ES2970007T3

ES2970007T3 - Método para producir un dispositivo médico

Info

Publication number: ES2970007T3
Application number: ES21740915T
Authority: ES
Inventors: Rumiko Kitagawa; Masataka Nakamura
Original assignee: Toray Industries Inc
Current assignee: Toray Industries Inc
Priority date: 2020-01-16
Filing date: 2021-01-06
Publication date: 2024-05-23
Anticipated expiration: 2041-01-06
Also published as: KR102500448B1; WO2021145249A1; JP6954490B1; EP4066867A1; EP4066867A4; TWI753743B; JPWO2021145249A1; US20230057266A1; CN114828904B; US11613089B2; TW202146050A; EP4066867B1; KR20220098405A; CN114828904A

Abstract

Este método para producir un dispositivo médico que tiene un material base y una capa de polímero hidrófilo incluye una etapa para calentar, a 50-100°C, una solución que contiene: un material base colocado en una solución alcalina y pretratado a 50-100°C; un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo; y un ácido orgánico. Se proporciona un método para producir fácilmente un dispositivo médico hidrofilizado que tenga una durabilidad excelente. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Método para producir un dispositivo médico

Campo técnico

La presente invención se refiere a métodos de producción de dispositivos médicos.

Antecedentes de la técnica

Hasta ahora se han usado dispositivos que usan materiales blandos fabricados de resinas tales como un caucho de silicona e hidrogel y dispositivos que usan materiales duros tales como metal y vidrio en diversas aplicaciones en diversos campos.

Las aplicaciones de dispositivos que usan materiales blandos incluyen dispositivos médicos para su introducción en un organismo vivo y para cubrir una superficie de un organismo vivo, dispositivos de biotecnología tales como láminas de cultivo celular y materiales de soporte para regeneración tisular, y dispositivos cosméticos tales como envases faciales.

Las aplicaciones de dispositivos que usan materiales duros incluyen aparatos eléctricos tales como ordenadores personales, teléfonos móviles, pantallas, etc., ampollas para su uso en inyecciones, y uso como herramientas de diagnóstico y análisis tales como capilares, chips de biodetección, y similares.

En el uso de diversos dispositivos, tales como dispositivos médicos que se introducen en un organismo vivo o se fijan en la superficie de un organismo vivo, si es posible conferir mejores propiedades tales como hidrofilicidad, lubricidad, biocompatibilidad y efectos medicinales que antes de la modificación superficial en el dispositivo médico mediante modificación superficial, puede esperarse una mejora en la sensación al tacto, reducción de molestias, mejoras de los síntomas y similares en los usuarios (pacientes, etc.).

Se han conocido diversos métodos que usan un tratamiento con álcali como métodos para la modificación de la superficie de un sustrato en dispositivos médicos.

Por ejemplo, el documento de patente 1 da a conocer un método para conferir buena humectabilidad al agua a la superficie de un sustrato calentando el sustrato en una disolución que contiene un polímero que tiene un grupo hidroxilo con pH de desde 2,0 hasta 6,0. El documento de patente 1 también da a conocer que puede realizarse adicionalmente un pretratamiento con ácido o álcali.

Por ejemplo, el documento de patente 2 da a conocer una membrana hidrófila cuya superficie tiene grupos hidrófilos aniónicos que ha sido tratada con (se le ha aplicado) una disolución de compuesto de álcali para mejorar las propiedades antivaho de la superficie.

Lista de referencias

Bibliografía de patentes

Documento de patente 1: WO 2019/031477

Documento de patente 2: JP 2013-119555 A

Sumario de la invención

Problema técnico

Sin embargo, los presentes inventores estudiaron de manera intensiva para hallar que el efecto de modificación sobre la superficie del sustrato a menos de 100 °C mediante el método descrito en el documento de patente 1 no fue necesariamente suficiente.

Un método de este tipo tal como se describe en el documento de patente 2, que comprende preparar una superficie del sustrato que tenga un grupo hidrófilo aniónico, y luego tratar la superficie del sustrato con un compuesto alcalino para formar una membrana hidrófila, requiere las etapas, para preparar una superficie que tenga un grupo hidrófilo aniónico, de aplicar una disolución de recubrimiento que comprende 4 o más materias primas a un sustrato, secarlo usando una secadora de aire caliente, dejarlo pasar cerca de una lámpara de descarga sin electrodos, lavarlo con agua corriente y secarlo, y puede conducir a un aumento en el coste de producción debido al gran número de etapas. Además, el sustrato que va a usarse está limitado a sustratos que tienen un grupo aniónico en la superficie. Además, el método mejora la hidrofilicidad pero no mejora la lubricidad y, por tanto, el sustrato no se prefiere para su uso como material médico usado en la superficie de un organismo vivo que requiere lubricidad.

La presente invención se ha realizado en vista de los problemas mencionados anteriormente de la técnica convencional. Por tanto, la presente invención tiene como objetivo proporcionar un método de producción en el que se confiera una capa de polímero hidrófilo excelente en cuanto a durabilidad a una superficie del sustrato usando menos tipos de materiales de una manera simple sin necesidad de presurización.

Solución al problema

Para lograr el objeto anterior, la presente invención proporciona lo siguiente:

Un método de producción de un dispositivo médico que comprende un sustrato y una capa de polímero hidrófilo, que comprende las etapas de:

colocar el sustrato en una disolución de álcali y calentar el sustrato a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C para obtener un sustrato pretratado; y

colocar el sustrato pretratado en una disolución que contiene un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, y un ácido orgánico, y calentar el sustrato pretratado a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C.

Efectos ventajosos de la invención

Según la presente invención, puede conferirse una capa de polímero hidrófilo excelente en cuanto a durabilidad a la superficie de un dispositivo médico usando menos tipos de materiales de una manera simple sin necesidad de presurización.

Descripción de las realizaciones

La presente invención se refiere a un método de producción de un dispositivo médico que comprende un sustrato y una capa de polímero hidrófilo.

En la presente invención, la forma del dispositivo médico es, por ejemplo, una forma lenticular, tubular, de lámina, de película o similar a un recipiente.

Los ejemplos de un dispositivo médico lenticular incluyen una lente oftálmica, tales como una lente de contacto, una lente intraocular, una córnea artificial, un implante intracorneal, un implante sobrecorneal y una lente de gafas. Una lente oftálmica, especialmente una lente de contacto, es una de las realizaciones más preferidas de la presente invención.

Los ejemplos de un dispositivo médico tubular incluyen un tubo de infusión, un tubo de suministro de gases, un tubo de drenaje, un circuito de sangre, un tubo de recubrimiento, un catéter, una endoprótesis vascular, una cubierta, un conector de tubos, un puerto de acceso y una fibra hueca para un sistema de circulación extracorporal.

Los ejemplos de un dispositivo médico con forma de lámina o de película incluyen un material de apósito cutáneo, un material de apósito para heridas, un material de protección cutánea, un portador de medicamentos cutáneo, un chip biosensor y un material de cobertura de un endoscopio.

Los ejemplos de un dispositivo médico que tiene una forma similar a un recipiente incluyen un portador de fármacos, un manguito y una bolsa de drenaje.

En la presente invención, el dispositivo médico es preferiblemente una lente oftálmica, un material de apósito cutáneo, un material de apósito para heridas, un material de protección cutánea, un portador de medicamentos cutáneo, un tubo de infusión, un tubo de suministro de gases, un tubo de drenaje, un circuito de sangre, un tubo de recubrimiento, un catéter, una endoprótesis vascular, una cubierta, un chip biosensor o un material de cobertura para un sistema de circulación extracorporal o un endoscopio. Más preferiblemente, el dispositivo médico es una lente oftálmica. Tal como se describió anteriormente, en una de las realizaciones más preferidas de la presente invención, la lente oftálmica es una lente de contacto. La lente de contacto puede ser una lente de contacto para un propósito ortóptico o cosmético.

En la presente invención, es posible usar, como sustrato del dispositivo médico, tanto un sustrato hidratado como un sustrato no hidratado. Los ejemplos del material del sustrato hidratado incluyen un hidrogel y un hidrogel de silicona. El hidrogel de silicona es particularmente preferible porque tiene flexibilidad que confiere una comodidad excelente, y alta permeabilidad al oxígeno. Los ejemplos del sustrato no hidratado incluyen un material blando con bajo contenido en agua y un material duro con bajo contenido en agua. Es decir, en el método de producción de un dispositivo médico de la presente invención, el sustrato comprende preferiblemente uno o más materiales seleccionados del grupo que consiste en un hidrogel, un hidrogel de silicona, un material blando con bajo contenido en agua y un material duro con bajo contenido en agua.

La presente invención es aplicable tanto a un hidrogel habitual que no contiene silicona como a un hidrogel que contiene silicona (a continuación en el presente documento denominado “hidrogel de silicona”) en el caso de materiales para el sustrato hidratado. Es posible usar de manera particularmente adecuada el hidrogel de silicona puesto que pueden mejorarse significativamente las propiedades físicas superficiales.

A continuación en el presente documento, pueden usarse las denominaciones oficiales estadounidenses (USAN) para referirse a los materiales. En las USAN, existen casos donde las variaciones de un material se expresan añadiendo símbolos tales como A, B y C al final. Sin embargo, tal como se usa en el presente documento, todas las variaciones se expresan cuando no se añade ningún símbolo al final. Por ejemplo, cuando se escribe simplemente “ocufilcon”, expresa todas las variaciones, tales como “ocufilcon A”, “ocufilcon B”, “ocufilcon C”, “ocufilcon D”, “ocufilcon E” y “ocufilcon F.”

En el método de producción de un dispositivo médico de la presente invención, el hidrogel es preferiblemente un hidrogel seleccionado del grupo que consiste en tefilcon, tetrafilcon, helfilcon, mafilcon, polymacon, hioxifilcon, alfafilcon, omafilcon, hioxifilcon, nelfilcon, nesofilcon, hilafilcon, acofilcon, deltafilcon, etafilcon, focofilcon, ocufilcon, phemfilcon, metafilcon y vilfilcon.

Por ejemplo, en el caso de una lente de contacto de hidrogel, se clasifica en los grupos de clasificación de lentes 1 a 4 definidos por la Administración de Alimentos y Medicamentos (FDA). Especialmente, el grupo 2 y el grupo 4 son más preferibles, y el grupo 4 es particularmente preferible porque presenta buena humectabilidad al agua y propiedades antiensuciamiento.

El grupo 1 representa una lente de hidrogel no iónico que tiene un contenido de humedad de menos del 50 % en masa. Los ejemplos específicos del mismo incluyen tefilcon, tetrafilcon, helfilcon, mafilcon, polymacon e hioxifilcon.

