ES2230421T3 - Sistema de circuito cardiopulmonar artificial. - Google Patents
Sistema de circuito cardiopulmonar artificial.Info
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Abstract
Sistema de circuito cardiopulmonar artificial que comprende un oxigenador (50) con membrana de fibras huecas que comprende: una serie de membranas (52) de fibras huecas porosas para intercambio de gas con una parte de contacto con la sangre que establece contacto con la sangre en un lado de la misma y una parte de contacto con el gas que establece contacto con el gas en el otro lado; y un cuerpo envolvente (51) que contiene las membranas (52) de fibras huecas en su interior, y en el que, como mínimo, una parte de la zona en contacto con la sangre del oxigenador (50) con membrana de fibras huecas está dotado de recubrimiento con un polímero que comprende una unidad repetitiva representada por la siguiente fórmula general (1): **(Fórmula)** (En la que R1 es hidrógeno o un grupo metilo, R2 es un grupo alquileno que tiene de 1 a 4 átomos de carbono y R3 es un grupo alquilo que tiene de 1 a 4 átomos de carbono) como componente estructural principal, en el que el polímero tiene una viscosidad de5.000 poise (500 Paus) o más a 65ºC.
Description
Sistema de circuito cardiopulmonar
artificial.
La presente invención se refiere a un sistema de
circuito cardiopulmonar artificial excelente en cuanto a
compatibilidad con el organismo. Más particularmente, la presente
invención se refiere a un sistema de circuito cardiopulmonar
artificial que tiene la parte de contacto con la sangre dotada de un
recubrimiento de material de polialcoxialquil metacrilato que es
excelente en la compatibilidad con la sangre.
En estos últimos años, se han desarrollado y
utilizado en una serie de aplicaciones instrumentos médicos que
utilizan materiales polímeros. Se incluyen entre los ejemplos de los
mismos los riñones artificiales, oxigenadores, membranas de
separación de plasma, catéteres, vasos artificiales, juntas
artificiales, piel artificial y otros. Los polímeros artificiales
introducidos en los organismos vivos pasan a ser substancias
extrañas con respecto a los organismos y provocan reacciones de
biofilaxis, de manera que ocurren eventos poco deseables para los
organismos. De acuerdo con ello, se ha hecho necesario el desarrollo
actual de materiales que no provoquen reacciones de biofilaxis, es
decir, materiales que presenten características de compatibilidad
excelente con el organismo o con la sangre. Es conocido que
materiales que tienen microfases con estructuras separadas formadas
por una fase hidrofílica y una fase hidrofóbica son excelentes en
cuanto a compatibilidad con la sangre, en particular compatibilidad
con las plaquetas. No obstante, para conseguir este efecto, se debe
desarrollar separación de fases de dimensiones determinadas y las
condiciones que controlan esta estructura están limitadas dentro de
una estrecha gama, de manera que su utilización es limitada. También
es sabido que se puede desarrollar compatibilidad de plaquetas
formando un hidrogel constituido a base de polietilén glicol o
similar en una superficie del material. No obstante, la
compatibilidad dura solamente un corto período de tiempo y es
difícil desarrollar compatibilidad a largo plazo. Por otra parte,
las plaquetas se adhieren considerablemente a una superficie de
materiales hidrofóbicos tales como polipropileno y polietilén
tereftalato provocando su activación.
Por otra parte, en el caso de compatibilidad a un
sistema complementario en compatibilidad con la sangre, luego es
sabido que la actividad de complemento es notable en la celulosa y
en un copolímero de etileno/alcohol vinílico y que los grupos
hidroxilo presentes en los polímeros constituyen la causa de
activación. Por el contrario, los materiales hidrofóbicos que
incluyen polipropileno son conocidos que tienen menos actividad
complementaria (Jinko Zoki (Artificial Organ) 16 (2), pp
1045-1050 (1987)).
Se da a conocer polialcoxialquil metacrilato en
el documento JP 4-152952 A como material que tiene
compatibilidad con las plaquetas, actividad anticomplementaria,
facilidad de control superficial y otros, de manera bien equilibrada
y situado para uso práctico como material de recubrimiento.
