Raumtemperatur wurde das Lösungsmittel über Nacht bei 120 mTorr abgedampft.

C. Herstellung von funktionalisierten amphiphilen, segmentierten Copolymeren

Beispiel C-1

In einem Rundkolben wurden 6,62 g (2,64 mEq) des in Beispiel B-1 erhaltenen amphiphilen, segmentierten Copolymeren bei Raumtemperatur in 20 ml trockenem Ethylacetat (Wassergehalt < 10 ppm) gelöst. 420 mg (2,7 mMol) 2-Isocyanatoethylmethacrylat (IEM) und etwa 40 mg Dibutylzinndilaurat wurden zugegeben. Sodann wurde die Lösung 48 Stunden in Abwesenheit von Licht gerührt und hierauf 5 Stunden bei Hochvakuum (0,6-2 mbar) bei einer Temperatur von 0ºC eingedampft. Man erhielt 6,89 g eines farblosen, festen Makromeren.
Funktionalität: OH-Titration: 0,11 mEq/g (27,5% der OH-Gruppen sind nicht umgesetzt)
GPC in THF: 2 Peaks, maximale Peaks bei 400 (kleiner Peak) und 6500, bezogen auf Polystyrol als Standard.

Beispiel C-2

In einem Rundkolben wurden 18,0 g (6,48 mEq -OH) des in Beispiel B-1 erhaltenen amphiphilen, segmentierten Copolymeren bei Raumtemperatur in 40 ml trockenem Ethylacetat (Wassergehalt < 20 ppm) gelöst. 1,04 mg (6,7 mMol) 2-Isocyanatoethylmethacrylat (IEM) und etwa 40 mg Dibutylzinndilaurat wurden zugegeben. Nach 45 Stunden und 69 Stunden wurden 2 Portionen von jeweils 40 mg Dibutylzinndilaurat zugegeben. Nach weiteren 24 Stunden wurde die Lösung mit 2 ml Methanol versetzt. Sodann wurde die Lösung durch ein Mikrofilter mit 0,45 um-Poren filtriert und anschließend unter Hochvakuum (0,6-2 mbar) bei einer Temperatur von 0ºC eingedampft. Man erhielt 18,1 g eines festen Makromeren.
Funktionalität: OH-Titration: 0,05 mEq/g
Doppelbindungen: 0,37 mEq/g

Beispiel C-3

8,5 ml einer 0,5 M Ethanollösung von Kaliumhydroxid (4,24 mMol KOH) wurden zu dem in Beispiel B-2 erhaltenen Reaktionsgemisch gegeben. Das Gemisch wurde 1 Stunde bei Raumtemperatur gerührt. Anschließend wurde das Lösungsmittel abgedampft und sämtliche flüchtigen Komponenten wurden unter Vakuum (0,01 mbar) entfernt. Die Titrationsanalyse ergab eine Konzentration der Hydroxylgruppen von 1,05 mEq/g.
Das erhaltene Reaktionsgemisch wurde sodann in 14 ml wasserfreiem Dichlormethan gelöst. Die Lösung wurde mit 0,6 g (3,9 mMol) 2- Isocyanatoethylmethacrylat und 1 Tropfen Dibutylzinndilaurat versetzt. Das Gemisch wurde über Nacht bei Raumtemperatur unter Lichtausschluss gerührt. Ein IR-Spektrum ergab das Fehlen von Isocyanatgruppen in der Lösung. Anschließend wurde das Gemisch mit Ethanol verdünnt und langsam durch ein Bett von Aluminiumoxid mit einem Aktivitätsgrad von 5 filtriert. Das Filtrat wurde eingedampft. Sämtliche flüchtigen Komponenten wurden bei 0,01 mbar entfernt. Man erhielt eine sehr feste und zähe Substanz. Die Titrationsanalyse ergab einen Anteil an C=C- Doppelbindungen von 0,95 mEq/g. Der Anteil an Hydroxy- und Isocyanatgruppen lag unter der Nachweisgrenze von 0,01 mEq/g.