El grupo 2 representa una lente de hidrogel no iónico que tiene un contenido de humedad del 50 % en masa o más. Los ejemplos específicos del mismo incluyen alfafilcon, omafilcon, hioxifilcon, nelfilcon, nesofilcon, hilafilcon y acofilcon. Omafilcon, hioxifilcon, nelfilcon y nesofilcon son más preferibles, omafilcon e hioxifilcon son todavía más preferibles, y omafilcon es particularmente preferible porque presenta humectabilidad al agua y propiedades antiensuciamiento satisfactorias.

El grupo 3 representa una lente de hidrogel iónico que tiene un contenido de humedad de menos del 50 % en masa. Un ejemplo específico del mismo incluye deltafilcon.

El grupo 4 representa una lente de hidrogel iónico que tiene un contenido de humedad del 50 % en masa o más. Los ejemplos específicos del mismo incluyen etafilcon, focofilcon, ocufilcon, phemfilcon, metafilcon y vilfilcon. Etafilcon, focofilcon, ocufilcon y phemfilcon son más preferibles, etafilcon y ocufilcon son todavía más preferibles, y etafilcon es particularmente preferible porque presenta humectabilidad al agua y propiedades antiensuciamiento satisfactorias.

Un ejemplo específico del hidrogel de silicona en el caso de, por ejemplo, una lente de contacto de hidrogel de silicona es preferiblemente un hidrogel de silicona seleccionado del grupo que pertenece al grupo 5 de clasificación de lentes de contacto definido por la Administración de Alimentos y Medicamentos (FDA).

El hidrogel de silicona es preferiblemente un polímero que tiene un átomo de silicio en la cadena principal y/o cadena lateral y tiene hidroficilidad, y los ejemplos del mismo incluyen un copolímero de un monómero que tiene un enlace siloxano y un monómero hidrófilo.

Específicamente, el hidrogel de silicona es preferiblemente un hidrogel de silicona seleccionado del grupo que consiste en lotrafilcon, galyfilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon, enfilcon, balafilcon, efrofilcon, fanfilcon, somofilcon, samfilcon, olifilcon, asmofilcon, formofilcon, stenfilcon, abafilcon, mangofilcon, riofilcon, sifilcon, larafilcon y delefilcon. Especialmente, lotrafilcon, galyfilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon, enfilcon, stenfilcon, somofilcon, delefilcon, balafilcon y samfilcon son más preferibles, lotrafilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon y enfilcon son todavía más preferibles, y narafilcon, senofilcon y comfilcon son particularmente preferibles porque presentan humectabilidad al agua y lubricidad satisfactorias.

El material blando con bajo contenido en agua y el material duro con bajo contenido en agua son preferiblemente un material que tiene un átomo de silicio porque presenta alta permeabilidad al oxígeno capaz de suministrar suficiente oxígeno a la córnea en el caso de, por ejemplo, el uso en un dispositivo médico tal como una lente oftálmica.

Por ejemplo, cuando el material duro con bajo contenido en agua es una lente de contacto, un ejemplo específico del material duro con bajo contenido en agua es preferiblemente un material duro con bajo contenido en agua seleccionado del grupo que pertenece a una clasificación de lentes de contacto definida por la Administración de Alimentos y Medicamentos (FDA).

Un material duro con bajo contenido en agua de este tipo es preferiblemente un polímero que tiene un átomo de silicio en la cadena principal y/o cadena lateral. Los ejemplos del mismo incluyen polímeros que tienen un enlace siloxano. Entre estos polímeros que tienen un átomo de silicio, aquellos en los que el átomo de silicio está contenido en el polímero mediante un enlace siloxano son preferibles desde el punto de vista de la permeabilidad al oxígeno. Los ejemplos específicos de tales polímeros incluyen metacrilato de tris(trimetilsililoxi)sililpropilo, polidimetilsiloxano que tiene un doble enlace en ambos extremos, homopolímeros que usan un (met)acrilato que contiene silicona, y copolímeros de estos monómeros y otros monómeros.

Específicamente, el material duro con bajo contenido en agua es preferiblemente un material seleccionado del grupo que consiste en neofocon, pasifocon, telefocon, silafocon, paflufocon, petrafocon y fluorofocon. Especialmente, neofocon, pasifocon, telefocon y silafocon son más preferibles, neofocon, pasifocon y telefocon son todavía más preferibles, y neofocon es particularmente preferible porque presenta humectabilidad al agua y propiedades antiensuciamiento satisfactorias.

En la presente invención, cuando el dispositivo médico es distinto de una lente de contacto, los ejemplos adecuados del material duro con bajo contenido en agua incluyen polietileno, polipropileno, polisulfona, polieterimida, poliestireno, poli(metacrilato de metilo), poliamida, poliéster, una resina epoxídica, un poliuretano y poli(cloruro de vinilo). Especialmente, el material duro con bajo contenido en agua es más preferiblemente polisulfona, poliestireno, poli(metacrilato de metilo) o poliamida, y es de manera particularmente preferible poli(metacrilato de metilo) porque presenta humectabilidad al agua y propiedades antiensuciamiento satisfactorias.

Los ejemplos específicos del material blando con bajo contenido en agua incluyen materiales blandos con bajo contenido en agua usados en dispositivos médicos tal como se mencionan en el documento WO2013/024799, en los que el contenido de humedad es del 10 % en masa o menos, el módulo de elasticidad es de 100 kPa o más y 2.000 kPa o menos y el alargamiento por tracción es del 50 % o más y el 3.000 % o menos. También es adecuado elastofilcon.

En la presente invención, cuando el dispositivo médico es distinto de las lentes oftálmicas, los ejemplos adecuados del material blando con bajo contenido en agua incluyen elastómeros de silicona, poliuretano blando, poli(acetato de vinilo), copolímeros de etileno-acetato de vinilo, resinas blandas de poliéster, resinas blandas acrílicas, poli(cloruro de vinilo) blando, caucho natural y diversos cauchos sintéticos.

Según la presente invención, es posible conferir una hidroficilidad (humectabilidad al agua) moderada a la superficie del dispositivo médico si el sustrato está hidratado o bajamente hidratado. Por tanto, el contenido de humedad del sustrato puede ser de desde el 0 hasta el 99 % en masa. El contenido de humedad del sustrato es preferiblemente del 0,0001 % en masa o más y de manera particularmente preferible del 0,001 % en masa o más, puesto que se mejora adicionalmente el efecto de conferir una hidroficilidad moderada a la superficie del dispositivo médico. El contenido de humedad del sustrato es preferiblemente del 60 % en masa o menos, más preferiblemente del 50 % en masa o menos y todavía más preferiblemente del 40 % en masa o menos.

Cuando el dispositivo médico es una lente de contacto, ya que es fácil garantizar el movimiento de la lente en los ojos, el contenido de humedad del sustrato es preferiblemente del 15 % en masa o más y todavía más preferiblemente del 20 % en masa o más.

El método de producción de un dispositivo médico en la presente invención comprende colocar un sustrato pretratado tal como se describirá a continuación en una disolución que contiene un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, y un ácido orgánico, y calentar el sustrato a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C.

En la presente invención, el pretratamiento es una etapa realizada antes de la etapa de colocar un sustrato en una disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico y calentarlo, y se refiere a una etapa de colocar el sustrato en una disolución de álcali y calentar el sustrato a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C.

En este caso, álcali significa un compuesto que presenta basicidad en agua. Los ejemplos de álcalis incluyen compuestos alcalinos orgánicos que incluyen de manera representativa aminas terciarias y fosfinas; compuestos alcalinos inorgánicos que incluyen de manera representativa hidróxido de potasio, hidróxido de sodio, hidróxido de calcio, carbonato de calcio, hidrogenocarbonato de potasio, carbonato de sodio, hidrogenocarbonato de sodio, hidrogenocarbonato de litio y ditionito de sodio (hidrosulfito de sodio); y compuestos alcalinos a base de sal de metal orgánico tales como metóxido de sodio y t-butóxido de potasio. Entre ellos, los compuestos alcalinos inorgánicos son preferibles en cuanto a bajos costes y una seguridad relativamente alta de los compuestos. Específicamente, un compuesto seleccionado de hidróxido de potasio, hidróxido de sodio, hidróxido de calcio, carbonato de calcio, hidrogenocarbonato de potasio e hidrogenocarbonato de sodio es más preferible; un compuesto seleccionado de hidróxido de potasio, hidróxido de sodio, hidróxido de calcio y carbonato de calcio es todavía más preferible; y el hidróxido de sodio es el más preferible.

El disolvente en la disolución de álcali es preferiblemente un disolvente altamente polar en cuanto a solubilidad. Los ejemplos incluyen alcoholes tales como metanol, etanol, alcohol isopropílico, n-propanol, n-butanol, monometil éter de etilenglicol y monometil éter de 1,2-propilenglicol; disolventes que contienen nitrógeno tales como acetonitrilo y N,N-dimetilformamida; disolventes que contienen azufre tales como dimetisulfóxido; agua; y disolventes mixtos de los mismos. Entre ellos, un disolvente seleccionado de alcoholes, agua y disolventes mixtos de los mismos es preferible, y un disolvente seleccionado de etanol, agua y disolventes mixtos de los mismos es más preferible, debido a la solubilidad relativamente alta.

La concentración de un álcali disuelto en un disolvente varía dependiendo del disolvente seleccionado, y puede ser preferiblemente de desde 0,001 mol/l hasta 30 mol/l. Una concentración demasiado alta del álcali afecta significativamente a la resistencia del propio dispositivo médico, mientras que una concentración demasiado baja da como resultado una dificultad de obtener una superficie con humectabilidad al agua duradera y buena. La concentración del álcali es más preferiblemente de desde 0,01 hasta 20 mol/l, todavía más preferiblemente de desde 0,02 hasta 10 mol/l y de manera particularmente preferible de desde 0,03 hasta 5 mol/l.

En el pretratamiento, un pH demasiado alto de la disolución de álcali afecta significativamente a la resistencia del propio dispositivo médico, mientras que un pH demasiado bajo da como resultado una dificultad de obtener una superficie con una humectabilidad al agua duradera y buena, y, por tanto, el intervalo de pH de la disolución de álcali está preferiblemente dentro de un intervalo de desde 8,0 hasta 14,0. El pH de la disolución de álcali es preferiblemente de 9,0 o mayor, más preferiblemente de 9,4 o mayor, todavía más preferiblemente de 9,6 o mayor y de manera particularmente preferible de 9,8 o mayor. El pH es más preferiblemente de 13,9 o menor, todavía más preferiblemente de 13,7 o menor, aún más preferiblemente de 13,5 o menor y aún todavía preferiblemente de 13,3 o menor.

