DE102014221587A1

DE102014221587A1 - Verfahren zum Beschichten eines medizinischen Implantats

Info

Publication number: DE102014221587A1
Application number: DE102014221587.0A
Authority: DE
Inventors: Andreas Bunge; Michael Bergmann; Lioc Ledernez; Dr. Borck Alexander; Gerald Urban
Original assignee: Biotronik SE and Co KG; Albert Ludwigs Universitaet Freiburg
Current assignee: Biotronik SE and Co KG; Albert Ludwigs Universitaet Freiburg
Priority date: 2014-10-23
Filing date: 2014-10-23
Publication date: 2016-04-28

Abstract

Die Erfindung geht aus von einem Verfahren zum Beschichten eines medizinischen Implantats (10, 10a, 10b), das zum Implantieren in einen tierischen und/oder menschlichen Körper vorgesehen ist, wobei zumindest eine Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) mittels Plasmapolymerisation auf zumindest eine Oberfläche (14, 16) des Implantats (10, 10a, 10b) aufgebracht wird. Es wird vorgeschlagen, dass zumindest ein Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine raue Oberfläche (14, 16) beschichtet wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Beschichten eines medizinischen Implantats und von einem Implantat beschichtet mit einem solchen Verfahren nach den Oberbegriffen der unabhängigen Ansprüche.
In der Medizin kommen Implantate zum Einsatz, die zur Erfüllung von Ersatzfunktionen permanent oder zumindest für einen längeren Zeitraum in einen tierischen und/oder menschlichen Körper eingebracht werden. Hierbei kommen zahlreiche Implantate und Systeme in Betracht, wie beispielsweise Biosensoren, Dialysemembranen, Drug-Delivery-Systeme, Schrittmacher, Herzimplantate, Implantate zum Gelenkersatz, Gefäßprothesen oder Stents
Typischerweise werden Implantate nach dem Einbringen in den Körper vom Organismus als fremd erkannt. Als Reaktion auf die artifiziellen Oberflächen lagern sich hierauf bereits kurz nach der Implantation zu einer unspezifische Proteinadsorption. Diese adsorbierten Proteine verlieren ihre dreidimensionale Struktur wenigstens teilweise und dienen Zellen als Ankersubstrate für eine Anlagerung. Diese Proteine werden von Zellen (u.a. von Thrombozyten, falls das Implantat in den Blutstrom eingebracht wird) erkannt. Hierdurch ausgelöst bilden sich eine undefinierte Zellbedeckung und/oder eine extrazelluläre Matrix aus Protein-Fasern (z. B. Kollagen) auf der Oberfläche des Implantats aus. Dieser Vorgang wird allgemein als Fouling bezeichnet. Sehr häufig kommt es sogar zu einer kollagenhaltigen Einkapselung des Implantats.
In Gewebe eingekapselte Implantate können zum einen ihre Funktion verlieren (z.B. ein Analyt kann den Biosensor nur noch zum Teil, zeitversetzt oder sogar gar nicht mehr erreichen, Poren einer Polymermembran des Biosensors werden verschlossen; eine Reizschwelle für eine Stimulation von Implantaten ändert sich). Zum anderen können eingeschiedene Implantate schwerer explantiert werden (z.B. defekte Stimulationselektroden werden nicht explantiert sondern im Körper belassen). Im menschlichen Körper wirkt die beschriebene Proteinadsorption darüber hinaus als Initiator für eine Fremdkörperreaktion und kann schlussendlich zur Ausbildung von Thromben führen, was lebensbedrohlich für den Patienten werden kann.
Dies birgt jedoch nicht das einzige erhebliche Risiko für den Patienten. Trotz der weitreichenden Fortschritte in der operativen Medizin stellen Infektionen nach dem Einbringen eines sterilisierten Implantats immer noch sehr häufige Komplikationen dar. Am Beginn einer Implantatsinfektion nach der Implantation steht dabei immer die Adhäsion von Mikroorganismen (Adhäsionsphase). Relevant für die Anhaftung von Organismen auf den Implantatoberflächen sind dabei die Oberflächenmorphologie sowie die physikochemischen Eigenschaften des Implantatmaterials. Die Bindung wird begünstigt, wenn an der Oberfläche bereits Biopolymere (insbesondere Polysaccharide) adhäriert sind. Infolge der Vermehrung der Mikroorganismen kommt es zur flächigen und später zur explosionsartigen dreidimensionalen Besiedelung der Oberfläche. Durch die gleichzeitige bakterielle Synthese von Epoxypolysacchariden und anderen organischen Molekülen werden die Bakterien von einer schleimartigen Matrix umschlossen, man spricht von einem Biofilm. Ist der Biofilm großflächig ausgebildet, können körpereigene antibakterielle Mechanismen sowie Antibiotika eine weitere Ausbreitung der Organismen auf dem Implantat und im ganzen Körper nicht mehr verhindern. Es kann zu z.T. lebensbedrohlichen Situationen kommen. Eine Infektion macht sich für den Patienten durch Nekrose, chronische Entzündungen, Abzesse, Endocarditis, Myocarditis, Sepsis usw. bemerkbar. Bis zu 1 von 5 Patienten mit einer derartigen Infektion stirbt innerhalb eines Jahres nach Infektion.
Die verursachenden Bakterien werden dabei meist während Implantation/Revision eingebracht und verursachen entweder akute oder latente Infektionen. In 60–80% der Fälle sind Staphylococcen für die Infektionen verantwortlich (S. epidermis und S. aureus), andere Bakterien wie E. Coli spielen ebenfalls eine Rolle. Werden typische Antibiotika-(mulit)resistente Krankenhauskeime in den Körper eingebracht, kann die Situation besonders kritisch werden. Kommt es zu einer Infektion mit Biofilmen, ist es häufig erforderlich, das Implantat gegen ein neues auszutauschen (sogenannte Revision), eine alleinige Antibiotikatherapie reicht meist nicht aus. Aus Sicht der Gesundheitskosten stellen Infektionen ein großes Problem dar, allein die Antibiotikagabe kann unter bestimmten Situationen Kosten von etwa 5000 Euro verursachen, dazu kommen noch die Kosten für das neue Implantat und die Implantation. Beispielsweise können Infektionen der Schrittmachertasche und/oder eines Elektrodensystem mit einer Inzidenz von bis zu 12 % auftreten. Häufig reicht ein einziger Implantatwechsel nicht aus, da Biofilme einen Herd immer wiederkehrender Infekte darstellen.