No obstante, este material es un polímero no
cristalino que tiene temperatura de transición en estado vítreo de
0ºC o menor y se encuentra en un estado de caramelización dura y
casi no fluye a temperatura ambiente sino que cuando la temperatura
se ha elevado, desarrolla capacidad de flujo de modo natural. Por lo
tanto, para instrumentos médicos dotados de recubrimiento de este
material, las características de flujo del material son de gran
preocupación. Es decir, el material recibe una gran influencia
cuando es sometido a un proceso de producción en el que se aplica
calor para evaporación de un disolvente de recubrimiento,
esterilización de gas y similares. Además, durante el proceso de
transporte, cuando se deja reposar en un vehículo de transporte en
épocas de calor, el material queda expuesto a un ambiente de elevada
temperatura, lo cual posiblemente resulte en un importante problema
en la estabilización de la calidad y comportamiento del material. De
forma específica, en el caso en el que se adapta el polialcoxialquil
metacrilato a un sistema de circuito cardiopulmonar artificial
incluyendo un oxigenador de membranas de fibras huecas, cuando la
temperatura se incrementa por las causas anteriormente indicadas,
existe la posibilidad de que la capacidad de flujo del polímero
aumente y el polímero penetre dentro de los microporos de la
membrana, disminuyendo la capacidad de intercambio de gases de la
membrana.
El documento
EP-A-0 908 191 da a conocer un
oxigenador con membrana de fibras huecas en el que la superficie
externa (en contacto con la sangre) de las fibras está dotada de un
recubrimiento de un polímero sintético formado por alcoxialquil
metacrilato que contiene grupos C(1-4) alcoxi
y C(1-4) alquilo. Dicha solicitud de patente
no describe ni sugiere un oxigenador de membrana con fibras huecas
con elevada estabilidad térmica en el que el polímero utilizado para
el recubrimiento de la superficie externa de las fibras tiene una
viscosidad de 500 Pa\cdots o más a 65ºC.
Un objetivo de la presente invención consiste en
dar a conocer un sistema de circuito cardiopulmonar artificial que
tiene compatibilidades con los organismos con elevada estabilidad,
comprendiendo un polialcoxialquil metacrilato que tiene elevada
viscosidad mínima de un valor específico, aunque quede situada en
una atmósfera de alta temperatura como material de recubrimiento en
una parte de la misma en contacto con la sangre. De manera
específica, es un objetivo de la presente invención dar a conocer un
sistema de circuito cardiopulmonar artificial que incluye un
material de recubrimiento que comprende un polialcoxialquil
metacrilato con una viscosidad en fusión a 65ºC de 5.000 poises (500
Pa\cdots) o más.
La presente invención se refiere a un sistema de
circuito cardiopulmunar artificial que incluye un oxigenador con
membrana de fibras huecas que comprende: una serie de membranas de
fibras huecas porosas para intercambio de gases que tienen una
parte de contacto con la sangre que establece contacto con la sangre
en una de sus caras y una parte de contacto con un gas que establece
contacto con un gas en la otra cara; y un cuerpo envolvente que
contiene en su interior las membranas de fibras huecas,
caracterizado porque, como mínimo, una parte de la zona en contacto
con la sangre del oxigenador con membranas de fibras huecas está
dotada de recubrimiento con un polímero que comprende una unidad
repetitiva representada por la siguiente fórmula general (1) como
componente estructural principal y que tiene una viscosidad a 65ºC
de 5.000 poise (500 Pa\cdots).
Fórmula química
1
...(1)---
CH_{2} ---
\delm{C}{\delm{\para}{COO --- R ^{2} --- O ---
R ^{3} }}R^{1}
---
(en la que R^{1} es hidrógeno o
un grupo metilo, R^{2} es un grupo alquileno que tiene de 1 a 4
átomos de carbono, y R^{3} es un grupo alquilo que tiene de 1 a 4
átomos de
carbono).