El pH de la disolución puede medirse usando un medidor de pH (por ejemplo, medidor de pH Eutech pH 2700 (Eutech Instruments)). En este caso, el pH de la disolución de álcali significa el valor de pH medido después de añadir el álcali a la disolución, seguido de agitación a temperatura ambiente (de 20 a 25 °C) durante 30 minutos con un rotor para hacer uniforme la disolución, y antes de colocar un sustrato en la disolución y calentar el sustrato. En la presente invención, el valor de pH se redondea a una cifra decimal.

Los presentes inventores han hallado que un método muy simple que comprende colocar un sustrato que se ha pretratado con una disolución de álcali tal como se describió anteriormente en una disolución que contiene un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, y un ácido orgánico, y calentar el sustrato a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C permite conferir una excelente humectabilidad al agua, lubricidad, y similares al dispositivo médico. Estos procedimientos pueden realizarse a una temperatura baja de 100 °C o menor y, por tanto, no requieren presurización.

Los ejemplos de métodos para el calentamiento en el pretratamiento en la disolución de álcali incluyen un método de calentamiento (aire caliente), un método de esterilización con vapor a alta presión, irradiación con ondas electromagnéticas (rayos y, luz infrarroja, microondas, etc.), un método con calor seco y un método con llama. Desde el punto de vista de la humectabilidad al agua, la lubricidad y el acortamiento del procedimiento de producción, un método de calentamiento (aire caliente) es el más preferible. Como aparato se usa preferiblemente un horno a temperatura constante o un horno con circulación de aire caliente.

La temperatura a la que se calienta la disolución en el pretratamiento del sustrato en la disolución de álcali está dentro de un intervalo de desde 50 °C hasta 100 °C desde los puntos de vista de obtener una superficie del dispositivo médico que presenta buena humectabilidad al agua y lubricidad y ejercer menos influencia sobre la resistencia del propio dispositivo médico. La temperatura de calentamiento es más preferiblemente de 51 °C o menor, todavía más preferiblemente de 55 °C o menor y de manera particularmente preferible de 60 °C o menor. La temperatura de calentamiento es más preferiblemente de 99 °C o menor, todavía más preferiblemente de 95 °C o menor y de manera particularmente preferible de 90 °C o menor.

Según el estudio de los presentes inventores, cuando un sustrato se calienta a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C en el pretratamiento usando una disolución de álcali, y cuando la etapa de calentamiento del sustrato pretratado en una disolución de un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo está por debajo de las condiciones de temperatura de desde 50 °C hasta 100 °C, entonces el polímero hidrófilo puede inmovilizarse fuertemente sobre la superficie del sustrato. En este caso, no se realiza la presurización durante la etapa de calentamiento.

Como técnica convencional, existe un método conocido en el que un polímero hidrófilo que tiene un grupo hidroxilo se inmoviliza sobre la superficie de un sustrato en condiciones presurizadas en un autoclave (véase, por ejemplo, el documento WO2017/146102). Cuando un sustrato no se calienta en un pretratamiento usando una disolución de álcali, y cuando la etapa de calentar el sustrato pretratado en una disolución de polímero hidrófilo está en las condiciones de temperatura de 100 °C o menor, es decir, cuando está en condiciones no presurizadas, entonces el polímero hidrófilo se inmoviliza débilmente sobre la superficie del sustrato. Es decir, no se obtiene una durabilidad suficiente.

Es decir, un tratamiento con álcali que es un pretratamiento de un sustrato, realizado en condiciones de calentamiento dentro de un intervalo de desde 50 °C hasta 100 °C, y la inmovilización posterior de un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo en el sustrato permite la inmovilización en condiciones de baja temperatura sin necesidad de presurización.

El mecanismo para esto es desconocido, pero se estima que el tratamiento con álcali como pretratamiento de un sustrato, realizado dentro de un intervalo de desde 50 °C hasta 100 °C, da como resultado la hidrólisis del componente de sustrato y la formación apropiada de grupos hidroxilo u otros grupos sobre la superficie, grupos que luego forman fuerzas intermoleculares, tales como un enlace de hidrógeno, con el polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo durante las etapas posteriores, mediante lo cual la capa de polímero hidrófilo puede inmovilizarse sobre la superficie del sustrato incluso en condiciones de baja temperatura sin necesidad de presurización.

El periodo de tiempo de calentamiento en un pretratamiento de un sustrato en una disolución de álcali es preferiblemente de desde 5 minutos hasta 600 minutos, porque un periodo de tiempo demasiado corto conduce a una dificultad de obtener una superficie del dispositivo médico que presente buena humectabilidad al agua y lubricidad, y un periodo de tiempo demasiado largo puede afectar a la resistencia del propio dispositivo médico. El tiempo de calentamiento es más preferiblemente de 10 minutos o más y todavía más preferiblemente de 15 minutos o más. El tiempo de calentamiento es más preferiblemente de 400 minutos o menos y todavía más preferiblemente de 300 minutos o menos.

El polímero hidrófilo usado en el método de producción de un dispositivo médico en la presente invención es, habitualmente, un material diferente del sustrato. Sin embargo, el sustrato y el polímero hidrófilo pueden fabricarse del mismo material, o puede usarse el mismo material que el del polímero hidrófilo como parte del sustrato, siempre que el sustrato pueda mantener efectos predeterminados.

El polímero hidrófilo usado en la presente invención es soluble en 100 partes en masa de agua o una mezcla de 100 partes en masa de agua y 100 partes en masa de terc-butanol a temperatura ambiente (de 20 a 25 °C) en la cantidad preferiblemente de 0,0001 partes en masa o más, más preferiblemente de 0,01 partes en masa o más, todavía más preferiblemente de 0,1 partes en masa o más y de manera particularmente preferible de 1 parte en masa o más.

El polímero hidrófilo usado en la presente invención tiene preferiblemente un peso molecular de 2.000 a 1.500.000. El peso molecular es más preferiblemente de 5.000 o más y todavía más preferiblemente de 10.000 o más. El peso molecular es más preferiblemente de 1.200.000 o menos y todavía más preferiblemente de 1.000. 000 o menos. En este caso, un peso molecular promedio en peso en cuanto a polietilenglicol o poli(óxido de etileno) medido mediante un método de cromatografía de permeación en gel (disolvente acuoso) se usa como peso molecular.

Con respecto a la concentración de un polímero hidrófilo en la disolución durante la producción, una concentración demasiado alta puede conducir a un aumento en la dificultad de manipulación durante la fabricación debido a un aumento en la viscosidad. Por tanto, en el método de producción de un dispositivo médico en la presente invención, la concentración de un polímero hidrófilo en la disolución de polímero hidrófilo oscila preferiblemente entre el 0,01 y el 20 % en masa. La concentración del polímero hidrófilo es más preferiblemente del 0,02 % en masa o más y todavía más preferiblemente del 0,03 % en masa o más. La concentración del polímero hidrófilo es más preferiblemente del 15 % en masa o menos, todavía más preferiblemente del 10 % en masa o menos, aún más preferiblemente del 5 % en masa y lo más preferiblemente del 1 % en masa o menos.

En el método de producción de un dispositivo médico en la presente invención, el polímero hidrófilo tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo. El polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo es preferible porque permite la formación de una superficie con humectabilidad al agua duradera y porque permite la formación de una superficie que tiene propiedades antiensuciamiento excelentes frente a fluidos corporales y similares. Específicamente, el grupo ácido es preferiblemente un grupo seleccionado de un grupo carboxilo y un grupo sulfónico, y de manera particularmente preferible un grupo carboxilo. El grupo carboxilo o el grupo sulfónico puede estar en forma de sal.

Específicamente, el grupo hidroxialquilo es preferiblemente un grupo seleccionado de grupos hidroxialquilo que tienen de 1 a 20 átomos de carbono, tales como un grupo hidroximetilo, un grupo hidroxietilo, un grupo hidroxipropilo, un grupo hidroxiisopropilo, un grupo hidroxibutilo, un grupo hidroxi-t-butilo, un grupo hidroxidecilo, un grupo hidroxidodecilo o un grupo hidroxioctadecilo, más preferiblemente un grupo hidroxialquilo que tiene de 2 a 8 átomos de carbono, y de manera particularmente preferible un grupo hidroxietilo.

El polímero que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo puede ser, por ejemplo, un copolímero de un monómero que tiene un grupo ácido y un monómero que tiene un grupo hidroxialquilo. El monómero hidrófilo que constituye el copolímero es preferiblemente un monómero que tiene un grupo seleccionado de un grupo alilo, un grupo vinilo y un grupo (met)acriloílo debido a su alta capacidad de polimerización, y de manera particularmente preferible un monómero que tiene un grupo (met)acriloílo. Pueden copolimerizarse uno o más de los monómeros. Los ejemplos de monómeros adecuados que tienen un grupo ácido como tales monómeros incluyen ácido (met)acrílico, ácido vinilbenzoico, ácido tiofeno-3-acético, ácido 4-estirenosulfónico, ácido vinilsulfónico, ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico y sales de los mismos. De éstos, un monómero seleccionado de ácido (met)acrílico, ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico y sales de los mismos es más preferible, y un monómero seleccionado de ácido (met)acrílico y sales del mismo es particularmente preferible.

Los ejemplos del monómero que tiene un grupo hidroxialquilo incluyen (met)acrilato de hidroxietilo, (met)acrilato de hidroxipropilo, (met)acrilato de hidroxibutilo, hidroxietil(met)acrilamida y (met)acrilato de 2-hidroxietilo modificado con caprolactona. De éstos, un monómero seleccionado de (met)acrilato de hidroxietilo, (met)acrilato de hidroxipropilo e hidroxietil(met)acrilamida es preferible, y el (met)acrilato de hidroxietilo es particularmente preferible en vista de mejorar fácilmente las propiedades de polimerización y antiensuciamiento frente a fluidos corporales. Pueden copolimerizarse uno o más de los monómeros.

Los ejemplos específicos preferidos del polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo incluyen copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxietilo, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxipropilo, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxibutilo, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxietilo, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxipropilo y copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxibutilo. Los copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxietilo son particularmente preferibles.