Beispiel C-4

In einem Dreihals-Rundkolben aus braunem Glas wurden 15,53 g (2,64 mEq HO-Gruppen) des in Beispiel B-6 erhaltenen HO-endständigen Blockcopolymeren unter Lichtausschluss in 50 ml trockenem Ethylacetat gelöst. Die Lösung wurde unter Rühren bei Raumtemperatur mit 420 mg (2,7 mMol) 2-Isocyanatoethylmethacrylat (IEM) und 40 mg Dibutylzinndilaurat als Katalysator versetzt. Nach 48-stündiger Reaktionszeit wurden die Lösungsmittel sowie überschüssiges IEM aus dem Gemisch bei einer Temperatur von 0ºC unter einem Druck von 0,6 mbar für eine Zeitspanne von insgesamt 10 Stunden entfernt. Man erhielt 15,85 g eines klaren, sehr stark viskosen Produkts, entsprechend 99% des theoretischen Werts. Die Titration der ungesättigten endständigen Gruppen ergab einen Wert von 0, 16 mEq/g.

Beispiel C-5

Wie in Beispiel B-4 beschrieben, wurde ein amphiphiles, segmentiertes Copolymeres hergestellt, das aus einem zentralen Polybutadien/Polysiloxan-Block und zwei terminalen Poly-2-methyl-2- oxazolin-Blöcken bestand. Anstelle der Fällung in Methanol wurde jedoch das Lösungsmittel aus dem Produkt vollständig unter Hochvakuum entfernt. 10 g des erhaltenen Produkts wurden in 50 ml trockenem Nitromethan gelöst. Anschließend wurden die lebenden terminalen Oxazoliniumtriflatgruppen mit Acrylsäure und 2,6-Lutidin umgesetzt. Zu diesem Zweck wurde die Nitromethanlösung gemäß Literaturangaben (M. Miyamoto et al., Macromolecules, Bd. 22 (1989), S. 1604-160T) mit der 2- fachen stöchiometrischen Menge Acrylsäure und der 6-fachen Menge 2,6- Lutidin 24 Stunden bei einer Temperatur von 70ºC umgesetzt. Nach Aufarbeitung gemäß den Literaturangaben mit Hilfe eines Ionenaustauscherharzes erhielt man 9,2 g eines klaren, stark viskosen Produkts mit endständigen Acryloylgruppen. Eine Titration der ungesättigten terminalen Gruppen ergab einen Wert von 0,14 mEq/g, was 82,3% des theoretischen Werts entspricht.

Beispiel C-6

Das in Beispiel B-7 erhaltene Reaktionsgemisch wurde in 30 ml wasserfreiem Dichlormethan gelöst. Die Lösung wurde mit 0,88 g (5,7 mMol) Isocyanatoethylmethacrylat sowie mit einem Tropfen Dibutylzinndilaurat versetzt. Das Gemisch wurde über Nacht unter Lichtausschluss bei Raumtemperatur gerührt. Ein IR-Spektrum ergab das Fehlen von Isocyanatgruppen in der Lösung. Sodann wurde das Gemisch mit Ethanol verdünnt und langsam durch ein Bett von Aluminiumoxid mit einem Aktivitätsgrad von 5 filtriert. Das Filtrat wurde eingedampft. Sämtliche flüchtigen Bestandteile wurden bei 0,01 mbar entfernt. Man erhielt einen sehr festen und zähen Brei. Eine Titrationsanalyse ergab einen Gehalt an C=C-Doppelbindungen von 0,25 mEq/g. Der Gehalt an Hydroxy- und Isocyanatgruppen lag unter der Nachweisgrenze von 0,01 mEq/g.
Somit lässt sich unter Durchführung der Reaktionsfolge der Beispiele A-9, B-7 und C-6 ein amphiphiles, segmentiertes Copolymeres erhalten (wobei der hydrophobe Block aus verschiedenen Untersegmenten besteht und wobei an den hydrophilen Segmenten polymerisierbare Endgruppen enthalten sind).

Beispiel C-7

Das Triblock-Copolymere von Beispiel B-8 wurde in 72 g Chloroform in Lösung gebracht und mit 0,92 g (6,3 mNol) 2-Isocyanatoethylmethacrylat (IEM) versetzt. Nach 2 Tagen wurden 35 ml Ethanol zugegeben. Die Lösung wurde 1 Stunde gerührt, durch ein 0,45 um-Filter filtriert und bei 150 mTorr abgestreift.