Kommt es zu einer Kombination von Einkapselung des Implantats und Bakterieninfektion ist das Immunsystem des Patienten weitestgehend wehrlos, da Immunzellen nicht zu dem Bakterienherd vordringen können. Dies ist insbesondere bei Implantatwechseln (z.B. wenn die Lebenszeit der Implantate abgelaufen ist) kritisch. Bei diesen Wechseln wird das Implantat typischerweise in die bereits durch das vorherige Implantat gebildete Kapsel eingebracht. Hierbei kommt es meist zwangsläufig auch zu einem Einbringen von Bakterien in den Körper und die Kollagenkapsel. Eine Infektion der so genannten Schrittmachertasche ist dabei meist nur der Ausgangspunkt. Die Infektion kann sich dann entlang der im Herzen verankerten Elektroden ausbreiten. Medizinische Prozeduren zur Disruption oder sogar Entfernung der kollagenhaltigen Kapsel sind aufwändig und vermutlich mit einem längeren Heilungsprozess verbunden.
Insbesondere unter dem Gesichtspunkt der alternden und multimorbiden Bevölkerung sind die auftretenden Komplikationen besonders kritisch, sind aufgrund der höheren Lebenserwartung der Patienten bei gleicher Laufzeit der Implantate mehr Implantataustausche erforderlich. Mulitmorbiditäten, also das gleichzeitige Auftreten von mehreren chronischen Erkrankungen bei einem Patienten, stellen zusätzliche Risiken dar. So ist das Infektionsrisiko bei Patienten mit Schrittmachern/Defibrillatoren/CRT-Geräten bei Diabetes und Niereninsuffizienz erhöht.
Demgemäß ist es von großer Wichtigkeit, die Verträglichkeit von Implantaten zu verbessen und eine Abwehrreaktion des Körpers des Patienten gegen das Implantat möglichst gering zu halten. Es ist bekannt, dass eine Verbesserung der Verträglichkeit von äußerlich an den Körper anbringbaren Sehprothesen, wie Kontaktlinsen, mit einer Beschichtung, aufgetragen mittels Plasmapolymerisation, erreicht werden kann (Evaluation of plasma polymer-coated contact lenses by electrochemical impedance spectroscopy. Weikart CM, Matsuzawa Y, Winterton L, Yasuda HK. J Biomed Mater Res. 2001 Mar 15;54(4):597–607.). Die hierbei etablierten Beschichtungsprotokolle erzielten jedoch lediglich Erfolge bei glatten Oberflächen. Auf diesen ist jedoch die Haftung der Beschichtung z.B. bei mechanischer Beanspruchung oft nicht ausreichend gegeben. Hierdurch sind solche Beschichtungen für Implantate, die in den Körper, vor allem für einen Langzeiteinsatz, eingebracht werden, ungeeignet. Zudem weisen eine Vielzahl von Implantatoberflächen keine glatte Oberfläche auf, wodurch die oben beschriebenen Beschichtungsprotokolle nicht ohne weiteres zum Einsatz kommen können.
Zudem sind eine Reihe von Oberflächenmodifikationen der Implantatoberfläche bekannt, die eine Besiedelung mit Bakterien verhindern sollen (Implant infections: a haven for opportunistic bacteria. Schierholz JM, Beuth J., J Hosp Infect. 2001 Oct;49(2):87–93. Review.). In erster Linie werden antibiotisch wirksame Moleküle an die Oberfläche gebunden. Dies ist über Spacer kovalent möglich, alternativ können die Stoffe in einer Matrix eingebracht werden. Des Weiteren können die Antibiotika auf die Oberfläche physikalisch adsorbiert – bzw. über geladene Moleküle (z.B. Tridodecylmethylammoniumchlorid) vermittelt – ionisch an die Oberfläche binden. Sinnvoll kann die schrittweise Abgabe dieser Moleküle an den umgebenden Raum sein (TYRX™Antibacterial Envelope von MEDTRONIC). Des Weiteren wird der Einsatz von Silbersalzen, Silberionen und metallischem Silber diskutiert.
Des Weiteren ist es bekannt, dass Polymere als Oberflächenbeschichtung eingesetzt werden können, die den körpereigenen antibiotisch wirkenden Stoffen nachempfunden sind (End-Functionalized ROMP Polymers for Biomedical Applications. Madkour AE, Koch AH, Lienkamp K, Tew GN., Macromolecules. 2010 May 25;43(10):4557–4561.). Darüber hinaus werden Ansätze beschrieben, die eine Anhaftung von (Proteinen) und Bakterien über Modifikation der hydrophoben Oberflächencharakteristik z.B. über Anbindung von hydrophilen Ketten und Polymeren verhindern soll (Staphylococcus aureus adhesion to titanium oxide surfaces coated with non-functionalized and peptidefunctionalized poly(l-lysine)-grafted-poly(ethylene glycol) copolymers., Harris LG, Tosatti S, Wieland M, Textor M, Richards RG., Biomaterials. 2004 Aug;25(18):4135–48.). Hier wird zudem diskutiert, über einen Einsatz einer Beschichtung aus poly-Lysin (antibakteriell) und poly-Ethylenglycol (gegen Anhaftung von Biomolekülen) zu versuchen wird antibakterielle und anti-adhäsive Eigenschaften in vitro zu kombinieren.
Bei vielen dieser Ansätze ist unbekannt, ob diese langzeitstabil die Anhaftung von Mikroben unterbinden können – degradierende Prozesse im Körper, die sofort nach dem Einbringen in den Körper das Implantat korrodieren, haben natürlich einen entscheidenden Einfluss auf die Oberflächenmodifikation. Die Oberflächenmodifikation kann hierdurch sehr schnell ihre antibiotische Wirkung mit der Folge verlieren, dass sich an der Oberfläche explosionsartig ein Biofilm ausbilden kann.