La presente invención se refiere al sistema de
circuito cardiopulmonar artificial antes mencionado, en el que el
polímero es polimetoxietil acrilato (es decir, R^{1} es hidrógeno,
R^{2} es un grupo etileno y R^{3} es un grupo metilo).
La presente invención se refiere al sistema de
circuito cardiopulmonar artificial antes mencionado, en el que el
polímero tiene una viscosidad de 7.800 poises (780 Pa\cdots) o
más.
La presente invención se refiere al sistema de
circuito cardiopulmonar artificial antes mencionado, en el que el
polímero tiene una magnitud de cobertura de 0,02 a 0,5
g/m^{2}.
El sistema de circuito cardiopulmonar artificial
según la presente invención es un sistema de circuito de circulación
sanguínea extracorpórea para eliminación de dióxido de carbono en la
sangre y para añadir oxígeno en la misma en sustitución del pulmón
de un organismo en el momento de cirugía a corazón abierto o similar
y que puede comprender como partes constitutivas del sistema del
circuito cardiopulmonar artificial un oxigenador con membrana de
fibras huecas y además del mismo un filtro arterial, un retenedor de
burbujas, un recipiente, una cardioplegia, una bomba centrífuga, una
cánula y tubos o conectores para su conexión.
De manera específica, el oxigenador con membrana
de fibras huecas utilizado en la presente invención está dotado de
un paso para flujo de sangre que tiene una abertura de entrada del
flujo sanguíneo y una abertura de salida del mismo, en el lado de la
parte de contacto con la sangre a través de una membrana porosa que
está constituida por una serie de membranas de fibras huecas porosas
con un paso para flujo de gas que tiene una entrada para flujo de
gas y una abertura de salida para flujo de gas en el lado que
corresponde a la parte de contacto con los gases. El oxigenador con
membrana de fibras huecas utiliza una serie de fibras huecas
realizadas en un material hidrofóbico tal como polipropileno que
tiene múltiples microporos con un diámetro de microporos comprendido
desde varias decenas de Angstroms a 0,1 \mum para el incremento
del intercambio de gases (ver, JP 7-313854 A); el
flujo de gas pasa al interior de las fibras huecas en forma de
flujos laminares y flujos sanguíneos en el intersticio entre el
cilindro externo y las fibras huecas. La membrana de fibras huecas
puede estar formada a partir de polímeros sintéticos tales como
polietilenos, poliestirenos, polipropilenos, polisulfonas, polimetil
metacrilatos, y politetrafluoroetilenos.
En el sistema de circuito cardiopulmonar
artificial de la presente invención, como mínimo una parte de la
zona en contacto con la sangre del oxigenador con membrana de fibras
huecas está dotada de un recubrimiento de un polímero específico y
es preferible que también las partes en contacto con la sangre de
las zonas constituyentes distintas del oxigenador con membrana de
fibras huecas estén recubiertas con el polímero específico.
La figura 1 es una sección transversal parcial
que muestra un ejemplo de oxigenador con membrana de fibras huecas
utilizado en el sistema de circuito cardiopulmonar artificial de la
presente invención.
A continuación, se describirá de manera detallada
haciendo referencia a la figura 1 un ejemplo ilustrativo del
oxigenador con membrana de fibras huecas utilizado en la presente
invención. No obstante, la presente invención no se debe considerar
como limitada a dicha realización.
La figura 1 muestra un oxigenador con membrana de
fibras huecas según una realización de la presente invención en
estado de montaje. Un oxigenador con membrana de fibras artificiales
(50) comprende un cuerpo envolvente cilíndrico (51) y una serie de
membranas (52) de fibras huecas porosas. Las membranas (52) de
fibras huecas están contenidas dentro del cuerpo envolvente (51) por
el cual se extienden sirviendo como membranas de intercambio de
gases. Las membranas (52) de fibras huecas adoptan forma de
cilindros, cada uno de los cuales tiene una cavidad interior y
superficies exterior e interior, de manera que las paredes de la
membrana están dotadas de una serie de microporos que forman pasos
para flujo de gas que comunican con el interior y el exterior de las
membranas de fibras huecas. Ambos extremos de cada una de las
membranas (52) de fibras huecas están fijadas de manera estanca a
los líquidos en el cuerpo envolvente (51) por tapas (53) y (54) sin
que quede ocluida ninguna abertura de fibra hueca que constituye la
membrana (52) de fibras huecas. El interior del cuerpo envolvente
(51) está dividido entre un paso (56) por el flujo de sangre, que es
una primera cámara de transporte de material formada por la
superficie externa de las membranas de fibras huecas, la pared
interna del cuerpo envolvente (51) y las tapas (53) y (54); así como
un paso (55) para un flujo de gas, que es una segunda cámara de
transporte de material formada dentro de las membranas de fibras
huecas (fibras huecas).