Beispiel C-8

Das Triblock-Copolymere von Beispiel B-9 wurde in 30 ml Methylenchlorid in Lösung gebracht und mit 0,73 g (7,2 mMol) trockenem Triethylamin und 0,567 g (6,3 mMol) Acryloylchlorid versetzt. Nach 24 Stunden bei Raumtemperatur wurde die Suspension durch ein 0,45 um-Filter filtriert und bei 150 mTorr abgestreift.

D. Herstellung von Filmen und Bestimmung der Morphologie

Beispiel D-1

4,14 g des in Beispiel C-1 erhaltenen funktionalisierten amphiphilen, segmentierten Copolymeren und 0,26 g 1,3-Bis-(3- methacryloxyptopyl)-tetramethyldisiloxan (Vernetzungsmittel) wurden in 4,4 g 1-Propanol gelöst und unter Druck durch ein Mikrofilter mit Poren von 0,45 um filtriert. 6,9 g der filtrierten Lösung wurden mit 16,9 mg Photoinitiator (Darocur 1173R, CIBA Specialty Chemicals Inc., Basel, Schweiz) versetzt. Anschließend wurde die Lösung zur Entgasung 3-mal in flüssigem Stickstoff eingefroren. Der Kolben wurde unter Hochvakuum (1,2 mbar) evakuiert und sodann auf Raumtemperatur erwärmt. Anschließend wurden aus der Zubereitung Filme gegossen, indem das in dünner Schicht auf eine Glasoberfläche verteilte Lösungsmittel entfernt wurde. Nach Kontrastbildung mit OsO&sub4; zeigten die optisch klaren Filme bei der Transmissionselektronenphotographie eine lamellare Mikrophasenstruktur im Submikronbereich (< 100 nm)
Die erhaltenen Filme wurden getrocknet und unter vermindertem Druck entgast und sodann in einem Quarzkolben mit UV-Licht (15 mW/cm²) bestrahlt. Nach der Vernetzung wurde der klare Film mit Isopropanol extrahiert. Die extrahierbaren Anteile betrugen etwa 30%. Durch Transmissionselektronenmikroskopie ergab sich eine lamellare Morphologie, so dass die beiden Polymerblöcke leicht voneinander unterschieden werden konnten. Die Dicke der PDMS-Lamellen betrug etwa 10 nm und die Dicke der Polyoxazolin-Lamellen etwa 4 nm. Die Größe der lamellaren Mikrodomänen in der Matrix lag unter 1 um. Die dreidimensionale Anordnung dieser Mikrodomänen innerhalb der Matrix ergab insgesamt eine bikontinuierliche Morphologie.

E. Herstellung von Kontaktlinsen

Beispiel E-1

4,14 g des in Beispiel C-1 erhaltenen funktionalisierten amphiphilen, segmentierten Copolymeren und 0,26 g 1,3-Bis-(3- methacryloxypropyl)-tetramethyldisiloxan (Vernetzungsmittel) wurden in 4,4 g 1-Propanol gelöst und unter Druck durch ein Mikrofilter mit Poren von 0,45 um filtriert. 6,9 g der filtrierten Lösung wurden mit 16,9 mg Photoinitiator (Darocur 1173R, CIBA Specialty Chemicals Inc., Basel, Schweiz) versetzt. Anschließend wurde die Lösung zur Entgasung 3-mal in flüssigem Stickstoff eingefroren. Der Kolben wurde unter Hochvakuum (1,2 mbar) evakuiert und sodann auf Raumtemperatur erwärmt. In einer Stickstoffatmosphäre (restlicher Sauerstoffgehalt < 3 ppm) wurde die Zubereitung 5 Minuten in Kontaktlinsenformen aus Polypropylen mit 15 mw/cm² UV-Licht bestrahlt. Die erhaltenen klaren und farblosen Linsen wurden sodann in Isopropanol gequollen und 2 Tage in Isopropanol extrahiert und hierauf in Wasser reäquilibriert. Die reäquilibrierten Linsen wurden durch 30-minütiges Autoklavisieren bei einer Temperatur von 121ºC sterilisiert. An den autoklavisierten Linsen wurden die physikalischen Daten gemessen. Der Ionendiffusionskoeffizient betrug 3,93 · 10&supmin;&sup5; mm²/min oder relativ zum Alsacon NC-Wert (als Standard; bezüglich der Bestimmung wird auf den vorstehenden Abschnitt "Ionenfluss- Messtechnik" verwiesen) 1,25 (Ionenfluss).
O&sub2;Dk [barrer]: 102
Wasseraufnahme [% Gew./Gew.]: 14
E-Modul [MPa]: 1,2
Reißfestigkeit [MPa]: 1,1
Reißdehnung [%]: 130