Greifen darüber hinaus die antibakteriell wirkenden Stoffe in den Metabolismus der Bakterien ein, können durch leichte genetische Veränderungen die antibiotisch wirkenden Stoffe unwirksam werden. Das beste Beispiel sind dabei multiresistente Bakterien, bei denen keine handelsüblichen Antibiotika mehr wirksam sind. Es müssen Ansätze gefunden werden, die universell die Ausbildung von Biofilmen auch bei multiresistenten Stämmen unterbinden. Bei Abgabe von antibiotisch-wirkenden Stoffen („drug-eluting“) können aufgrund der beschränkten Wirkstoffmenge nur z.T. geringe Zeiträume abgedeckt werden.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum Beschichten eines medizinischen Implantats zur Verfügung zu stellen, das eine unspezifische Anhaftung von Proteinen und/oder Bakterien verringert oder auch komplett unterbindet und somit einen für einen Patienten risikoarmen Langzeiteinsatz von Implantaten zu ermöglichen. Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es ein Implantat zur Verfügung zu stellen, dass wenige bis keine Abwehrreaktionen im Körper des Patienten hervorruft und damit risikolos zur Behandlung von krankhaften oder unerwünschten Störungen bzw. physiologischen Zuständen eines Patienten eingesetzt werden kann.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Günstige Ausgestaltungen und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus den weiteren Ansprüchen und der Beschreibung.
Die Erfindung geht aus von einem Verfahren zum Beschichten eines medizinischen Implantats, das zum Implantieren in einen tierischen und/oder menschlichen Körper vorgesehen ist, wobei zumindest eine Beschichtung mittels Plasmapolymerisation auf zumindest eine Oberfläche des Implantats aufgebracht wird.
Es wird vorgeschlagen, dass zumindest ein Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine raue Oberfläche des Implantats beschichtet wird. Durch die erfindungsgemäße Ausgestaltung kann die Beschichtung von nano-/mikrostrukturierten Implantaten bzw. Substraten ermöglicht werden. Zudem kann durch Beschichtung von Oberflächen mit einer gewissen Rauigkeit/Porosität vorteilhaft die Haftung der Beschichtung verbessert werden. Je stärker die Haftung ausgeprägt ist, desto mechanisch stabiler ist die Oberfläche gegen Abrieb entlang der Implantatoberfläche (allg. mech. Stress). Dies verbessert gegenüber Beschichtungen des Standes der Technik die Tauglichkeit des Implantats für Langzeiteinsätze im Körper.
Das Verfahren dient zu einer Erzeugung von einer mechanisch, chemisch und biologisch stabilen Beschichtung, welche als ein Plasmapolymer abgeschieden wird und ein biokompatibles Interface darstellt, wobei die Oberfläche in ihren Eigenschaften intakt bleibt. Die Beschichtung ist eine Oberflächenmodifikation für Implantate zur Reduktion des Implantationsrisikos. Die spezifisch gewählten physikochemischen Eigenschaften der Beschichtung und damit der Implantatoberfläche reduzieren die Anlagerung von Biomolekülen und/oder Zellen. Somit werden Wechselwirkungen mit Störstoffen, wie Bestandteile von Strukturen, wie Gewebe und/oder Körperflüssigkeiten, die mit dem Implantat in Kontakt kommen können und insbesondere Zellen und/oder molekulare Bestandteile, wie Proteine, Salze, Ionen und/oder jeder andere, vom Fachmann für schädlich erachteter Störstoff, verhindert. Des Weiteren liegen die zahlenmäßig in einem sehr geringen Maße an der Oberfläche adhärenten Biomoleküle in einer nativen Konformation vor, wodurch die dem Körper präsentierte Oberfläche (Beschichtung) zu keiner Zeit als fremd erkannt wird. Es erfolgt eine natürliche „Tarnung“ des Materials mit körpereigenen Bestandteilen. Die Oberfläche wird hierdurch vorteilhaft nicht in körpereigenes Gewebe eingeschieden/eingekapselt. Zudem ist die Oberfläche ebenfalls nicht thrombogen. Ferner ist diese Beschichtung auch in biologischer Umgebung langzeitstabil.
In diesem Zusammenhang soll unter einer „rauen Oberfläche“ eine Oberfläche verstanden werden, die eine Oberflächenstruktur aufweisen, welche Unebenheiten und/oder Löcher aufweist, die zumindest dieselbe Dimension aufweisen, wie Strukturen oder Teilchen, die sich an die entsprechende Oberfläche anlagern oder durch diese durchtreten können. Somit weist die raue Oberfläche jedoch zumindest eine nano- oder mikro-Oberflächenrauigkeit und/oder eine poröse Struktur auf. Hierbei weist die Oberfläche eine mittlere Rauheit Ra (nach DIN-Norm 4760) von größer 0,0008 Mikrometer (µm) auf. Im Bereich einer Nanorauigkeit liegt die mittlere Rauheit Ra beispielsweise in einem Bereich von 0,0008 Mikrometer (µm) und 0,5 µm und im Bereich einer Mikrorauigkeit liegt die mittlere Rauheit Ra beispielsweise in einem Bereich von 0,5 Mikrometer (µm) und 50 µm.
Unter einer porösen Oberfläche soll eine Oberfläche verstanden werden, die eine Pore oder eine Vielzahl von Poren aufweist, die an eine Dimension der Struktur/Substanz (z.B. ein Analyt oder ein Wirkstoffmolekül) angepasst ist/sind, die durch die poröse Oberfläche bzw. die Pore(n) durchtreten soll. Bei Strukturen im Nanometerbereich können die Poren einen maximalen Durchmesser von 500 nm, bevorzugt von maximal 100 nm, weiterhin bevorzugt von maximal 50 nm, vorteilhafterweise von maximal 10 nm und besonders bevorzugt von maximal 0,5 nm aufweisen. Bei größeren Strukturen ist hingegen ein Porendurchmesser im Mikrometerbereich und zwar von bis zu 50 µm, bevorzugt von maximal 10 µm, weiterhin bevorzugt von maximal 1 µm und vorteilhafterweise von maximal 800 nm denkbar.
Ein Beschichtungsparameter stellt hier jeden, vom Fachmann für einstellbar oder variierbar erachteten Parameter einer Plasmapolymerisationsanlage, bevorzugt einer magnetfeldunterstützten Plasmapolymerisationsanlage, dar. Dies wären beispielsweise Druck, Zusammensetzung des Beschichtungsgases, Flussraten (Fließgeschwindigkeiten) des Beschichtungsgases oder seiner unterschiedlichen Komponenten, Stromstärke oder Leistung der Plasmapolymerisationsanlage, Frequenz und Kurvenverlauf (gepulst, periodisch) des elektrischen Felds der Plasmapolymerisationsanlage, Drehzahl oder Winkelstellung eines Probenhalters der Plasmapolymerisationsanlage, angelegtes Potential an den Probenhalter der Plasmapolymerisationsanlage, Material der Elektroden, Anwesenheit von weiteren, den Plasmaprozess beeinflussenden Materialien, Prozessdauer etc. Vorteilhafterweise werden eine Vielzahl von Beschichtungsparametern speziell ausgewählt.