El cuerpo envolvente (51) está dispuesto en las
proximidades de un extremo con una abertura (60) de entrada de flujo
de gas para un gas que contiene oxígeno y en las proximidades del
otro extremo con una abertura (65) para la salida de flujo de gases.
Por lo tanto, en el oxigenador (50) de membrana mostrado en la
figura 1, las membranas (52) de fibras huecas a través de las cuales
se lleva a cabo el intercambio de gases entre la sangre y el gas son
paredes en forma de membranas que tienen microporos, con una parte
en contacto con la sangre en uno de sus lados que establece contacto
con la sangre constituido por la superficie externa de las membranas
(52) de fibras huecas y una parte de contacto con el gas en la otra
cara que está constituida por la superficie interna de las membranas
(52) de fibras huecas.
El oxigenador con membranas de fibras huecas
utilizado en la presente invención lleva constituido un paso (56)
para el flujo de la sangre dotado de una abertura (57) de entrada de
flujo sanguíneo y una abertura (58) de salida del flujo sanguíneo en
el lado de la parte de contacto con la sangre a través de la
membrana (52) de fibras huecas, y un paso (55) para el flujo de gas
dispuesto con una abertura (60) de entrada de flujo de gas y una
abertura (65) de salida de flujo de gas en el lado que corresponde a
la cara de contacto con el gas. Además, sobre la parte externa de la
tapa (53) está fijado un elemento (63) que forma un paso de flujo
que tiene la abertura (60) de entrada de flujo de gas y una parte
convexa anular (61) a través de un anillo roscado (64). Asimismo, en
la parte externa de la tapa (54) está fijado un elemento (67) de
formación de paso de flujo que tiene una abertura (65) de salida de
flujo de gas y una parte convexa anular (66) a través del anillo
roscado (68). Las partes convexas (70) y (71) de los elementos (63)
y (67) formadores de pasos de flujo hacen tope con las tapas (53) y
(54), respectivamente. En las respectivas periferias externas de las
partes convexas (70) y (71) está dispuesto un sellante a través de,
como mínimo, uno de los dos orificios (75) y (76), y (77) y (78),
dispuestos respectivamente en los anillos roscados (64) y (68) para
fijar con estanqueidad a los líquidos los elementos (63) y (67)
formadores de pasos a las tapas (53) y (54), respectivamente. En el
oxigenador con membrana de fibras huecas anteriormente mencionado,
utilizado en la presente invención, por lo menos una parte de la
zona en contacto con la sangre de las membranas de fibras huecas
(52), es decir, como mínimo la superficie externa de la membrana
(52) de fibras huecas, está dotada de recubrimiento con el polímero
específico que se describirá más adelante.
La totalidad o una parte de contacto con la
sangre de la membrana porosa puede estar dotada de recubrimiento. Un
promedio de recubrimiento de la parte de contacto con la sangre es
preferentemente de 0,02 a 0,5 g/m^{2}, más preferentemente de 0,05
a 0,2 g/m^{2}. Al encontrarse la cantidad de material de cubrición
dentro de esta gama de valores, se puede obtener un sistema de
circuito cardiopulmonar artificial excelente en cuanto a
compatibilidad con la sangre y estabilidad térmica.
En la presente invención, la parte de contacto
con la sangre de la membrana de fibras huecas está dotada de un
recubrimiento de un polímero sintético que comprende alcoxialquil
metacrilato de fórmula general (1), fórmula repetitiva como unidad
componente.