Cuando se usa un copolímero de un monómero que tiene un grupo ácido y un monómero que tiene un grupo hidroxialquilo como polímero hidrófilo, la razón de copolimerización del mismo está preferiblemente en un intervalo de 1/99 a 99/1 en cuanto a [masa del monómero que tiene un grupo ácido] / [masa del monómero que tiene un grupo hidroxialquilo]. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo ácido es más preferiblemente del 2 % en masa o más, todavía más preferiblemente del 5 % en masa o más y aún más preferiblemente del 10 % en masa o más. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo ácido es más preferiblemente del 80 % en masa o menos, todavía más preferiblemente del 70 % en masa o menos y aún más preferiblemente del 60 % en masa o menos. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo hidroxialquilo es más preferiblemente del 10 % en masa o más, todavía más preferiblemente del 20 % en masa o más y aún más preferiblemente del 30 % en masa o más. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo hidroxialquilo es más preferiblemente del 80 % en masa o menos, todavía más preferiblemente del 70 % en masa o menos y aún más preferiblemente del 60 % en masa o menos. Cuando las razones de copolimerización del monómero que tiene un grupo ácido y el monómero que tiene un grupo hidroxialquilo están en el intervalo anterior, se desarrollan fácilmente funciones tales como humectabilidad al agua y propiedades antiensuciamiento duraderas frente a fluidos corporales.

En el método de producción de un dispositivo médico en la presente invención, el polímero hidrófilo tiene preferiblemente un grupo amida además de un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, de modo que puede formarse una superficie que no sólo tiene humectabilidad al agua, sino también lubricidad.

Cuando el polímero hidrófilo tiene un grupo amida además de un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, el polímero hidrófilo presenta una viscosidad moderada cuando se disuelve en agua, de modo que puede formarse una superficie que no sólo tiene humectabilidad al agua, sino también lubricidad.

El polímero hidrófilo que tiene un grupo amida además de un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo puede ser, por ejemplo, un copolímero de un monómero que tiene un grupo ácido, un monómero que tiene un grupo hidroxialquilo y un monómero que tiene un grupo amida.

En vista de la facilidad de polimerización, el monómero que tiene un grupo amida es preferiblemente un monómero seleccionado de un monómero que tiene un grupo (met)acrilamida y amida del ácido N-vinilcarboxílico (incluyendo una cíclica). Los ejemplos adecuados de un monómero de este tipo incluyen N-vinilpirrolidona, N-vinilcaprolactama, N-vinilacetamida, N-metil-N-vinilacetamida, N-vinilformamida, N,N-dimetilacrilamida, N,N-dietilacrilamida, N-isopropilacrilamida, N-(2-hidroxietil)acrilamida, acriloilmorfolina y acrilamida. De éstas, N-vinilpirrolidona y N,N-dimetilacrilamida son preferibles, y la N,N-dimetilacrilamida es particularmente preferible, en vista de la lubricidad.

Los ejemplos específicos preferidos de un copolímero de un polímero hidrófilo que tiene un grupo amida además de un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo incluyen copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxietilo/N-vinilpirrolidona, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxipropilo/N-vinilpirrolidona, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxipropilo/N,N-dimetilacrilamida, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxibutilo/N-vinilpirrolidona, copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxibutilo/N,N-dimetilacrilamida, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxietilo/N-vinilpirrolidona, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxipropilo/N-vinilpirrolidona, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxipropilo/N,N-dimetilacrilamida, copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxibutilo/N-vinilpirrolidona y copolímeros de ácido 2-acrilamido-2-metilpropanosulfónico/(met)acrilato de hidroxibutilo/N,N-dimetilacrilamida. Los copolímeros de ácido (met)acrílico/(met)acrilato de hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida son particularmente preferibles.

También pueden copolimerizarse uno o más monómeros sin grupo ácido o grupo hidroxialquilo.

Los ejemplos adecuados del monómero sin grupo ácido o grupo hidroxialquilo incluyen (met)acrilato de glicerol, N-(4-hidroxifenil)maleimida, hidroxiestireno y alcohol vinílico (éster vinílico del ácido carboxílico como precursor). En vista de mejorar las propiedades antiensuciamiento frente a fluidos corporales, (met)acrilato de glicerol y alcohol vinílico son preferibles, y el (met)acrilato de glicerol es particularmente preferible.

También es posible usar un monómero que tenga funciones tales como hidroficilidad, propiedades antibacterianas, propiedades antiensuciamiento y efectos medicinales.

Los ejemplos específicos del monómero que tiene propiedades antibacterianas incluyen un monómero que tiene una sal de amonio cuaternario. Los ejemplos del mismo incluyen monómeros que tienen propiedades antibacterianas, tales como el monómero de sal de imidazolio dado a conocer en el documento JP 2010-88858 A, así como cloruro de (3-acrilamidopropil)trimetilamonio, cloruro de trimetil-2-metacloriloxietilamonio y 2-metacriloiloxietilfosforilcolina.

Cuando un copolímero de un monómero que tiene un grupo ácido y un monómero que tiene un grupo hidroxialquilo se copolimeriza con un monómero que tiene un grupo amida o un monómero que no tiene un grupo ácido o grupo hidroxialquilo (a continuación en el presente documento ambos denominados “tercer componente monomérico”), la razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo ácido es más preferiblemente del 5 % en masa o más, todavía más preferiblemente del 10 % en masa o más y aún más preferiblemente del 25 % en masa o más. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo ácido es más preferiblemente del 90 % en masa o menos, todavía más preferiblemente del 80 % en masa o menos y aún más preferiblemente del 70 % en masa o menos. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo hidroxialquilo es más preferiblemente del 5 % en masa o más, todavía más preferiblemente del 10 % en masa o más y aún más preferiblemente del 25 % en masa o más. La razón de copolimerización del monómero que tiene un grupo hidroxialquilo es más preferiblemente del 90 % en masa o menos, todavía más preferiblemente del 80 % en masa o menos y aún más preferiblemente del 70 % en masa o menos. La razón de copolimerización del tercer componente monomérico es más preferiblemente del 5 % en masa o más, todavía más preferiblemente del 10 % en masa o más y aún más preferiblemente del 25 % en masa o más. La razón de copolimerización del tercer componente monomérico es más preferiblemente del 90 % en masa o menos, todavía más preferiblemente del 80 % en masa o menos y aún más preferiblemente del 70 % en masa o menos.

Cuando las razones de copolimerización del monómero que tiene un grupo ácido, el monómero que tiene un grupo hidroxialquilo y el tercer componente monomérico están en el intervalo anterior, se desarrollan fácilmente funciones tales como lubricidad y propiedades antiensuciamiento frente a fluidos corporales.

Siempre que no se alteren las propiedades requeridas en el dispositivo médico, pueden incluirse aditivos distintos de los materiales anteriores en la capa de polímero hidrófilo. Además del polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, pueden incluirse uno o más de otros polímeros hidrófilos en la capa de polímero hidrófilo. Debido a la tendencia de que el método de producción es más complejo, es preferible que la capa de polímero hidrófilo se fabrique sólo de un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo.

En este caso, un polímero significa un polímero o un grupo polimérico (isómeros, complejos, etc.) producido mediante una reacción de síntesis. En el caso de un polímero copolimerizado que usa una pluralidad de monómeros, incluso aunque las especies monoméricas constituyentes sean la misma, no se dice que los polímeros sintetizados con la razón de combinación cambiada sean el mismo polímero.

La expresión de que la capa de polímero hidrófilo se fabrica sólo de un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo significa que, preferiblemente, la capa de polímero hidrófilo no contiene ningún polímero distinto del polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, o incluso cuando la capa contiene otros polímeros, significa que el contenido de los otros polímeros es preferiblemente de 3 partes en masa o menos basado en 100 partes en masa del polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo. El contenido de los otros polímeros es más preferiblemente de 0,1 partes en masa o menos y todavía más preferiblemente de 0,0001 partes en masa o menos.

Incluso cuando la capa de polímero hidrófilo contiene un polímero básico como otro polímero, pueden impedirse problemas de transparencia siempre que la cantidad del polímero básico esté dentro del intervalo descrito anteriormente. En la técnica convencional, una combinación de un polímero ácido y un polímero básico se usa para formar una capa de polímero hidrófilo sobre la superficie de un sustrato mediante adsorción electroestática. Según la presente invención, sin embargo, una capa de polímero hidrófilo que comprende sólo un polímero puede formarse sobre la superficie de un sustrato.

Cuando la capa de polímero hidrófilo contiene un polímero básico, la razón en número del grupo básico/grupo ácido en la capa de polímero hidrófilo es preferiblemente de 0,2 o menos. La razón en número del grupo básico/grupo ácido es más preferiblemente de 0,1 o menos y todavía más preferiblemente de 0,05 o menos debido a la no formación de una sal derivada de la reacción entre el grupo ácido y el grupo básico y a una transparencia excelente. El grupo básico representa un grupo funcional básico, y los ejemplos del mismo incluyen un grupo amino y sales del mismo.

El método de producción de un dispositivo médico en la presente invención comprende las etapas de colocar un sustrato que se pretrata colocando el sustrato en una disolución de álcali y calentando el sustrato a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C, en una disolución que contiene un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, y un ácido orgánico, y calentar el sustrato pretratado a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C.

El método de producción de un dispositivo médico en la presente invención comprende preferiblemente una etapa de pretratar un sustrato colocando el sustrato en una disolución de álcali a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C; y una etapa de colocar el sustrato pretratado en una disolución que contiene un polímero hidrófilo que tiene un grupo ácido y un grupo hidroxialquilo, y un ácido orgánico, y calentar el sustrato pretratado a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C.

El intervalo de pH inicial de la disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico está preferiblemente dentro de un intervalo de desde 2,0 hasta 6,0 puesto que la disolución no muestra ninguna turbidez, y puede obtenerse un dispositivo médico que tiene buena transparencia. El pH inicial es más preferiblemente de 2,1 o mayor, todavía más preferiblemente de 2,2 o mayor, aún más preferiblemente de 2,4 o mayor y de manera particularmente preferible de 2,5 o mayor. El pH inicial es más preferiblemente de 5,5 o menor, todavía más preferiblemente de 4,5 o menor y aún más preferiblemente de 4,0 o menor.

Cuando el pH inicial es de 2,0 o mayor, es menos probable que la disolución muestre turbidez. Ninguna turbidez generada en la disolución daría como resultado una tendencia de que la superficie del dispositivo médico obtenido muestre alta humectabilidad al agua y lubricidad y, por tanto, es preferible. Un pH inicial de 6,0 o menos daría como resultado una disminución en la humectabilidad al agua y la lubricidad de la superficie del dispositivo médico obtenido y, por tanto, es preferible.

Cuando el sustrato es un material que contiene un átomo de silicio, el pH inicial de la disolución que contiene un polímero hidrófilo es preferiblemente de 3,9 o menos, más preferiblemente de 3,7 o menos y todavía más preferiblemente de 3,5 o menos porque puede conferirse una humectabilidad al agua y una lubricidad excelentes al sustrato. Cuando el sustrato es un material que no contiene ningún átomo de silicio, el pH inicial es preferiblemente de 4,5 o menos, más preferiblemente de 4,3 o menos y todavía más preferiblemente de 4,0 o menos.