Ein Implantat stellt hier ein Hilfsmittel dar, das zur Erfüllung einer Ersatzfunktion permanent oder zumindest für einen längeren Zeitraum in einen tierischen und/oder menschlichen Körper, insbesondere invasiv, eingebracht wird. Die Ersatzfunktion soll hierbei mehrere Tage oder Wochen, bevorzugt mehrere Jahre oder Jahrzehnte übernommen werden. Das Implantat kann jedes, dem Fachmann für einsetzbar erachtetes Implantat sein und kann beispielsweise intravenös, intraarteriell, subkutan, intra- und epikardial, intra- und extravaskulär eingesetzt werden. Das Implantat ist insbesondere ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus: einem Biosensor, einem Dialysegerät, einem Drug-Delivery-System, einer Elektrode, einer Gefäßmanschette, einem Schrittmacher, einem Herzschrittmacher, einem Defibrillator, einem Kardioverter, einem Hirnschrittmacher, einer Neutroprothetik, Elektroden/Elektronik für künstliche Gliedmaßen, einem Nervenstimulator, einem Barostimmulator, einem Nierenschrittmacher, einem Zwölffingerdarm-Schrittmacher, einem Herzimplantat, einem Tumor-Monitoring-Implantat, einem Kunstherz, einer künstlichen Herzklappe, einem Shunts, einem Hirnshunt, einem Hydrocephalus-Implantat, einer Telemetrieeinheit, einer Empfangseinheit, einer Sendeeiheit, einem Drucksensor, einem Organersatz, einem Energy-Harvesting-Implantat, einer Bio-Brennstoffzelle, einem Katheter, einem Cochleaimplantat, einem Retina Implantat, einem zahnmedizinischen Implantat, einem künstlichen implantierbaren Linsensystem, einem Implantat zum Gelenkersatz, einer Gefäßprothese oder einem Stent. Bevorzugte Einsatzgebiete sind beispielsweise CRM-Geräte (CRM – Cardiac Rhytmic Management) (Herzschrittmacher/Defibrillator, Implantate zur kardialen Resynchronisation (CRT), Leadless-Pacer/Defibrillator, wie auch implantierbare Sensorik (Biosensoren, Drucksensoren) und Drug-Delivery-Systeme.
Insbesondere kann das Implantat auch elektrische Bauteile umfassen, da sich gezeigt hat, dass sich diese auch mit den erfindungsgemäßen Beschichtungsprotokollen funktionsverlustfrei beschichten lassen.
Demgemäß geht die Erfindung zudem aus von einem Implantat beschichtet mit dem erfindungsgemäßen Verfahren, wobei das Implantat ausgewählt ist aus der oben genannten Gruppe von möglichen Implantaten.
Ein so beschichtetes Implantat ruft wenige bis keine Abwehrreaktionen im Körper des Patienten hervor und kann damit risikolos zur Behandlung von krankhaften oder unerwünschten Störungen eingesetzt werden. Zudem werden die Gefahren einer Einkapselung und/oder einer Bakterieninfektion minimiert, wodurch ein solches Implantat bei Funktionsverlust auch für den Patienten schonend ausgetaucht werden kann.
Ferner geht die Erfindung aus von einem Verfahren zum Behandeln eines medizinischen Implantats, das zum Implantieren in einen tierischen und/oder menschlichen Körper vorgesehen ist, wobei zumindest eine Beschichtung mittels Plasmapolymerisation auf zumindest eine Oberfläche des Implantats aufgebracht wird.
Es wird vorgeschlagen, dass ein Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine Oberfläche des Implantats aufweisend eine Permeabilität beschichtet wird. Hierdurch kann eine Struktur vor Störeffekten geschützt werden, die bei unspezifischen Anlagerungen und einer gegebenenfalls folgenden Einkapselung besonders anfällig ist. Vorteilhafterweise bleibt die Hauptfunktion der Oberfläche mit Permeabilität, nämlich die Durchlässigkeit für Stoffe, insbesondere die selektive Durchlässigkeit für bestimmte Stoffe, erhalten. Dies ist insbesondere relevant bei Biosensoren mit Membranen oder Dialysegeräten mit durchlässigen Dialysemembranen. Ein solches Implantat kann dadurch vorteilhaft und konstruktiv einfach störunanfällig gestaltet werden.
Unter einer „Oberfläche mit Permeabilität“ soll hier eine Oberfläche verstanden werden, die einen Stoffdurchtritt ermöglicht. Dieser kann unidirektional oder auch bidirektional sein. Diese Funktion kann sich bei unterschiedlichen durchtretenden Stoffen auch unterscheiden (Größenselektion). Diese Oberfläche mit Permeabilität ist bevorzugt eine Membran und beispielsweise eine semipermeable Membran. Unter einer Membran soll hier insbesondere eine flächige eher zweidimensionale Struktur verstanden werden, deren Erstreckung in der Länge und/oder der Breite größer bzw. erheblich größer ist als eine Tiefe der Struktur. Hierbei soll auch eine gekrümmte bis zu halbkreisförmige Membran unter die Definition einer flächigen eher zweidimensionalen Struktur fallen. Entscheidend ist hierbei, dass eine kontinuierliche Erstreckung, wie Länge oder Breite, wesentlich länger (mindestens fünf-mal länger) ist als eine Materialtiefe der Membran. Hierbei bezieht sich die (Material-)Tiefe nicht auf einen Durchmesser der halbkreisförmigen Form der Membran. Die die Durchlässigkeit bestimmenden Poren sind hierbei bevorzugt sich unidirektional erstreckende Gebilde, insbesondere im Wesentlichen senkrecht zur Haupterstreckung der Struktur bzw. in Richtung der Tiefe. Hierbei soll unter im Wesentlichen senkrecht verstanden werden, dass eine Abweichung von 10% von der strickten senkrechten Anordnung als senkrecht verstanden werden soll. Die Membran weist insbesondere keine komplexe Kanalstruktur auf, wie dies beispielsweise bei einem dreidimensionalen Hydrogel der Fall wäre.