Fórmula química
2
...(1)---
CH_{2} ---
\delm{C}{\delm{\para}{COO --- R ^{2} --- O ---
R ^{3} }}R^{1}
---
en la que R^{3} es un grupo
alquilo que tiene de 1 a 4 átomos de carbono tal como el grupo
metilo, grupo etilo, grupo propilo y grupo butilo; -R^{2}- es un
grupo alquileno que tiene de 1 a 4 átomos de carbono tal como grupo
metileno, grupo etileno, grupo propileno y grupo butileno; y R^{1}
es hidrógeno o un grupo metilo. Entre estas combinaciones, el
acrilato de metoxietilo es particularmente deseable teniendo una
combinación en la que R^{3} es un grupo metilo, -R^{2}- es un
grupo etileno y R^{1} es H, desde el punto de vista de
compatibilidad con la sangre y efectividad de
costes.
costes.
El polímero antes mencionado tiene una viscosidad
a 65ºC de 5.000 poises (500 Pa\cdots) o más, preferentemente de
7.800 poises (780 Pa\cdots) o más, más preferentemente 15.000
poises (1.500 Pa\cdots) a 20.000 poises (2.000 Pa\cdots). Con la
viscosidad del polímero dentro de esta gama de valores, se puede
obtener la estabilidad térmica requerida de los oxigenadores, es
decir, los oxigenadores tienen el efecto de prevenir la oclusión de
los microporos en la membrana porosa debido al alto flujo de
alcoxialquil metacrilato.
En general, los polímeros de alcoxialquil
metacrilato tienen temperaturas de transición en estado vítreo a
temperatura ambiente o inferiores a la misma y, por lo tanto, se
encuentran en forma de un material acaramelado a temperatura
ambiente mostrando capacidad de flujo que depende de su peso
molecular. Después de aplicación en forma de recubrimiento sobre un
artículo poroso, tal como la membrana de un oxigenador, el polímero
puede quedar expuesto a temperaturas elevadas del orden de 60 a 70ºC
en el proceso de separación de los disolventes por destilación o
esterilización o en el proceso de distribución. Por esta razón, el
polímero dotado de recubrimiento tendrá una menor viscosidad
incrementando la capacidad de flujo. En esta ocasión, si la
viscosidad disminuye demasiado, el polímero puede ser absorbido de
manera no deseable en los microporos debido a la capilaridad. Esto
significa la oclusión de los microporos, indicando la posibilidad de
disminución de la intercambiabilidad de gases. La disminución del
comportamiento de intercambio gaseoso no provocará un problema
clínico grave mientras la disminución llegue hasta 15%, pero si la
disminución supera 15% aproximadamente, existe la posibilidad de que
disminuya el comportamiento de la membrana. En particular, por
ejemplo, se puede medir el comportamiento del intercambio de gases
por el método de flujo de gas descrito más adelante en el ejemplo
1.
La viscosidad de un polímero viene notablemente
influenciada por la distribución de peso molecular, y por lo tanto,
un peso molecular deseable del polímero no queda definido de manera
única. No obstante, en el caso de que un polímero tenga una gama de
valores de peso molecular estrecha en la que la proporción (Mw/Mn),
dividiendo el peso molecular promedio (Mw) por el peso molecular
promedio en número (Mn), es baja, del orden de 1 a 1,5
aproximadamente, el peso molecular promedio del polímero (Mw) es
preferentemente de 40.000 o más, y más preferentemente de 60.000 o
más como norma habitual. Por otra parte, en el caso en el que el
polímero tenga una gama de pesos moleculares amplia del orden en el
que la proporción (Mw/Mn) es de 2,0 a 3,0 aproximadamente, el valor
habitual de Mw es de 200.000 aproximadamente o más. La viscosidad
tal como se utiliza en esta descripción significa viscosidad medida
utilizando un viscosímetro rotativo. En el presente estudio, la
viscosidad fue medida utilizando un viscosímetro de tipo E de tipo
Visconic EHD fabricado por Tokyo Keiki Co., Ltd. con un disco
rotativo de forma cónica con un diámetro de 15,4 mm a 0,5 rpm a una
temperatura de 65ºC.