El pH de la disolución puede medirse usando un medidor de pH (por ejemplo, un medidor de pH Eutech pH 2700 (Eutech Instruments)). En este caso, el pH de una disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico significa el valor de pH medido después de añadir todo el polímero hidrófilo y el ácido orgánico a la disolución, seguido de agitación a temperatura ambiente (de 20 a 25 °C) durante 30 minutos con un rotor para hacer uniforme la disolución, y antes de colocar un sustrato y calentar el sustrato. En la presente invención, el valor de pH se redondea a una cifra decimal.

El pH de una disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico puede cambiar cuando se realiza una operación de calentamiento. El pH de la disolución después de una operación de calentamiento es preferiblemente de desde 2,0 hasta 6,0. El pH después el calentamiento es más preferiblemente de 2,1 o mayor, todavía más preferiblemente de 2,2 o mayor y de manera particularmente preferible de 2,3 o mayor. El pH después del calentamiento es más preferiblemente de 5,9 o menor, todavía más preferiblemente de 5,5 o menor, aún más preferiblemente de 5,0 o menor y de manera particularmente preferible de 4,8 o menor. Cuando el pH de la disolución después de una operación de calentamiento está en el intervalo anterior, pueden mantenerse unas condiciones adecuadas de pH durante la operación de calentamiento, lo que da como resultado lograr unas propiedades físicas adecuadas del dispositivo médico obtenido. Después de la operación de calentamiento según la presente invención para modificar la superficie del sustrato usado en el dispositivo médico, puede ajustarse el pH, por ejemplo, realizando un tratamiento de neutralización o añadiendo agua. El pH de la disolución después de realizar la operación de calentamiento tal como se usa en el presente documento es el pH antes de realizar tal ajuste de pH.

Los ejemplos preferidos de un disolvente de la disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico incluyen agua. El pH de la disolución puede ajustarse añadiendo un ácido a la disolución que contiene un polímero hidrófilo. Los ejemplos específicos preferidos del ácido incluyen ácidos orgánicos tales como ácido acético, ácido cítrico, ácido fórmico, ácido ascórbico, ácido trifluorometanosulfónico y ácido metanosulfónico; y ácidos inorgánicos tales como ácido nítrico, ácido sulfúrico, ácido fosfórico y ácido clorhídrico. De éstos, se usa al menos un ácido orgánico en la presente invención, desde el punto de vista del hecho de que es fácil obtener una superficie hidrófila más excelente, la seguridad para un organismo vivo es alta y es fácil de manipular. De estos ácidos orgánicos, un ácido seleccionado de ácido acético, ácido cítrico, ácido fórmico y ácido ascórbico es preferible; y el ácido cítrico o el ácido ascórbico es más preferible. Además, puede usarse un ácido inorgánico en combinación. De estos ácidos inorgánicos, el ácido sulfúrico es preferible, desde los puntos de vista de no tener volatilidad, ser inodoro y fácil de manipular.

Como resulta fácil ajustar con precisión el pH, y el sustrato es menos propenso a volverse turbio cuando el sustrato es un material que contiene un componente hidrófobo, se añade preferiblemente un tampón a la disolución.

Es posible usar, como tampón, un tampón fisiológicamente compatible conocido. Los ejemplos preferidos del tampón en la presente invención son los siguientes: ácido bórico, boratos (por ejemplo, borato de sodio), ácido cítrico, citratos (por ejemplo, citrato de potasio), bicarbonatos (por ejemplo, bicarbonato de sodio), tampones fosfato (por ejemplo, Na<2>HPO<4>, NaH<2>PO<4>y KH<2>PO<4>), TRIS (tris(hidroximetil)aminometano), 2-bis(2-hidroxietil)amino-2-(hidroximetil)-1,3-propanodiol, bis-aminopoliol, trietanolamina, ACES (ácido N-(2-acetamido)-2-aminoetanosulfónico), BES (ácido N,N-bis(2-hidroxietil)-2-aminoetanosulfónico), HEPES (ácido 4-(2-hidroxietil)-1-piperazinetanosulfónico), MES (ácido 2-(N-morfolino)etanosulfónico), MOPS (ácido 3-[N-morfolino]-propanosulfónico), PIPES (ácido piperazin-N,N-bis(2-etanosulfónico)), TES (ácido N-[tris(hidroximetil)metil]-2-aminoetanosulfónico) y sales de los mismos.

El tampón se usa en una cantidad requerida para ser eficaz para lograr un pH deseado. La cantidad del tampón en la disolución es preferiblemente de desde el 0,001 % en masa hasta el 2 % en masa, más preferiblemente del 0,01 % en masa al 1 % en masa y todavía más preferiblemente del 0,05 % en masa al 0,30 % en masa. La cantidad puede estar en un intervalo que combina cualquiera de los límites superiores descritos anteriormente y cualquiera de los límites inferiores descritos anteriormente.

Los ejemplos del método de calentamiento en la etapa en la que la disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico se calienta a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C incluyen un método de calentamiento (aire caliente), un método de esterilización con vapor a alta presión, irradiación con ondas electromagnéticas (rayos y, microondas, etc.), un método con calor seco y un método con llama. Desde el punto de vista de la humectabilidad al agua, la lubricidad y el acortamiento del procedimiento de producción, un método de calentamiento (aire caliente) es el más preferible. Como aparato se usa preferiblemente un horno a temperatura constante o un horno con circulación de aire caliente.

La temperatura de calentamiento en la etapa de calentar la disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico después del pretratamiento está dentro de un intervalo de desde 50 °C hasta 100 °C desde los puntos de vista de obtener una superficie del dispositivo médico que presente buena humectabilidad al agua y lubricidad y ejercer menos influencia sobre la resistencia del propio dispositivo médico. La temperatura de calentamiento es más preferiblemente de 51 °C o mayor, todavía más preferiblemente de 55 °C o mayor y de manera particularmente preferible de 60 °C o mayor. La temperatura de calentamiento es más preferiblemente de 99 °C o menor, todavía más preferiblemente de 95 °C o menor y de manera particularmente preferible de 90 °C o menor.

El periodo de tiempo de calentamiento es preferiblemente de desde 5 minutos hasta 600 minutos, debido a que un periodo de tiempo demasiado corto da como resultado no obtener una superficie del dispositivo médico que presente buena humectabilidad al agua y lubricidad, y un periodo de tiempo demasiado largo afecta a la resistencia del propio dispositivo médico. El periodo de tiempo de calentamiento es más preferiblemente de 10 minutos o más y más preferiblemente de 15 minutos o más. El periodo de tiempo de calentamiento es más preferiblemente de 400 minutos o menos y más preferiblemente de 300 minutos o menos.

El dispositivo médico obtenido mediante el método de la presente invención tiene preferiblemente una capa de polímero hidrófilo que existe en toda una superficie de las superficies del sustrato, dependiendo de la aplicación.

En el caso en el que el sustrato tenga una forma bidimensional que no tiene grosor o, si lo tiene, un grosor insignificante, una capa de polímero hidrófilo existe preferiblemente en toda una superficie de las superficies del sustrato. Más preferiblemente, una capa de polímero hidrófilo existe en todas las superficies del sustrato.

Para permitir la producción mediante un procedimiento simple independientemente de si el sustrato está hidratado o no hidratado, el polímero hidrófilo contenido en la capa de polímero hidrófilo preferiblemente no tiene ningún enlace covalente con el sustrato. La ausencia de un enlace covalente se determina mediante la ausencia de un grupo químicamente reactivo. Los ejemplos específicos del grupo químicamente reactivo incluyen, pero no se limitan a, un grupo azetidinio, un grupo epoxi, un grupo isocianato, un grupo aziridina, un grupo azlactona y combinaciones de los mismos. El polímero hidrófilo está unido preferiblemente al sustrato a través de uno o más seleccionados de enlace de hidrógeno, enlace iónico, enlace de van der Waals, enlace hidrófobo, formación de complejo.

El grosor de la capa de polímero hidrófilo es de 1 nm o más y menos de 100 nm en la observación de una sección transversal del dispositivo médico en un estado seco usando un microscopio electrónico de transmisión. Cuando el grosor está en el intervalo anterior, es probable que se presenten funciones tales como humectabilidad al agua y lubricidad. El grosor es más preferiblemente de 5 nm o más y todavía más preferiblemente de 10 nm o más. El grosor es más preferiblemente de 95 nm o menos, todavía más preferiblemente de 90 nm o menos y de manera particularmente preferible de 85 nm o menos. Cuando el grosor de la capa de polímero hidrófilo es de menos de 100 nm, la capa de polímero hidrófilo es excelente en cuanto a humectabilidad al agua y lubricidad. Por ejemplo, cuando la capa de polímero hidrófilo se usa en un dispositivo médico tal como una lente oftálmica, no se altera la refracción de la luz para enfocar en la retina y es menos probable que se produzca una visibilidad deficiente.

El grosor de la capa de polímero hidrófilo en la observación de una sección transversal del dispositivo en un estado hidratado y congelado (a continuación en el presente documento denominado “congelado”) usando un microscopio electrónico de transmisión de barrido es preferiblemente de 1 nm o más y menos de 100 nm, porque es probable que se presenten funciones tales como humectabilidad al agua y lubricidad. El grosor es más preferiblemente de 5 nm o más, todavía más preferiblemente de 10 nm o más y de manera particularmente preferible de 15 nm o más. El grosor es más preferiblemente de 95 nm o menos, todavía más preferiblemente de 90 nm o menos y de manera particularmente preferible de 85 nm o menos. El grosor de la capa de polímero hidrófilo congelado puede medirse mediante microscopía electrónica de transmisión de barrido usando un portamuestras Cryo-Transfer.

No es preferible que el grosor de la capa de polímero congelado sea de 100 nm o más, porque, por ejemplo, se altera la refracción de luz para enfocar en la retina y es probable que se produzca una visibilidad deficiente cuando se usa la capa de polímero congelado en un dispositivo médico tal como una lente oftálmica.

La capa de polímero hidrófilo está preferiblemente en un estado separado en dos o más capas o dos o más fases.

Al menos una porción de la capa de polímero hidrófilo existe preferiblemente en un estado mixto con el sustrato. El estado en el que la capa de polímero hidrófilo se mezcla con el sustrato puede determinarse mediante comparación de las estructuras transversales de los sustratos antes y después de la formación de la capa de polímero hidrófilo y mediante la detección de elementos derivados del sustrato en al menos una porción de la capa de polímero hidrófilo, cuando se observa una sección transversal del dispositivo médico usando medios de observación capaces de realizar análisis elemental o análisis de composición, tales como microscopía electrónica de transmisión de barrido, espectroscopia de pérdida de energía electrónica, espectroscopia de rayos X por energía dispersiva o espectrometría de masas iónica secundaria de tiempo de vuelo. Al mezclar la capa de polímero hidrófilo con el sustrato, el polímero hidrófilo puede fijarse de manera firme al sustrato.