Bei einem Einsatz von implantierbaren Biosensoren und Dialysegeräten weisen diese Membranen Poren im Nanometermaßstab auf (abhängig von der Größe der Substanz, siehe oben). Ziel ist es hierbei, dass in Kontakt mit Körperflüssigkeiten und Gewebe die Membranporen frei durchgängig für den Analyten bzw. die in der Dialyse wandernden Moleküle bleiben und nicht durch das so genannte Fouling verschlossen werden.
Die Membran kann hierbei aus jedem, dem Fachmann für einsetzbar erachtetem Material sein, wie beispielsweise Polysulfon, Polyarylethersulfon (PAES), Polyethersulfon (PES), Celluloseester (Celluloseacetat, Cellulosetriacetat, Cellulosenitrat), Nanocellulose, regenerierte Cellulose (RC), Silikon, Polyamid (Nylon), Polyamidimid, Polyamid-Harnstoff, Polycarbonat, Keramik, Titanoxid, Aluminiumoxid, Silizium, Zeolith (Alumosilicat), Polyarylnitril (PAN), Polyethylen (PE), Polypropylen (PP), Polytetrafluorethylen (PTFE), Polyvinylidenfluorid (PVDF), Polyvinylchlorid (PVC), Polypiperarinamis, Polyethylenterephthalat (PET), Polycarbonat (PC), und deren Komposite und Mischungen.
Bevorzugt ist die Membran eine organische Membran. In diesem Zusammenhang soll unter dem Begriff „organische Membran“ eine Trennschicht und/oder ein dünner Film verstanden werden, die/der zumindest einen Bestandteil aufweist, der auf einer Kohlenstoffverbindung basiert. Die organische Membran enthält bevorzugt einen polymeren Stoff und/oder ist von einem polymeren Stoff gebildet, wobei sich dieser chemisch so herstellen lässt, dass eine Porengröße von Poren der Membran an die verwendeten Moleküle und das Messprinzip angepasst ist. Die Membran ist bevorzugt eine Polymermembran aus Polyethersulfon.
Wie oben geschrieben, weist die Membran bzw. die Polymermembran zumindest Poren im Nanometerbereich auf. Um ein kollabieren diese Membranporen an Luft zu verhindern sind die Poren mit zumindest einem Stabilisator stabilisiert. Dieser Stabilisator kann von jedem, dem Fachmann für einsetzbar erachtetem Stoff und/oder organischen Verbindung gebildet sein, wie beispielsweise Glycerin, Glycerinstearate, Glycerinester, andere Alkohole, Salze oder auch Kohlenhydrate. Bevorzugt sind die Poren mit Glycerin stabilisiert, wodurch ein hinreichend charakterisierter Stoff zum Einsatz kommt. Der Beschichtungsparameter bzw. die Beschichtungsparameter müssen hier so gewählt werden, dass in den Poren das Glycerin erhalten bleibt und die Membranporen dabei nicht kollabieren. Hierbei kann 100%iges Glycerin oder auch mit deionisiertem Wasser verdünntes Glycerin eingesetzt werden.
Ein interessantes Einsatzgebiet wäre, wie oben erwähnt, die Beschichtung eines Biosensors, welcher beispielsweise zumindest ein medizinisches Sensorsystem aufweist. Hierbei soll unter einem Biosensor ein Sensor verstanden werden, der zu einer qualitativen und quantitativen Ermittlung von einem oder einer Vielzahl von medizinisch relevanten Parameter(n) dient. Ferner soll unter einem Sensorsystem ein System mit zumindest einem Sensor und/oder eine spezifische Ausstattung oder Anordnung von Mess- oder Ermittlungskomponenten – ein Nachweissystem – des Biosensors verstanden werden. Dieser ist im Folgenden exemplarisch näher beschrieben. Mit solch einem Implantat können insbesondere Erkrankungen, wie beispielsweise Herzinsuffizienz, Bluthochdruck, Niereninsuffizienz und/oder Diabetes Mellitus als häufige, behandlungsintensive und somit teure chronische Erkrankungen besser beobachtet und therapiert werden. Für ein Implantat eignet sich die beschriebene Modifikation der Oberfläche beispielsweise der Membran besonders gut, da viele der Implantatoberflächen regelmäßig mit Körperflüssigkeit, insbesondere Blut, in Kontakt kommen, wo ein definiertes Einwachsen oder gerade kein Einwachsen besonders hohe Bedeutung besitzt.
Für Absorption anfällige Implantatoberflächen sind dabei beispielsweise solche aus Metall, Metalllegierungen und/oder Übergangsmetall, Verbundmaterialien, resorbierbare Materialien. Denkbar wären hierbei beispielsweise Oberflächen aus Titan, med. Edelstahl, wie bevorzugt 316L, CoCr, Gold, Magnesium und Polymeren. Polymere können dabei sowohl unter Einsatzbedingungen im Körper abbaubar als auch am Körper permanent sein. Ferner kann das Sensorsystem weitere Bestandteile, wie weitere Sensoren, ein Gehäuse, Elektronikkomponenten, eine Energieversorgung, eine Telemetrieeinheit, eine Steuereinheit mit Auswerteelektronik, eine Verankerung und/oder jedes andere, dem Fachmann für einsetzbar erscheinendes Bestandteil, aufweisen.
Eine medizinisch interessante Klasse von Stoffen stellen Proteine dar. Diese sind im Blut beispielsweise als Enzyme, Transportmittel für andere Moleküle oder als Gerinnungsfaktoren an vielen wichtigen Vorgängen im Körper beteiligt. Es ist von großem Interesse, insbesondere im Krankheitsfall, solche Proteine oder deren Menge oder Konzentration beispielsweise im Blut zu detektieren. Hierbei werden in der Diagnostik zum Beispiel chemische, enzymatische, biochemische, molekularbiologische, biotechnologische, mikrobiologische, nanotechnologische, radioaktive, physikalische oder optische Verfahren eingesetzt. Proteine besitzen eine durch ihre Aminosäuresequenz definierte dreidimensionale Struktur, die vom Immunsystem durch spezifische Antikörpererkennung genutzt wird, wobei Antikörper artfremde von eigenen Proteinen unterscheiden können. Diese Wechselwirkung zwischen dem Antikörper und dem so genannten Antigen kann als immunologischer Nachweis genutzt werden und hat sich als gängiges Verfahren in der in vitro-Diagnostik etabliert. Auch bei einem so genannten Verdrängungsassay („Competition Assay“) wird dieses Prinzip zur Bestimmung einer Konzentration des Antigens eingesetzt. Ferner sind in vitro Verfahren ohne optisch messbare Markierungen zum Molekülnachweis bekannt. Hierbei werden z.B. Feldeffekttransistoren (FET) in vitro eingesetzt.