El polialcoxialquil metacrilato que se puede
utilizar en la presente invención se puede obtener por un método
conocido de polimerización/purificación. Es decir, se puede
sintetizar por polimerización radical utilizando un peróxido o un
azocompuesto como iniciador, polimerización por radical de radiación
utilizando radiación tal como rayos gamma, o polimerización aniónica
utilizando un compuesto organometálico como iniciador. Entre ellos,
un polímero monodisperso obtenido por polimerización aniónica viva
puede proporcionar un polímero que tiene compatibilidad con la
sangre de la manera más simple. Cuando el polímero antes mencionado
es sintetizado por polimerización de radical, la proporción (Mw/Mn)
tendrá un valor grande, por lo tanto la gama de distribución de peso
molecular resulta más amplia y el efecto de plastificación de la
zona de bajo peso molecular funciona de manera que resulta necesario
hacer el peso molecular extremadamente grande a efectos de
incrementar la viscosidad a un nivel alto o eliminar polímeros en la
zona de peso molecular bajo por precipitación fraccional. Para esta
elevada polimerización, la purificación de monómeros y disolventes
de polimerización en alta precisión y la precipitación fraccional
necesitan una gran cantidad de disolventes orgánicos/disolventes no
orgánicos. Ambos métodos comportan de manera inevitable un
incremento de los costes. De ello, se sigue que en el material
compatible con la sangre de alcoxialquil metacrilato a utilizar en
la presente invención, es preferible que el polímero sintetizado por
un método de polimerización aniónico se utilice en consideración de
la facilidad de síntesis y facilidad del proceso de purificación. El
polímero utilizado en la presente invención tiene una proporción
(Mw/Mn) en una gama de valores de 1,0 a 1,5 y más preferentemente de
1,0 a 1,2.
El material compatible con la sangre utilizado en
la presente invención es habitualmente un homopolímero incluyendo
solamente una unidad repetitiva de la fórmula (1) antes descrita. No
obstante, para mejorar las características físicas del polímero
obtenido de este modo, se pueden utilizar también copolímeros o
mezclas de otras unidades de monómeros. Se incluyen entre los
ejemplos de otros monómeros los hidrocarburos insaturados tales como
estireno, butadieno e isopreno; monómeros de acrilato tales como
ésteres de ácido metacrílico, por ejemplo, metil metacrilato, etil
metacrilato, butil metacrilato, etc.; monómeros de acrilamida tales
como acrilamida, N,N-dimetilacrilamida, y
morfolineacrilamida y similares. Los tipos de copolímeros pueden ser
de cualquier tipo de polimerización al azar, copolimerización en
bloque y copolimerización por injerto y otros sin impedimentos. Se
debe notar que las cantidades utilizadas de otros monómeros se
pueden encontrar en gamas en las que la compatibilidad con la sangre
y la resistencia al calor del polímero, constituido principalmente
por la unidad repetitiva de la fórmula (1) utilizada en la presente
invención, no se perjudica. En particular, se pueden utilizar otros
monómeros en 40% molar o menos de la totalidad del polímero, más
preferentemente 10% molar o menos, y todavía más preferentemente 5%
molar o menos.
A continuación, se describirá la presente
invención de manera detallada mediante ejemplos. No obstante, la
presente invención no se debe considerar limitada de este modo. Se
debe observar que dado que resulta imposible reproducir toda la
histéresis térmica que puede ser recibida por los oxigenadores de
membrana con fibras huecas actuales, se llevaron a cabo experimentos
de substitución. Es decir, el módulo de fibras huecas mostrado en la
figura 1 como ejemplo fue colocado en una estufa de aire a 60ºC
durante 1 hora y se obtuvo una proporción de flujo de gas por
medición de las proporciones de flujo de gas antes y después del
tratamiento térmico. La resistencia térmica del módulo de fibras
huecas fue evaluada al clasificar las muestras en las que la
proporción de flujo gaseoso después del tratamiento térmico es de
85% o superior en comparación con muestras no calentadas pasando la
prueba. Asimismo, el módulo oxigenador de los ejemplos
1-5 descritos a continuación fue incorporado en un
sistema de circuito de circulación externa. En el sistema, la
perfusión sanguínea fue realizada a 37ºC de temperatura sanguínea, 1
L/min de caudal durante 4 horas. La velocidad de cambio de plaquetas
en la sangre era de 15% o menos después de 240 minutos (método de
medición tal como se describe en
JP-11-114056 A).