Cuando al menos una porción de la capa de polímero hidrófilo existe en un estado mixto con el sustrato, es preferible que se observe una estructura bicapa que comprende una “capa en la que al menos una porción de la capa de polímero hidrófilo se mezcla con el sustrato” (a continuación en el presente documento denominada “capa mixta”) y una “capa fabricada del polímero hidrófilo” (a continuación en el presente documento denominada “capa sencilla”). El grosor de la capa mixta es preferiblemente del 3 % o más, más preferiblemente del 5 % o más y todavía más preferiblemente del 10 % o más, basado en el grosor total de la capa mixta y la capa sencilla. El grosor de la capa mixta es preferiblemente del 98 % o menos, más preferiblemente del 95 % o menos, todavía más preferiblemente del 90 % o menos y de manera particularmente preferible del 80 % o menos, basado en el grosor total de la capa mixta y la capa sencilla. Un porcentaje demasiado pequeño del grosor de la capa mixta da como resultado un mezclado insuficiente del polímero hidrófilo y el sustrato y, por tanto, no es preferible. Un porcentaje demasiado grande del grosor de la capa mixta puede provocar que se ejerzan propiedades insuficientes del polímero hidrófilo y, por tanto, no es preferible.

Cuando el dispositivo médico en la presente invención es, por ejemplo, un dispositivo médico que se usa uniéndose a una superficie de un organismo vivo o un dispositivo oftálmico tal como una lente oftálmica, el tiempo de retención de película líquida sobre la superficie del dispositivo médico es preferiblemente mayor desde los puntos de vista de impedir que se adhiera a la piel del usuario e impedir que se adhiera a la córnea del usuario. En este caso, el tiempo de retención de película líquida en la presente invención se refiere al periodo de tiempo durante el cual la película líquida sobre la superficie del dispositivo médico se retiene sin romperse cuando se sumerge el dispositivo médico en una disolución tampón fosfato, se extrae de la disolución y se mantiene en el aire de modo que la superficie esté vertical. La expresión “la película líquida desaparece” se refiere a un estado en el que la película líquida sobre la superficie del dispositivo médico no puede mantener más tiempo su forma, lo que conduce a un fenómeno en el que la superficie del dispositivo médico repele el agua, de modo que la superficie del dispositivo médico ya no está cubierta completamente más tiempo por la película líquida. El tiempo de retención de película líquida es preferiblemente de 10 segundos o más, más preferiblemente de 15 segundos o más y de manera particularmente preferible de 20 segundos o más.

El dispositivo médico de la presente invención tiene preferiblemente un tiempo de retención de película líquida largo de la superficie del dispositivo médico después de la esterilización. Tiempo de retención de película líquida largo de la superficie del dispositivo médico después de la esterilización significa, además de una garantía de seguridad, que el polímero hidrófilo se inmoviliza fuertemente en el sustrato incluso después de la esterilización, lo que es un indicador de la durabilidad de la humectabilidad al agua del dispositivo médico. El método de esterilización puede ser, por ejemplo, esterilización en autoclave, esterilización con calor seco, esterilización por quemado, esterilización por ebullición, esterilización con vapor fluido, esterilización con gas de óxido de etileno, esterilización con rayos y o esterilización con rayos UV. La esterilización en autoclave, la esterilización con gas de óxido de etileno y la esterilización con rayos y son preferibles; y la esterilización en autoclave y la esterilización con gas de óxido de etileno son más preferibles; y la esterilización en autoclave es todavía más preferible, desde el punto de vista de la sencillez. Cuando el dispositivo médico de la presente invención es un dispositivo oftálmico tal como una lente oftálmica y se almacena en una disolución, la disolución usada para el almacenamiento no está particularmente limitada y es preferiblemente una disolución tampón. Pueden usarse las sustancias mencionadas anteriormente como tampón.

Cuando el dispositivo médico de la presente invención se usa, por ejemplo, con la inserción en un organismo vivo, se prefiere que la superficie del dispositivo médico tenga una excelente lubricidad. Como indicador de lubricidad, el coeficiente de fricción, tal como se mide mediante el método mostrado en los ejemplos en el presente documento, es preferiblemente más pequeño. El coeficiente de fricción es preferiblemente de 0,7 o menos, más preferiblemente de 0,5 o menos y de manera particularmente preferible de 0,3 o menos. Puesto que una fricción extremadamente pequeña tiende a dificultar la manipulación cuando se quita y se pone, el coeficiente de fricción es preferiblemente de 0,001 o más y más preferiblemente de 0,002 o más.

En el método de producción de un dispositivo médico de la presente invención, el cambio porcentual entre el contenido de humedad del sustrato antes del pretratamiento con álcali y el contenido de humedad del dispositivo médico obtenido después de la etapa de calentamiento es preferiblemente de 10 puntos porcentuales o menos. En este caso, el cambio porcentual en el contenido de humedad (punto porcentual) significa una diferencia entre el contenido de humedad (% en masa) del dispositivo médico resultante y el contenido de humedad (% en masa) del sustrato como materia prima del dispositivo médico.

El cambio porcentual en el contenido de humedad cuando se usa el dispositivo médico de la presente invención, por ejemplo, en un dispositivo oftálmico tal como una lente oftálmica, es preferiblemente de 15 puntos porcentuales o menos, más preferiblemente de 10 puntos porcentuales o menos y de manera particularmente preferible de 8 puntos porcentuales o menos, desde el punto de vista de impedir una visibilidad deficiente y la deformación provocada por la distorsión del índice de refracción debido al aumento en el contenido de humedad. Más adelante se describirán los detalles del método de medición.

El cambio porcentual en el tamaño entre el sustrato antes del pretratamiento con álcali y el dispositivo médico obtenido después de la etapa de calentamiento, por ejemplo, en el caso de su uso en un dispositivo oftálmico tal como una lente oftálmica, es preferiblemente del 10 % o menos, más preferiblemente del 8 % o menos y de manera particularmente preferible del 5 % o menos, desde el punto de vista de impedir una lesión corneal provocada por la deformación. Más adelante se describirán los detalles del método de medición.

El cambio porcentual en el módulo de elasticidad de tracción entre el sustrato antes del pretratamiento con álcali y el dispositivo médico obtenido después de la etapa de calentamiento es preferiblemente del 15 % o menos, más preferiblemente del 14 % o menos y de manera particularmente preferible del 13 % o menos. Un cambio porcentual demasiado grande en el módulo de elasticidad de tracción puede conducir a una deformación y a una sensación al tacto deficiente y, por tanto, no es preferible. Más adelante se describirán los detalles del método de medición.

Las propiedades antiensuciamiento del dispositivo médico de la presente invención pueden evaluarse basándose en la deposición de mucina o lípido (palmitato de metilo). Cuanto más pequeña sea la cantidad de deposición de la evaluación, más excelente será la sensación al tacto y más se reducirá el riesgo de propagación de bacterias, lo que es preferible. La cantidad de deposición de mucina es preferiblemente de 10 |i g/cm2 o menos, más preferiblemente de 8 |ig/cm2 o menos y de manera particularmente preferible de 6 |ig/cm2 o menos. Más adelante se describirán los detalles del método de medición.

Después del tratamiento térmico anterior, el dispositivo médico obtenido puede someterse adicionalmente a otros tratamientos. Los ejemplos de los otros tratamientos incluyen un método en el que se realiza un tratamiento térmico similar en una disolución que contiene un polímero hidrófilo; un método en el que se realiza un tratamiento térmico similar después de cambiar la disolución a una disolución que contiene un polímero hidrófilo; un método en el que se realiza radiación; un método en el que se realiza un tratamiento capa por capa (tratamiento LbL) para recubrir materiales poliméricos que tienen cargas opuestas de manera alterna capa por capa; un método en el que se realiza un tratamiento de reticulación con iones metálicos; y un método en el que se realiza un tratamiento de reticulación química.

Sin embargo, en vista de la idea de la presente invención de que la hidrofilización de una superficie del sustrato puede lograrse mediante un método simple, se realiza preferiblemente un tratamiento sin complicar demasiado el procedimiento de producción.

Las radiaciones usadas para la radiación anterior son preferiblemente diversos haces de iones, haces de electrones, haces de positrones, rayos X, rayos y y rayos de neutrones, más preferiblemente haces de electrones y rayos y, y lo más preferiblemente rayos y.

Como el tratamiento LbL anterior, por ejemplo, puede usarse un tratamiento que usa un polímero ácido y un polímero básico tal como se da a conocer en el documento WO2013/024800.

Como iones metálicos usados en el tratamiento de reticulación con iones metálicos anterior, diversos iones metálicos son preferibles, y los iones metálicos monovalentes y divalentes son más preferibles, y los iones metálicos divalentes son los más preferibles. Alternativamente, puede usarse un complejo de quelato.

Como tratamiento de reticulación química anterior, por ejemplo, puede usarse un tratamiento de reticulación formado por una reacción entre un grupo epóxido y un grupo carboxilo, o un tratamiento de reticulación formado entre polímeros ácidos hidrófilos adecuados conocidos que tienen un grupo hidroxilo, tal como se da a conocer en el documento JP 2014-533381 A.

En el método anterior en el que se realiza un tratamiento térmico similar después de cambiar la disolución a una disolución que no contiene un polímero hidrófilo, la disolución que no contiene un polímero hidrófilo no está particularmente limitada y es preferiblemente una disolución tampón. Las sustancias mencionadas anteriormente pueden usarse como tampón.

El pH de la disolución tampón está preferiblemente dentro de un intervalo fisiológicamente aceptable de 6,3 a 7,8. El pH de la disolución tampón es preferiblemente de 6,5 o mayor y más preferiblemente de 6,8 o mayor. El pH de la disolución tampón es preferiblemente de 7,6 o menor y más preferiblemente de 7,4 o menor.

Ejemplos

La presente invención se describirá con más detalle por medio de los ejemplos, pero la presente invención no se limita a los mismos. En primer lugar, se mostrarán métodos analíticos y métodos de evaluación. El tiempo de retención de película líquida después de la esterilización mostrada a continuación es un índice que representa la durabilidad de la humectabilidad al agua del dispositivo médico.