Über die letzten Jahrzehnte hinweg hat sich gezeigt, dass eine in vitro-Bestimmung von Analyten oft nicht ausreicht, um einen aktuellen und zeitnahen Zustand des Analyten und damit verbunden einen Zustand eines Patienten zuverlässig zu ermitteln. Insbesondere bei akuten Änderungen, beispielsweise bei chronisch Kranken, muss rasch eingegriffen werden. Hierbei ist insbesondere eine ständige Überwachung von Analyten und deren Konzentrationen über Monate oder sogar Jahre angeraten. Demgemäß besteht Bedarf an einem Sensorsystem, welches beispielsweise Analyten zuverlässig und schnell in vivo über einen längeren Zeitraum überwachen kann. Hierbei ist es besonders wichtig, dass die Funktionalität besonders lange erhalten bleibt, was durch die erfindungsgemäß ausgebrachte Beschichtung gewährleitet werden kann.
Mit einem solchen Biosensor können zahlreiche Parameter ermittelt werden, wie ein pH-Wert, eine Osmolalität, eine Ladung, beispielsweise eines Ions, eines Polyelektrolyten oder eines Proteins, eine Temperatur, eine Konfiguration beispielsweise einer Bindungsstelle, eine Größe, eine Masse, ein Aggregatszustand, der Wassergehalt, der Hämatokritwert, die partielle Thromboplastinzeit, die Plasma-Thrombin-Gerinnungszeit, der Quick-Wert, eine An-. bzw. Abwesenheit und/oder eine Menge eines Stoffs und/oder eines Analyten und/oder jeder andere, dem Fachmann für sinnvoll erscheinende Parameter.
Meist wird jedoch ein spezieller Analyt gemessen, wie beispielsweise ein Elektrolyt, ein Fett, ein Salz, ein Ion, ein Polyelektrolyt, ein Kohlehydrat, eine Fettsäure, ein Lipid, ein Zucker, ein Nucleotid, eine Desoxyribonukleinsäure, eine Ribonukleinsäure, eine Aminosäure, ein Peptid, ein Protein, ein Antikörper, ein Hormon, ein Neurotransmitter, ein Metabolit, ein Stoffwechselprodukt, ein Antigen, einen Wirkstoffe, ein Medikament, ein Nanopartikel, ein Toxin, Wasser und/oder jeden anderen, dem Fachmann für zweckdienlich erscheinenden Stoff. Es ist auch möglich, einen bestimmten Zustand eines Moleküls zu ermitteln, oder einen so genannte Biomarker, die einen variablen Bestandteil des menschlichen oder tierischen Körpers bilden, wie beispielsweise Albumine/Globuline, Alkalische Phosphatase, Alpha-1-Globulin, Alpha-2-Globulin, Alpha-1-Antitrypsin, Alpha-1-Fetoprotein, Alpha-Amylasen, Alpha-Hydroxybutyrat-Dehydrogenase, Ammoniak, Antithrombin III, Bicarbonat, Bilirubin, Carbohydrate-Antigen 19-9, Carcinoembryonale Antigene, Chlorid, Cholesterin, Cholinesterase, Chylomikronenreste, Cobalamin/Vitamin B12, Coeruloplasmin, C-reaktive Proteine, Cystatin C, D-Dimere, Eisen, Erythropoetin, Erythrozyten, Ferritin, Fetuin A, Fibrinogen, Folsäure/Vitamin B9, Freie Tetrajodthyronine (fT4), Freie Trijodthyronine (fT3), Gamma-Glutamyltransferase, Glukose, Glutamat-Dehydrogenase, Glutamat-Oxalazetat-Transaminase, Glutamat-Pyruvat-Transaminase, Glykohämoglobin, Hämatokrit, Hämoglobin, Haptoglobin, Harnsäure, Harnstoff, HDL-Cholesterin, Homozystein, Immunglobulin A, Immunglobulin E, Immunglobulin G, Immunglobulin M, INR, Kalium, Kalzium, Kreatinin, Kreatin-Kinase, Kupfer, Laktat, Laktat-Dehydrogenase, LDL-Cholesterin, Leukozyten, Lipase, Lipoprotein, Magnesium, korpusukuläre Hämoglobine, Myoglobin, Natrium, NT-proBNP/BNP, Phosphat, Prostataspezifische Antigene, Retikulozyten, Rheumafaktor, Thrombozyten, Thyreoidea stimulierendes Hormon, Transferrin, Triglyzeride, Troponin T, VLDL-Cholesterin.
Unter einem Analyten ist auch ein „Wirkstoff“ zu verstehen, wobei der Begriff „Wirkstoff“ typische Medikamente oder auch Methabolite umfasst, die für die Behandlung von Erkrankungen gegeben werden, wie Muskarinrezeptor-Antagonisten, neuromuskulär blockierende Stoffe, Cholesterinesterase-Hemmstoffe, Adrenozeptor-Agonisten, indirekt wirkende Sympathomimetika, Methylxanthine, alpha-Adrenorezeptor-Antagonisten, Mutterkornalkaloide, beta-Adrenozeptor-Antagonisten, Inaktivierungshemmstoffe, Antisympathonika, 5-HT-Rezeptor-agonisten, Histaminrezeptor-Agonisten, Hiastaminrezeptor-Antagonisten, Analgetika, Lokalanästhetika, Sedativa, Antikonvulsiva, Konvulsiva, Muskelrelaxantien, Antiparkinsonmittel, Neuroleptika, Antidepressiva, Lithium, Tranquillantien, Immunsuppressiva, Antirheumatika, Antiarrhythmika, Antibiotika, ACE-Hemmer, Aldosteronrezeptor-antagonisten, Diuretika, Vasodilatatoren, positiv inotrope Substanzen, antithrombotische/thrombolytische Substanzen, Laxantien, Antidiarrhoioka, Pharmaka bei Adipositas, Uricostatika, Uricosurika, Lipidsenker, Antidiabetika, Anithypoglykämia, Hormone, Iodsalze, Threostatika, Eisen, Vitamine, Spurenelemente, Virostatika, Antimykotika, Antituberkulotika und Substanzen zur Tumorchemotherapie. Bevorzugt bezieht sich das zu untersuchende Merkmal auf einen variablen Bestandteil des tierischen und/oder menschlichen Körpers. Viele dieser Analyten können zur Charakterisierung des Gesundheitszustandes von Individuen in einer Körperflüssigkeit, wie beispielsweise Lymphe, Galle, Urin, Tränenflüssigkeit, Speichel, Liquor, interstitielle Flüssigkeit und/oder insbesondere Blut, bestimmt werden, insbesondere bei chronischen Erkrankungen, wie z. B. Herzinsuffizienz, Niereninsuffizienz. Das Sensorsystem könnte beispielsweise zum Nachweis eines Mitglieds der Cystatin-Familie der Cysteinprotease-Inhibitoren oder zum Nachweis von Cystatin C und wäre somit ein Cystatin-C-Sensor.