A una solución de 10 g de metoxietil acrilato en
90 ml de tolueno se añadió azobisisobutironitrilo (AIBN) en una
cantidad equivalente a 0,3-0,7% en peso basado en el
monómero y la mezcla fue calentada a 70ºC durante una noche bajo
atmósfera de nitrógeno para llevar a cabo la síntesis del
polimetoxieltil acrilato (abreviado a continuación en algunos casos
como "PMEA") por un método de polimerización radical. El
polímero obtenido de esta manera fue reprecipitado a partir de una
solución en un disolvente mixto de hexano/dietil éter obteniendo
PMEA. La viscosidad del PMEA obtenido de esta manera fue medido
utilizando un viscosímetro E de tipo Visconic EHD fabricado por
Tokyo Keiki Co., Ltd. con un disco rotativo de forma cónica con un
diámetro de 15,4 mm a 0,5 rpm a una temperatura de 65ºC, mostrándose
los resultados en la Tabla 1. Además, el PMEA obtenido de este modo
fue aplicado como recubrimiento sobre la superficie exterior de las
membranas de fibras huecas mostradas en la figura 1. Es decir, el
PMEA fue disuelto en un disolvente mixto de agua:metanol:etanol de
6:1:3 para preparar una solución de polímero que tiene una
concentración de 0,5% en peso. La solución fue obligada a pasar al
lado de flujo sanguíneo de un módulo oxigenador que tiene un área
superficial de membrana de 1,8 m^{2} y que está formado por
membranas de fibras huecas de polipropileno poroso que tienen un
diámetro interno de 195 \mum, un diámetro externo de 295 \mum y
una porosidad de 35%, recubriendo de esta manera toda la parte en
contacto con la sangre del oxigenador con el PMEA. Después de
eliminar por destilación en disolvente, el flujo gaseoso del módulo
oxigenador fue medido haciendo pasar gas N_{2}. A continuación, el
módulo oxigenador fue colocado en una estufa de aire a 60ºC durante
1 hora para llevar a cabo el tratamiento térmico y a continuación su
flujo gaseoso fue medido de manera similar. Los resultados de
medición de retención de flujo gaseoso (%) se muestran en la Tabla
1. Se debe observar que la cantidad de cubrición de PMEA de la parte
en contacto con la sangre medida por el método de extracción de
disolvente utilizando metanol fue de 0,17 g/m^{2} como
promedio.
Se enfrió a -60ºC una solución de 10 g de
metoxietil acrilato en 90 ml de tolueno. En este caso, se añadió
butillitio, un catalizador de polimerización, y la mezcla fue
agitada durante 10 horas bajo una atmósfera de nitrógeno para llevar
a cabo la polimerización. Para desactivar los terminales vivos del
polímero, se añadió metanol para detener la reacción de
polimerización. Después de ello, la solución de tolueno fue lavada
con ácido clorhídrico diluido para eliminar los metales derivados
del catalizador y a continuación se lavó con agua destilada. A
continuación, se precipitó nuevamente en hexano para obtener PMEA
polimerizado aniónicamente. La viscosidad y retención de flujo
gaseoso (%) del PMEA obtenido de este modo y la cantidad de
recubrimiento de PMEA de la parte de contacto de la sangre se
midieron de igual manera que en el Ejemplo 1. Los resultados
obtenidos se muestran en la Tabla 1.