Humectabilidad al agua después de la esterilización (tiempo de retención de película líquida)

Se esterilizó un dispositivo médico en tampón fosfato usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos, y luego se dejó enfriar hasta temperatura ambiente (de 20 °C a 23 °C). Después de eso, se extrajo el dispositivo médico de la disolución tampón fosfato y se mantuvo en el aire. Se observó visualmente el periodo de tiempo durante el cual se retuvo la película líquida sobre la superficie, y se evaluó el promedio de N = 3 según los siguientes criterios:

A: La película líquida sobre la superficie se retuvo durante 20 segundos o más;

B: La película líquida sobre la superficie desapareció después de 15 segundos o más y menos de 20 segundos; C: La película líquida sobre la superficie desapareció después de 10 segundos o más y menos de 15 segundos; D: La película líquida sobre la superficie desapareció después de 1 segundo o más y menos de 10 segundos; E: La película líquida sobre la superficie desapareció de manera instantánea (después de menos de 1 segundo).

Contenido de humedad del sustrato y del dispositivo médico

Se sumergió un sustrato antes del pretratamiento con álcali en una disolución tampón fosfato y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 24 horas o más. Se extrajo el sustrato de la disolución tampón fosfato. Después de limpiar la humedad de la superficie con una toallita de limpieza (“Kimwipes” (marca registrada) fabricada por Nippon Paper Crecia Co., Ltd.), se midió la masa (Ww) del sustrato. Después de eso, se secó el sustrato en una secadora a vacío a 40 °C durante 2 horas y se midió la masa (Wd). A partir de la masa, se calculó el contenido de humedad del sustrato según la siguiente fórmula (1). El caso en el que el valor obtenido era menor del 1 % se determinó como por debajo del límite de medición, y se llenó la columna en la tabla con “menor del 1 %”. El valor promedio de N = 3 se consideró el contenido de humedad. También se extrajo el dispositivo médico obtenido después de la etapa de calentamiento de la disolución. Después de limpiar la humedad de la superficie con una toallita de limpieza (“Kimwipes” (marca registrada) fabricada por Nippon Paper Crecia Co., Ltd.), se midió el contenido de humedad de la misma manera.

Contenido de humedad (%) del sustrato = 100 * (Ww - Wd)/Ww Fórmula (1)

Cambio porcentual en el contenido de humedad del sustrato y del dispositivo médico

A partir de los resultados de la medición del contenido de humedad del sustrato y del dispositivo médico descrita anteriormente, se calculó el cambio porcentual en el contenido de humedad según la siguiente fórmula (2): Cambio porcentual en el contenido de humedad del sustrato y del dispositivo médico (punto porcentual) = contenido de humedad del dispositivo médico (% en masa) - contenido en humedad del sustrato (% en masa) Fórmula (2)

Cantidad de lípido depositado

En un tubo con tapa roscada de 20 cm3, se colocaron 0,03 g de palmitato de metilo, 10 g de agua pura y una muestra en forma de lente de contacto. Se agitó el tubo con tapa roscada durante 3 horas en las condiciones a 37 °C y 165 rpm. Después de agitar, se lavó la muestra en el tubo con tapa roscada con agua del grifo a 40 °C y un detergente líquido doméstico (“Mama Lemon (marca registrada)” fabricado por Lion Corporation). Se colocó la muestra lavada en un tubo con tapa roscada que contenía una disolución tampón fosfato y se almacenó en una nevera a 4 °C durante la noche. Después de eso, se observó visualmente la muestra, y si existía la porción turbia, se juzgó que se depositó el palmitato de metilo. Se determinó el porcentaje del área de la porción en la que se depositó el palmitato de metilo en toda la superficie de la muestra.

Módulo de elasticidad de tracción

Se cortó una probeta que tenía una anchura (porción mínima) de 5 mm y una longitud de 14 mm a partir de un sustrato que tenía forma de lente de contacto o de lámina usando un troquel de punzonado prescrito. Mediante el uso de la probeta, se realizó un ensayo de tracción usando un dispositivo Tensilon modelo RTG-1210 fabricado por A&D Company, Limited. La velocidad de tracción era de 100 mm/min y la distancia entre mordazas (inicial) era de 5 mm. Se realizaron mediciones tanto en el sustrato antes del pretratamiento con álcali como en el dispositivo médico obtenido después de la etapa de calentamiento. Se realizaron mediciones con N = 8, y el promedio de N = 6 excluyendo el valor máximo y el valor mínimo se consideró el módulo de elasticidad de tracción.

Cambio porcentual en el módulo de elasticidad de tracción del sustrato y del dispositivo médico

A partir de los resultados de la medición del módulo de elasticidad de tracción del sustrato y del dispositivo médico descrita anteriormente, se realizó el cálculo según la siguiente fórmula (3). El promedio de N = 6 se consideró el cambio porcentual en el módulo de elasticidad de tracción antes y después del calentamiento. Cambio porcentual en el módulo de elasticidad de tracción del sustrato y del dispositivo médico (%) = (módulo de elasticidad de tracción del dispositivo médico - módulo de elasticidad de tracción del sustrato)/módulo de elasticidad de tracción del sustrato * 100 Fórmula (3)

Tamaño

Se midieron los diámetros de los sustratos (N = 3) que tenían forma de lente de contacto o de lámina y se consideró el promedio como el tamaño de un sustrato. También se midió el tamaño del dispositivo médico obtenido después de la etapa de calentamiento de la misma manera.

Cambio porcentual en el tamaño del sustrato y del dispositivo médico

A partir de los resultados de la medición del tamaño del sustrato y del dispositivo médico descrita anteriormente, se realizó el cálculo según la siguiente fórmula (4). El valor promedio de N = 3 se consideró el cambio porcentual en el tamaño antes y después del calentamiento.

Cambio porcentual (%) en el tamaño del sustrato y del dispositivo médico = (tamaño del dispositivo médico -tamaño del sustrato)/tamaño del sustrato * 100 Fórmula (4)

Cantidad de mucina depositada

Se cortó una probeta que tenía una anchura (porción mínima) de 5 mm y una longitud de 14 mm a partir de una muestra que tenía forma de lente de contacto usando un troquel de punzonado prescrito. Se usó mucina, glándula submandibular bovina (número de catálogo: 499643) fabricada por Calbiochem como mucina. Se sumergió la probeta en una disolución acuosa de mucina al 0,1 % a 37 °C durante 20 horas. Luego, se determinó la cantidad de mucina depositada en la muestra mediante un método de ensayo de proteínas con BCA (ácido bicinconínico). El valor promedio de N = 3 se consideró la cantidad de mucina depositada.

Coeficiente de fricción

Se midió el coeficiente de fricción de la superficie de un dispositivo médico que se humedece con tampón fosfato en las siguientes condiciones en N = 3, y el valor promedio se consideró el coeficiente de fricción.

Equipo: medidor de fricción KES-SE (Kato Tech Co., Ltd.)

Sens. de fricción: H

Velocidad de medición: 2 * 1 mm/s

Carga de fricción: 44 g

Medición del peso molecular

Se midió el peso molecular de un polímero hidrófilo en las siguientes condiciones.

Equipo: sistema de CPG Prominence fabricado por Shimadzu Corporation

Bomba: LC-20AD

Inyector automático: SIL-20AHT

Horno de la columna: CTO-20A

Detector: RID-10A

Columna: GMPWXL (diámetro interno: 7,8 mm * 30 cm, tamaño de partícula: 13 |im) fabricada por Tosoh Corporation

Disolvente: agua/metanol = 1/1 (añadiendo nitrato de litio 0,1 N)

Velocidad de flujo: 0,5 ml/min

Tiempo de medición: 30 minutos

Concentración de muestra: del 0,1 al 0,3 % en masa

Cantidad de inyección de muestra: 100 |il

Muestra patrón: muestra patrón de poli(óxido de etileno) fabricada por Agilent Technologies, Inc. (de 0,1 kD a 1258 kD)

Método de medición del pH

Se midió el pH de una disolución usando un medidor de pH, Eutech pH 2700 (fabricado por Eutech Instruments Pte Ltd). En la tabla, se midió el pH antes del tratamiento térmico de una disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico añadiendo todo el polímero hidrófilo y el ácido orgánico a la disolución mencionada en cada ejemplo y ejemplo comparativo, seguido de agitación a temperatura ambiente (de 20 a 25 °C) durante 30 minutos con un rotor para hacer uniforme la disolución. En la tabla, el “pH después del tratamiento térmico” es el pH medido inmediatamente después de enfriarse la disolución hasta temperatura ambiente (de 20 a 25 °C) después de realizarse una vez un tratamiento térmico.

Grosores de película de la capa de polímero hidrófilo

Se midió el grosor de película observando una sección transversal de un dispositivo médico en un estado seco usando un microscopio electrónico de transmisión. Cambiando el lugar tres veces, se midió el grosor una vez para cada campo de visión, y se mencionó el promedio de los grosores de película en los tres lugares.

Equipo: microscopio electrónico de transmisión

Condiciones: tensión de aceleración de 100 kV

Preparación de la muestra: se prepararon muestras mediante ultramicrotomía usando tinción con RuO4. Cuando es difícil discriminar entre un sustrato y una capa de polímero hidrófilo, puede teñirse la muestra con OsO4. En este ejemplo, cuando el sustrato es un sustrato a base de hidrogel de silicona o a base de silicona, se tiñó la muestra con RuO4. Para la preparación de cortes ultradelgados, se usó un ultramicrotomo.

Ejemplo de producción 1

Después de preparar 28 partes en masa de un polidimetilsiloxano que tiene grupos metacriloílo en ambos extremos representado por la fórmula (M1) (FM 7726, JNC Corporation, Mw: 30.000), 7 partes en masa de un monómero de silicona representado por la fórmula (M2) (FM 0721, JNC Corporation, Mw: 5.000), 57,9 partes en masa de acrilato de trifluoroetilo (“Viscoat” (marca registrada) 3F, Osaka Organic Chemical Industry Ltd.), 7 partes en masa de acrilato de 2-etilhexilo (Tokyo Chemical Industry Co., Ltd.) y 0,1 partes en masa de acrilato de dimetilaminoetilo (Kohjin Co., Ltd.), preparar 5.000 ppm de un fotoiniciador “IRGACURE” (marca registrada) 819 (NAGASE & CO., LTD.), 5.000 ppm de un absorbente de UV (RUVA-93, Otsuka Chemical Co., Ltd.) y 100 ppm de un colorante (RB 246, Arran chemical) basado en la cantidad total de estos monómeros, y preparar 10 partes en masa de alcohol t-amílico basado en 100 partes en masa de la cantidad total de estos monómeros, se mezclaron todos los componentes con agitación. Se filtró la mezcla agitada a través de un filtro de membrana (diámetro de poro: 0,45 ^m) para retirar las sustancias insolubles para obtener una mezcla de monómeros. Se vertió la mezcla de monómeros anterior en un molde de lentes de contacto fabricado de una resina transparente (material en el lado de curva de base: polipropileno, material en el lado de curva frontal: polipropileno) y luego se polimerizó mediante irradiación con luz (longitud de onda 405 nm (± 5 nm), iluminancia: de 0 a 0,7 mW/cm2, durante 30 minutos) para obtener un cuerpo moldeado fabricado de un material blando con bajo contenido en agua que tiene un átomo de silicio.