Unter einem Sensor soll insbesondere ein Bauteil verstanden werden, das eine optische, physikalische, chemische, biochemische, molekularbiologische, nanotechnologische, radioaktive, enzymatische und/oder elektrochemische Eigenschaft des Merkmals in einer Umgebung des Sensors qualitativ und/oder quantitativ etwa als Messgröße erfassen kann. Hierbei ist das in den Sensor integrierte Nachweissystem speziell auf den zu ermittelnden/messenden Parameter bzw. die erwünschte Eigenschaft abgestimmt.
Solch ein Sensor kann beispielsweise zumindest ein Halbleiterbauelement aufweist. Hierbei soll unter einem Halbleiterbauelement ein FET(Feldeffekttransistor)-basiertes aktives Bauelement wie beispielweise ein seFET („extended gate“ Feldeffekttransistor), ein ISFET (ionensensitiver Feldeffekttransistor), ein EPROM (electrically erasable programmable readonly memory) oder ein EEPROM (electrically erasable programmable readonly memory), ein Kondensator, ein Nanoröhrchen, ein Nanodraht und/oder jedes andere, vom Fachmann für einsetzbar erachtetes Halbleiterbauelement verstanden werden. Alternativ kann auch ein impedimetrisches, amperometrisches, potentiometrisches, konduktometrisches, kapazitives System als Sensor verwendet werden. Durch diese Ausgestaltung kann das Sensorsystem besonders einfach in einem miniaturisierten Format realisiert werden.
Wie oben erwähnt, kann das Implantat in der beschichteten Oberfläche eine organische Membran aufweisen. Mittels dieser ist zumindest ein Reservoir des Sensors abschließbar. Der Term „abschließbar“ soll hier nicht bedeuten, dass ein Stofftransport zwischen dem Reservoir und einem Außenregion völlig unterbunden ist, er sagt lediglich aus, dass ein Raum definiert wird, in dem bestimmte Bestandteile des Sensorsystems angeordnet sind bzw. zurückgehalten werden. Unter einem „Reservoirs eines Sensors“ bzw. einem „Sensorreservoirs“ soll hier ein Raum, eine Kammer und/oder eine Kavität des Sensors verstanden werden, mit dem das Nachweissystem des Sensors in Kontakt steht und/oder an und bevorzugt in dem das Nachweissystem bzw. der Verdrängungsassay angeordnet ist. Ein der semipermeablen Membran gegenüberliegender Boden des Reservoirs weist bevorzugt ein so genanntes „Gate“ eines Halbleiterbauelements bzw. eines seFET auf. Ferner schließt das Sensorreservoir zumindest ein Volumen ein und insbesondere ein Probenvolumen, das das nachzuweisende Merkmal enthalten bzw. aufweisen kann. Durch die organische Membran kann vorteilhaft festgelegt werden, welche Moleküle mit dem Sensor in Kontakt kommen können und welche nicht. Dies zeigt erneut, wie entscheidend es ist, dass die Funktionalität der Membran im Körper erhalten bleibt.
Es hat sich gezeigt, dass eine Anheftung von Störstoffen besonders effizient verhindert werden können, wenn die Oberfläche mit den folgenden Beschichtungsparametern beschichtet wird: Druck: 1 Pascal (Pa) bis 10 Pa, Flussrate eines Beschichtungsgases: 0 standard cubic centimeter per minute (sccm) bis 10 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 100 Milliampère (mA) bis 500 mA, Drehrate eines Probenhalters: 0 Umdrehung pro Minute (U/min) bis 5 U/min, Beschichtungszeit: 1 Minute (min) bis 200 min, bevorzugt von 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt von 60 min, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: Titan, Titangehalt: Zwischen 50% und 100% Titan. Die Flussrate kann auch als Fließgeschwindigkeit bezeichnet werden und in ml/min angegeben sein. Es ist anzumerken, dass bei Beschichtungszeiten von größer 5 Minuten die Drehzahl des Probenhalters vernachlässigbar wird.
In einer bevorzugten Realisierung ist der zumindest eine Beschichtungsparameter so ausgewählt, dass eine sauerstoffhaltige Kohlenwasserstoffbeschichtung bzw. Schicht ausgebildet wird. Durch die hohe Hydrophilie und der weiteren vorteilhaften physikalischen und chemischen Eigenschaften solcher Schichten eignen sich diese besonders zur „Tarnung“ der Implantatoberfläche. Die wenigen adhärenten Proteine bleiben in ihrer nativen Struktur, so dass der Körper diese Implantatoberflächen zu keiner Zeit als fremd erkennt.
Es hat sich gezeigt, dass für ein solches Implantat eine Beschichtung mit folgenden Beschichtungsparametern von Vorteil ist: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 200 mA, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: 100% Titan. Eine Drehrate des Probenhalters beträgt bevorzugt 2 U/min. Eine Beschichtungszeit liegt vorteilhaft bei 1 min bis 200 min, bevorzugt bei 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt bei 60 min. Eventuelle Vorbehandlungen, wie spezielle Reinigungsschritte (z.B. Flusssäurebad) oder eine Aufbringung einer Haftmittlerschicht (siehe unten) sind nicht zwingend notwendig. Ein solch beschichtetes Implantat zeigt ein sozusagen unauffälliges Verhalten der Implantatoberfläche im Körper, was besonders wichtig bei einem Implantat ist, das in eine Blutbahn eines tierischen und/oder menschlichen Körpers einbringbar ist, da hier eine lebensbedrohliche Bildung von Thromben möglich ist.