Beispiele E-2 bis E-8

Gemäß Beispiel E-1 wurden die in Tabelle 1 (Tabellen 1a und 1b) aufgeführten Kontaktlinsen hergestellt, autoklavisiert und charakterisiert: Tabelle 1a Tabelle 1b
*) In der Zubereitung wurde Ethylacetat als Lösungsmittel verwendet.
º) Das PDMS-Segment mit einem Mn-Wert von 1500
E = E-Modul
σR = Reißfestigkeit
SR = Reißdehnung
Zusätzliche Angaben zu den Tabellen 1a und 1b für die Linsen von
Beispiel C-7:
Zubereitung: 50% (Gew./Gew.) Makromeres, 50% (Gew./Gew:) 1- Propanol, 0,5% (Gew./Gew.) Darocur 1173,
PMOXA % (Gew./Gew.): 25
extrahierbare Bestandteile: 9% (Gew./Gew.)
Wassergehalt: 23% (Gew./Gew.)
E-Modul: 1,2 Mpa
Reißdehnung: 69%
Dk: 56 barrer bei einer Dicke von 48 um
Ionenfluss: 3,8

Beispiel E-9

1,17 g des in Beispiel C-2 erhaltenen funktionalisierten Copolymeren, 66 mg 1,3-Bis-(3-methacryloxypropyl)-tetramethyldisiloxan (Vernetzungsmittel) und 9 mg Darocur 1173R (CIBA Specialty Chemicals Inc., Basel, Schweiz (Photoinitiator) wurden in 1,21 g 1-Propanol gelöst. Die Hälfte der Zubereitung wurde 3-mal in flüssigem Stickstoff eingefroren. Der Kolben wurde unter Hochvakuum (1,2 mbar) evakuiert und anschließend wurde die Lösung im geschlossenen Kolben wieder auf Raumtemperatur gebracht (Entgasung), bevor sie in Kontaktlinsenformen aus Polypropylen gefüllt wurde. Die restliche Hälfte der Zubereitung wurde in unbehandeltem Zustand in Kontaktlinsenformen aus Polypropylen gefüllt. Beide Zubereitungen wurden 10 Minuten mit 22,5 mW/cm² UV-Licht bestrahlt. Die erhaltenen farblosen klaren Linsen wurden in Isopropanol gequollen und mindestens 30 Stunden in Isopropanol extrahiert und anschließend in Wasser reäquilibriert. Die reäquilibtierten Linsen wurden 30 Minuten bei einer Temperatur von 121ºC autoklavisiert. Die physikalischen Daten der autoklavisierten Linsen wurden gemessen. Sie sind in Tabelle 2 aufgeführt. Tabelle 2

Beispiel E-10

Cosonomeres: N,N-Dimethylacrylamid (DMA)
Eine zu Beispiel E-5 analoge Zubereitung wurde mit 24% (Gew./Gew.) N,N-Dimethylacrylamid versetzt. Analog wie in Beispiel E-1 wurde die Zubereitung bestrahlt und extrahiert. Die Linsen zeigten eine Wasseraufnahme von 42% (Gew./Gew.), eine Ionenpermeabilität von 17,58 · 10&supmin;&sup5; mm²/min (5,6 relativ zu Alsacon NC), einen O&sub2;Dk-Wert von 33 barrer und ein E-Modul von 2,4 MPa sowie eine Reißdehnung von 105%.

Beispiel E-11

Comonomeres: TRIS

Eine analoge Zubereitung wie in Beispiel E-5 wurde mit 24% (Gew./Gew.) 3-[Tris-(trimethylsiloxy)-silyl]-propylmethacrylat (TRIS) versetzt. Analog wie in Beispiel E-1 wurde die Zubereitung bestrahlt und extrahiert. Die Linsen zeigten eine Wasseraufnahme von 11,5% (Gew./Gew.), eine Ionenpermeabilität von 0,63 · 10&supmin;&sup5; mm²/min (0,2 relativ zu Alsacon NC), einen O&sub2;Dk-Wert von 132 barrer und ein E-Modul von 1,4 MPa sowie eine Reißdehnung von 145%.