Ejemplos 3 a
5
Se cambiaron para obtener diferentes PMEA las
condiciones de polimerización radical o de polimerización aniónica
(iniciador de polimerización, tiempo de polimerización, temperatura
de reacción y disolvente de reacción). La viscosidad, retención de
flujo gaseoso (%) y cantidad de cubrición de PMEA de la parte de
contacto con la sangre se midieron con respecto a cada uno de los
PMEA obtenidos de esta manera de igual forma que en los Ejemplos 1 y
2. Los resultados obtenidos se muestran en la Tabla 1.
Ejemplos comparativos 1 y
2
Se llevó a cabo polimerización por el mismo
procedimiento de polimerización radical que en el Ejemplo 1, excepto
que el iniciador de polimerización, tiempo de polimerización,
temperatura de reacción y disolvente de reacción se variaron para
obtener valores de PMEA con viscosidades de 4.200 poises
(Pa\cdots) y 2.300 poises (230 Pa\cdots), respectivamente. La
viscosidad y retención de flujo gaseoso (%) de cada uno de los PMEA
obtenidos de este modo fueron medidas de igual manera que en los
Ejemplos 1 a 5, y los resultados obtenidos se muestran en la Tabla
1.
De modo convencional, en el caso en que la parte
en contacto del sistema de circuito cardiopulmonar artificial está
recubierto con un material compatible con la sangre, provoca en
algunos casos el problema de disminución de la velocidad de
intercambio de gas debido a la penetración de la solución de
recubrimiento en el interior de los microporos provocando la
oclusión de los microporos. Como contraste, el sistema de circuito
cardiopulmonar artificial de la presente invención, que tiene la
parte en contacto con la sangre recubierta con un polímero de
polialcoxi metacrilato que es excelente en compatibilidad con la
sangre y que tiene viscosidad específica, puede retener su situación
de recubrimiento de manera uniforme incluso cuando está expuesta a
un ambiente a alta temperatura durante o después del proceso de
producción y, por lo tanto, tiene elevadas compatibilidades con el
organismo.
Claims (5)
1. Sistema de circuito cardiopulmonar artificial
que comprende un oxigenador (50) con membrana de fibras huecas que
comprende: una serie de membranas (52) de fibras huecas porosas para
intercambio de gas con una parte de contacto con la sangre que
establece contacto con la sangre en un lado de la misma y una parte
de contacto con el gas que establece contacto con el gas en el otro
lado; y un cuerpo envolvente (51) que contiene las membranas (52) de
fibras huecas en su interior, y en el que, como mínimo, una parte de
la zona en contacto con la sangre del oxigenador (50) con membrana
de fibras huecas está dotado de recubrimiento con un polímero que
comprende una unidad repetitiva representada por la siguiente
fórmula general (1):
...(1)---
CH_{2} ---
\delm{C}{\delm{\para}{COO --- R ^{2} --- O ---
R ^{3} }}R^{1}
---(En la que R^{1} es hidrógeno o
un grupo metilo, R^{2} es un grupo alquileno que tiene de 1 a 4
átomos de carbono y R^{3} es un grupo alquilo que tiene de 1 a 4
átomos de
carbono)
como componente estructural principal,
en el que el polímero tiene una viscosidad de
5.000 poise (500 Pa\cdots) o más a 65ºC.
2. Sistema de circuito cardiopulmonar artificial,
según la reivindicación 1, en el que el polímero de fórmula (1) es
polimetoxietil acrilato (es decir, en la fórmula (1), R^{1} es
hidrógeno, R^{2} es un grupo etileno y R^{3} es un grupo
metilo).
3. Sistema de circuito cardiopulmunar artificial,
según las reivindicaciones 1 ó 2, en el que el polímero tiene una
viscosidad de 7.800 poises (780 Pa\cdots) o más a 65ºC.
4. Sistema de circuito cardiopulmonar artificial,
según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que el
polímero es sintetizado por un método de polimerización aniónica y
tiene una proporción (Mw/Mn) dividiendo el peso molecular promedio
en peso (Mw) por el peso molecular promedio en número (Mn) en una
gama de valores de 1,0 a 1,5.
5. Sistema de circuito cardiopulmonar artificial,
según reivindicaciones 1 a 4, en el que el polímero tiene una
magnitud de recubrimiento de 0,02 a 0,5 g/m^{2}.
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