Después de la polimerización, se sumergió el cuerpo moldeado así obtenido en una disolución acuosa del 100 % en masa de alcohol isopropílico a 60 °C durante 1,5 horas junto con el molde a partir del cual se liberaron la curva frontal y la curva de base, y luego se retiró el cuerpo moldeado que tenía forma de lente de contacto del molde. Se sumergió el cuerpo moldeado así obtenido en una cantidad en gran exceso de una disolución acuosa del 100 % en masa de alcohol isopropílico mantenido a 60 °C durante 2 horas para extraer impurezas tales como monómeros residuales. Después de eso, se secó el cuerpo moldeado a temperatura ambiente (de 20 °C a 23 °C) durante 12 horas para obtener un sustrato.

Fórmula química 1

Las disoluciones tampón fosfato usadas en los procedimientos de los siguientes ejemplos y ejemplos comparativos y las mediciones mencionadas anteriormente son disoluciones acuosas que tienen las siguientes composiciones. En la composición descrita a continuación, EDTA2Na representa etilendiaminotetraacetato de disodio dihidratado.

KCl 0,2 g/l

KH<2>PO<4>0,2 g/l

NaCl 8,0 g/l

Na<2>HPO<4>1,19 g/l

EDTA2Na 0,5 g/l

Ejemplo 1

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 430.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 2

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,9 mol/l (pH 12,4) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 430.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante la noche. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 3

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo (razón molar en la copolimerización: 1/2, Mw: 400.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 4

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,9 mol/l (pH 12,4) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo (razón molar en la copolimerización: 1/2, Mw: 400.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante la noche. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 5

Se usó una lente de hidrogel disponible comercialmente que contenía metacrilato de 2-hidroxietilo como componente principal “1day Acuvue (marca registrada)” (etafilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 80 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 430.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 80 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 6

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de KOH 0,9 mol/l (pH 12,4) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo (razón molar en la copolimerización: 1/2, Mw: 400.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,0 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante la noche. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 75 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 7

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de KOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 200.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,3 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se transfirió a una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 80 °C durante 45 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 8

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 2/2/1, Mw: 400.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 9

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 3/5/2, Mw: 400.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 10

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo (razón molar en la copolimerización: 2/3, Mw: 300.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,2 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 11

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,6 mol/l (pH 12,1) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 70 °C durante 60 minutos. Se transfirió el sustrato pretratado a una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 550.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,3 con ácido cítrico, y se calentó usando un autoclave a 70 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 12

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,6 mol/l (pH 12,1) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 60 °C durante 90 minutos. Se colocó el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 550.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,3 con ácido cítrico, y se calentó usando un autoclave a 70 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo 13

Se usó una lente de hidrogel disponible comercialmente que contenía metacrilato de 2-hidroxietilo como componente principal “1day Acuvue (marca registrada)” (etafilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,6 mol/l (pH 12,1) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 50 °C durante 100 minutos. Se colocó el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2%en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 550.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,3 con ácido cítrico, y se calentó usando un autoclave a 70 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Tabla 1

Tabla 2

Tabla 3

Ejemplo comparativo 1

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de poli(ácido acrílico) “Sokalan (marca registrada) PA110S” (Mw: 250.000, fabricado por BASF SE) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 2

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 50 °C durante 10 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 430.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 30 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 3

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/9, Mw: 800.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,2 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 50 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 4

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se sumergió el sustrato en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 5

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 50 °C durante 10 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/N-vinilpirrolidona (razón molar en la copolimerización: 1/9, Mw: 500.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 4,0 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 6

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,1 % en masa de polidimetilacrilamida (Mw: 360.000, fabricada por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 4,0 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 7

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se sumergió el sustrato en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0), y se dejó reposar a temperatura ambiente de 23 °C durante 15 minutos. Después de eso, se sumergió el sustrato en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,1 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo (razón molar en la copolimerización: 1/2, Mw: 400.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,0 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 60 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 8

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se sumergió el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de poli(ácido acrílico) “Sokalan (marca registrada) PA110S” (Mw: 250.000, fabricado por BASF SE) en tampón fosfato con el pH ajustado a 5,0 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 50 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 9

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se sumergió el sustrato en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0) y se calentó usando un horno de temperatura constante a 90 °C durante 15 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 10

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se sumergió el sustrato en disolución acuosa de NaOH 0,4 mol/l (pH 12,0), y se dejó reposar a temperatura ambiente (de 20 °C a 23 °C) durante 15 minutos. Después de eso, se sumergió el sustrato en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,6 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 430.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,4 con ácido cítrico, y se dejó reposar a temperatura ambiente durante 15 minutos. Se retiró el sustrato de la disolución de recubrimiento, se sumergió en una disolución de recubrimiento recién preparada con la misma composición, y se calentó usando un horno de temperatura constante a 40 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido (no se observó una capa de polímero hidrófilo) usando el método anterior se muestran en las tablas 4 a 6.

Ejemplo comparativo 11

Se usó el sustrato del ejemplo de producción 1 como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,6 mol/l (pH 12,1) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 40 °C durante 60 minutos. Se colocó el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/8, Mw: 480.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,6 con ácido cítrico, y se calentó usando un autoclave a 70 °C durante 30 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo comparativo 12

Se usó una lente de hidrogel de silicona disponible comercialmente que contenía silicona como componente principal “1day Acuvue Oasys (marca registrada)” (senofilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,6 mol/l (pH 12,1) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 45 °C durante 60 minutos. Se colocó el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 550.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 3,8 con ácido cítrico, y se calentó usando un autoclave a 70 °C durante 10 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Ejemplo comparativo 13

Se usó una lente de hidrogel disponible comercialmente que contenía metacrilato de 2-hidroxietilo como componente principal “1day Acuvue (marca registrada)” (etafilcon A, fabricado por Johnson & Johnson) como sustrato. Se pretrató el sustrato sumergiéndolo en disolución acuosa de NaOH 0,6 mol/l (pH 12,1) y calentándolo usando un horno de temperatura constante a 45 °C durante 90 minutos. Se colocó el sustrato pretratado en una disolución (disolución de recubrimiento) que contenía el 0,2 % en masa de un copolímero de ácido acrílico/metacrilato de 2-hidroxietilo/N,N-dimetilacrilamida (razón molar en la copolimerización: 1/1/2, Mw: 550.000, fabricado por Osaka Organic Chemical Industry Ltd.) en tampón fosfato con el pH ajustado a 4,0 con ácido cítrico, y se calentó usando un autoclave a 70 °C durante 10 minutos. Se lavó el dispositivo médico obtenido con tampón fosfato, se sumergió en tampón fosfato recién preparado, y se esterilizó usando un autoclave a 121 °C durante 30 minutos. Los resultados obtenidos mediante la evaluación del dispositivo médico obtenido usando el método anterior se muestran en las tablas 1 a 3.

Tabla 4

Tabla 5

Tabla 6

Claims

REIVINDICACIONES

1. Método de producción de un dispositivo médico que comprende un sustrato y una capa de polímero hidrófilo, que comprende las etapas de:

2. Método de producción de un dispositivo médico según la reivindicación 1, en el que el tiempo de retención de película líquida del dispositivo médico obtenido es de 10 segundos o más.

3. Método de producción de un dispositivo médico según la reivindicación 1 ó 2, en el que el pH inicial en la etapa de colocar el sustrato pretratado en una disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico y calentar el sustrato pretratado a una temperatura que oscila entre 50 °C y 100 °C está dentro de un intervalo de desde pH 2,0 hasta 6,0.

4. Método de producción de un dispositivo médico según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que la temperatura de calentamiento en la etapa de colocar el sustrato pretratado en una disolución que contiene un polímero hidrófilo y un ácido orgánico y calentar el sustrato pretratado está dentro de un intervalo de desde 60 °C hasta 95 °C.

5. Método de producción de un dispositivo médico según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en el que el polímero hidrófilo tiene además un grupo amida.

6. Método de producción de un dispositivo médico según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en el que el ácido orgánico es uno o más seleccionados del grupo que consiste en ácido acético, ácido cítrico, ácido fórmico, ácido ascórbico, ácido trifluorometanosulfónico y ácido metanosulfónico.

7. Método de producción de un dispositivo médico según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, en el que el sustrato comprende uno o más seleccionados del grupo que consiste en hidrogeles, hidrogeles de silicona, materiales blandos con bajo contenido en agua y materiales duros con bajo contenido en agua.

8. Método de producción de un dispositivo médico según la reivindicación 7, en el que los hidrogeles son uno o más seleccionados del grupo que consiste en tefilcon, tetrafilcon, helfilcon, mafilcon, polymacon, hioxifilcon, alfafilcon, omafilcon, hioxifilcon, nelfilcon, nesofilcon, hilafilcon, acofilcon, deltafilcon, etafilcon, focofilcon, ocufilcon, phemfilcon, metafilcon y vilfilcon.

9. Método de producción de un dispositivo médico según la reivindicación 7, en el que los hidrogeles de silicona son uno o más seleccionados del grupo que consiste en lotrafilcon, galyfilcon, narafilcon, senofilcon, comfilcon, enfilcon, balafilcon, efrofilcon, fanfilcon, somofilcon, samfilcon, olifilcon, asmofilcon, formofilcon, stenfilcon, abafilcon, mangofilcon, riofilcon, sifilcon, larafilcon y delefilcon.

10. Método de producción de un dispositivo médico según la reivindicación 7, en el que los materiales blandos con bajo contenido en agua son materiales que tienen un átomo de silicio.

11. Método de producción de un dispositivo médico según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en el que el dispositivo médico es una lente oftálmica, un material de apósito cutáneo, un material de apósito para heridas, un material de protección cutánea, un portador de medicamentos cutáneo, un tubo de infusión, un tubo de suministro de gases, un tubo de drenaje, un circuito de sangre, un tubo de recubrimiento, un catéter, una endoprótesis vascular, una cubierta, un chip biosensor, un sistema de circulación extracorporal o un material de cobertura de un endoscopio.

12. Método de producción de un dispositivo médico según la reivindicación 11, en el que la lente oftálmica es una lente de contacto.