Beispiel E-12

EGDMA als alternatives Vernetzungsmittel
In einer Zubereitung gemäß Beispiel E-5 wurde das Vernetzungsmittel durch Ethylenglykoldimethacrylat (EGDMA) als Vernetzungsmittel ersetzt. Die Linsen wurden in analoger Weise zu Beispiel E-1 hergestellt. Die Linsen zeigten eine Wasseraufnahme von 9,8% (Gew./Gew.), eine Ionenpermeabilität von 0,44 · 10&supmin;&sup5; mm²/min (0,14 relativ zu Alsacon NC), einen O&sub2;Dk-Wert von 115 barrer und ein E-Modul von 2,6 MPa sowie eine Reißdehnung von 90%.

Beispiel E-13

1,56 g des in Beispiel C-3 erhaltenen funktionalisierten Copolymeren wurden in 0,56 g Ethanol gelöst und mit 10 mg des Photoinitiators Darocur 1173R(CIBA Specialty Chemicals Inc., Basel, Schweiz) versetzt. Um den atmosphärischen Stickstoff zu entfernen wurde der die Lösung enthaltende Kolben in flüssigem Stickstoff eingefroren, auf 0,01 mbar evakuiert und auf Raumtemperatur zurückgebracht. Dieser Vorgang wurde 2-mal wiederholt. Anschließend wurde der evakuierte Kolben in einen mit Stickstoff gefüllten Handschuhkasten gegeben. Darin wurde die entgaste Lösung des Makromeren mit einer Pipette in Kontaktlinsenformen aus Polypropylen dosiert. Die Formen wurden geschlossen und 5 Minuten mit UV-Licht mit einer Intensität von 15 mW/cm² bestrahlt. Sodann wurden die Formen aus dem Handschuhkasten entnommen und geöffnet. Die erhaltenen Kontaktlinsen wurden 24 Stunden in Isopropanol extrahiert, in phosphatgepufferter Natriumchloridlösung äquilibriert und durch 30-minütiges Autoklavisieren bei einer Temperatur von 121ºC sterilisiert. Die erhaltenen Kontaktlinsen wiesen einen mit Dichlormethan extrahierbaren Anteil von 3,1% (Gew./Gew.), eine Wasseraufnahme von 24,5% (Gew./Gew.) und eine Ionenfluss-Ionenpermeabilität von 6 · 10&supmin;&sup5; mm²/min auf.

Claims

1. Biomedizinischer Formkörper, erhältlich durch Polymerisieren oder Vernetzen eines im wesentlichen aus folgenden Bestandteilen bestehenden amphiphilen, segmentierten Copolymeren in einer Form:

(A) mindestens ein sauerstoffdurchlässiges Polymersegment A, bei dem es sich handelt um (i) ein Polysiloxan, (ii) einen Perfluoralkylpolyether, (iii) ein ungesättigtes Polymeres, das unter unsubstituierten oder halogen- oder C&sub1;-C&sub4;-alkylsubstituierten, konjugierten aliphatischen oder alicyclischen Dienen und Polymeren eines unsubstituierten oder C&sub1;-C&sub4;-alkyl- oder trimethylsilylsubstituierten Alkins oder Dialkins ausgewählt ist, oder (iv) ein Gemisch aus mehr als einer Art der erwähnten sauerstoffdurchlässigen Polymeren; und

(B) mindestens ein ionendurchlässiges Polymersegment B, das von einem cyclischen Iminoether der folgenden Formel abgeleitet ist

worin R&sub9; Alkenyl, Alkyl oder Hydroxyalkyl mit jeweils bis ZU 4 Kohlenstoffatomen oder das 2-Isocyanatoethylmethacrylat-Addukt des Hydroxyalkylrestes bedeutet und t den Wert 2 oder 3 hat; wobei das Segment A und das Segment B durch eine nichthydrolysierbare

- Bindung verknüpft sind und wobei das Copolymere mindestens eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe enthält.

2. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 1, wobei es sich beim Segment A des Copolymeren um ein Polysiloxan der Formel (I) handelt

in der n eine ganze Zahl mit einem Wert von 5 bis 200 bedeutet; Alk Alkylen mit bis zu 20 Kohlenstoffatomen bedeutet; 80-100% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Alkyl bedeuten und 0-20% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Alkenyl, Aryl, Fluoralkyl oder Cyanoalkyl bedeuten.

3. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 2, wobei R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; jeweils Methyl bedeuten.

4. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 1, wobei es sich beim Segment A des Copolymeren um einen Perfluoralkylpolyether der Formel (1I) handelt

-(E)k-Z-CF&sub2;-(OCF&sub2;)X-(OCF&sub2;CF&sub2;)y-OCF&sub2;-Z-(E)k (II)

in der x + y eine Zahl im Bereich von 10 bis 100 bedeuten, die Reste Z jeweils unabhängig voneinander einen zweiwertigen Rest mit bis zu 12 Kohlenstoffatomen oder eine Bindung bedeuten; die Reste E jeweils unabhängig voneinander -(OCH&sub2;CH2)q-, bedeuten, wobei q einen Wert von 0 bis 2 als statistischer Mittelwert hat, und wobei die Verknüpfung -Z-E- die Sequenz -Z-(OCH&sub2;CH2)q- darstellt; und k den Wert 0 oder 1 hat.

5. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 1, wobei es sich beim Segment A des Copolymeren um syndiotaktisches Poly-1,2-butadien, Poly- 1,4-butadien oder Polyisopren handelt.

6. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 1, wobei das Segment A gemäß der Definition in Anspruch 1 aus Perfluoralkylpolyether- oder Polybutadien-Untersegmenten (a) und Polysiloxan-Untersegmenten (b) besteht.

7. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei es sich beim cyclischen Iminoether zum Aufbau des Segments B des Copolymeren um 2-Methyloxazolin, 2-(Hydroxymethyl)-oxazolin oder 2- (Hydroxyethyl)-oxazolin handelt.

8. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei es sich beim cyclischen Iminoether zum Aufbau des Segments B des Copolymeren um 2-Methyloxazolin handelt.

9. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei es sich beim Copolymeren um ein Triblock-Copolymeres handelt, das ein Segment A und zwei Segmente B, die an den Enden von Segment A angebracht sind, umfasst.

10. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei es sich beim Copolymeren um ein Kombinationstyp-Copolymeres der Formel (XII) handelt

worin die Segemnte B seitenständig am Segment A stehen und v eine ganze Zahl mit einem Wert von 0 bis 20 bedeutet.

11. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei das Copolymere durch ein Verfähren hergestellt worden ist, das folgende Stufen umfasst:

a) Bereitstellen mindestens einer thermisch oder photochemisch aktivierbaren, kationischen oder radikalischen Initiatorgruppe an mindestens einem Ende oder in seitenständiger Position einer Verbindung, die als Segment A im Copolymeren dient;

b) Durchführen einer Pfropfpolymerisation an der im Segment A vorhandenen Initiatorgruppe unter Verwendung eines Monomeren, von dem sich das Segment B ableitet; und

c) Umsetzen des auf diese Weise erhaltenen segmentierten Copolymeren oder eines geeigneten Derivats davon mit einer funktionalisierten Verbindung, die eine polymerisierbare, ungesättigte Gruppe trägt.

12. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 11, wobei die funktionalisierte Verbindung, die eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe gemäß Stufe c) trägt, ausgewählt ist unter: Hydroxystyrol, Allylalkohol, HEMA, Propargylalkohol, Allylamin, Propargylamin, 2- Isocyanatoethylmethacrylat, Vinylisocyanat, Allylisocyanat, Acryloylisocyanat, Styrolisocyanat, Vinylbenzylisocyanat, Propargylisocyanat und (Meth)acrylsäureanhydrid.

13. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 12, erhältlich durch Polymerisieren oder Vernetzen eines amphiphilen, segmentierten Copolymeren in Gegenwart eines weiteren Vinyl-Comonomeren oder Vernetzungsmittels, das mindestens zwei ungesättigte Gruppen enthält.

14. Biomedizinischer Formkörper nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei es sich um eine ophthalmische Vorrichtung zur Sehkorrektur handelt.

15. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 14, wobei es sich um eine Kontaktlinse handelt.

16. Kontaktlinse nach Anspruch 15, wobei es sich um eine wasserhaltige weiche Kontaktlinse mit einem Wassergehalt in der Masse von 5 bis 30, vorzugsweise 10 bis 20 und insbesondere 10 bis 15 Gew.-%, bezogen auf das Gesamtgewicht der Linse, handelt.

17. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 14, wobei es sich um eine Intraokularlinse handelt.

18. Biomedizinischer Formkörper nach Anspruch 14, wobei es sich um ein lentikuläres Hornhautimplantat (künstliche Hornhaut) handelt.

19. Vernetzbares oder polymerisierbares amphiphiles, segmentiertes Copolymeres, erhältlich durch ein Verfahren, das folgende Stufen umfasst:

(a) Bereitstellen eines sauerstoffdurchlässigen Polymeren, bei dem es sich um (i) ein Polysiloxan, (ii) einen Perfluoralkylpolyether, (iii) ein ungesättigtes Polymeres, das unter unsubstituierten oder halogen- oder C&sub1;-C&sub4;-alkylsubstituierten, konjugierten, aliphatischen oder alicyclischen Dienen und Polymeren eines unsubstituierten oder C&sub1;-C&sub4;- alkyl- oder trimethylsilylsubstituierten Alkins oder Dialkins ausgewählt ist, oder (iv) ein Gemisch aus mehr als einer der vorstehend erwähnten Arten von sauerstoffdurchlässigen Polymeren, wobei das sauerstoffdurchlässige Polymere mindestens eine thermisch oder photochemisch aktivierbare, kationische oder radikalische Initiatorgruppe an mindestens einem Ende oder in seitenständiger Position des Polymeren aufweist;

(b) Durchführen einer Pfropfpolymerisation an der am Polymeren vorhandenen Initiatorgruppe unter Verwendung eines cyclischen Iminoethers der Formel

worin R&sub9; Alkenyl, Alkyl oder Hydroxyalkyl mit jeweils bis zu 4 Kohlenstoffatomen bedeutet und t den Wert 2 oder 3 hat, wodurch ein Copolymeres mit mindestens einem sauerstoffdurchlässigen Segment A und einem jonendurchlässigen Segment B bereitgestellt wird, die miteinander über eine nicht-hydrolysierbare Bindung der Formeln

verknüpft sind;

(c) Verkappen der Initiatorgruppe am Kettenende mit einer Verbindung, die OH- oder NH-Gruppen oder ungesättigte Gruppen am Ende des wachsenden Segments zurücklässt; und

(d) für den Fall, dass OH- oder NH-Gruppen am Ende des wachsenden Segments vorhanden sind, Umsetzen der Hydroxyl- oder -NH-Gruppen mit einer bifunktionellen Verbindung, die eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe trägt.

20. Copolymeres nach Anspruch 19, wobei die Verbindung gemäß Stufe c) , die ungesättigte Gruppen zurücklässt, unter Hydroxystyrol, Allylalkohol, HEMA, Propargylalkohol, Allylamin und Propargylamin ausgewählt ist.

21. Copolymeres nach Anspruch 19, wobei die bifunktionelle Verbindung gemäß Stufe d), die eine polymerisierbare ungesättigte Gruppe trägt, unter 2-Isocyanatoethylmethacrylat, Vinylisocyänat, Allylisocyanat, Acryloylisocyanat, Styrolisocyanat, Vinylbenzylisocyanat, Propargylisocyanat und (Meth)acrylsäureanhydrid ausgewählt ist.

22. Copolymeres nach Anspruch 19, wobei es sich beim sauerstoffdurchlässigen Polymeren gemäß Stufe a) um ein Polysiloxan der Formel (I) handelt

in der n eine ganze Zahl mit einem Wert von 5 bis 200 bedeutet; Alk Alkylen mit bis zu 20 Kohlenstoffatomen bedeutet; 80-100% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Alkyl bedeuten und 0-20% der Reste R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; unabhängig voneinander Alkenyl, Aryl, Fluoralkyl oder Cyanoalkyl bedeuten und in der eine Initiatorgruppe an jeden Alk-Rest gebunden ist.