Wie oben beschrieben, ist bei der Beschichtung einer Polymermembran besonders die Anwesenheit des Stabilisators (Glycerin) kritisch bzw. dessen Unversehrtheit während der Beschichtung maßgeblich für einen weiterhin zuverlässig arbeitenden Biosensor. Die Beschichtungsparameter werden hierbei so gewählt, dass vor der Aufbringung der Plasmapolymerschicht das Glycerin auf der Oberfläche der Membran verdampft und das Glycerin in den Poren belassen wird. Hierdurch kann die Oberfläche der Membran mit Plasmapolymeren beschichtet werden, während in den Poren der Stabilisator weiterhin erhalten bleibt. Dies konnte erfolgreich durch die Optimierung der Verfahrensparameter erreicht werden, bei denen das Glycerin an der Oberfläche der Membran und jedoch nicht in den Poren entfernt wird. Hierbei wird ausgenutzt, dass sich der Dampfdruck von Glycerin in dem Druckbereich befindet, der bei der Beschichtung in der Plasmapolymerisationsanlage vorherrscht bzw. eingestellt wird. Beim Erzeugen des Vakuums durch das Öffnen des Schmetterlingsventils zur Vakuumpumpe kann der optimierte Vakuumzyklus beispielsweise durch die Pumpleistung beeinflusst werden, wodurch das Glycerin aufgrund des Dampfdrucks zu verdampfen beginnt. Dies kann anhand des Kurvenverlaufs der Druckkurve überwacht werden. Generell ist zu beobachten, dass in Anwesenheit von Glycerin es im Vergleich zu Versuchsbedingungen ohne Glycerin eine längere Zeitspanne dauert bis der erwünschte Enddruck erreicht ist.
Es hat sich gezeigt, dass es besonders vorteilhaft ist, wenn eine Polymermembran eines Implantats, wobei die Polymermembran zumindest Poren im Nanometerbereich aufweist, mit folgenden Beschichtungsparametern beschichtet wird: Druck: 1 Pa bis 3 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 375 mA, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: 100% Titan. Eine Drehrate des Probenhalters beträgt bevorzugt 2 U/min. Eine Beschichtungszeit liegt vorteilhaft bei 1 min bis 200 min, bevorzugt bei 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt bei 60 min. Eventuelle Vorbehandlungen, wie spezielle Reinigungsschritte (z.B. Flusssäurebad) oder eine Aufbringung einer Haftmittlerschicht (siehe unten) sind nicht zwingend notwendig.
Gemäß einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung ist der zumindest eine Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine Schichtdicke der Beschichtung von 1 Nanometer (nm) bis 200 nm, bevorzugt von 2 nm bis 100 nm und besonders bevorzugt von 15 nm bis 50 nm erhalten wird. Diese Schichtdicken haben sich experimentell besonders bewährt. Insbesondere im mittleren Schichtbereich (15 nm bis 50 nm) zeigte sich eine gute Balance zwischen stabiler Haftung der Plasmapolymerschicht und verringerter Proteinadsorption. Zudem ergibt sich bei dünneren Schichten der Vorteil, dass kürzere Beschichtungszeiten ausreichen, um eine ausreichende Schichtdicke zu erhalten. Als besonders vorteilhaft hat sich eine Schichtdicke von ca. 25 nm herausgestellt.
Als ein überraschender Effekt konnte gefunden werden, dass sensible elektrische Bauteile, beispielsweise eines Herzschrittmachers, die Beschichtungsbedingungen unbeschadet überstehen. Die Möglichkeit des Aufbringens der Plasmapolymerbeschichtungen auf elektrische Bauteile erhöht die Verträglichkeit von Implantaten mit solchen Bauteilen erheblich. Wird darauf geachtet, dass die Plasmapolymerbeschichtungen bei diesen Schichtdicken keine Isolatoreigenschaften aufweisen, können Plasmapolymerbeschichtungen auch auf Elektroden (z.B. Stimulationselektroden) oder Elektroden zur Sensorik aufgebracht werden. Hierbei ist insbesondere die Schichtdicke ausschlaggebend. Dünne Schichtdicken von zwischen 3 nm und 100 nm weisen vernachlässigbare Isolatoreigenschaften auf. Einen geringen Einfluss auf das Ausbilden von Isolatoreigenschaften hat die Wahl der Leistung der Plasmapolymeranlage. Es hat sich gezeigt, dass sowohl ein Einscheiden der Elektroden wie eine bakterielle Infektion verhindert werden, aber dielektrischen Eigenschaften der Elektrode im Wesentlichen unbeeinträchtigt bleiben.
Wie oben angedeutet, wäre es möglich, die Oberfläche des Implantats vor Plasmapolymerbeschichtung einer Vorbehandlung zu unterziehen. Hierbei wäre jede, dem Fachmann für einsetzbar erachtete Vorbehandlung denkbar, wie ein spezieller Reinigungsschritt (so genannter Flusssäure-Dip), eine Aufbringung einer Grundierung durch Sprühen, Eintunken, Bestreichen etc.
Auf bestimmten Substraten ist die Aufbringung einer Plasmapolymerschicht mit den oben beschriebenen positiven Eigenschaften nur erschwert möglich oder unzureichend erfolgreich. Eine vergrößerte Bandbreite an Materialien kann nur über verbesserte Hafteigenschaften abgedeckt werden. Besonders vorteilhaft ist die Vorbehandlung jedoch das Aufbringen einer Haftmittlerschicht. Durch die Beschichtung der Substrate mit haftvermittelnden Schichten (sog. Schichtstapel) können die Plasmapolymere auf alle erdenklichen Substrate aufgebracht werden. Ferner kann durch die Verwendung von haftvermittelnden Schichten durch Abstimmung der Oberflächenenergien der einzelnen Schichten im Schichtstapel aufeinander der Palette beschichtbarer Materialien verbreitert werden. Es ergibt sich zudem eine allgemeine Verbesserung der Haftung der Plasmapolymerschichten auf der Implantatoberfläche. Hierfür muss die Beschichtung mittels Plasmapolymerisation lediglich auf die Materialeigenschaften der Haftmittlerschicht angepasst werden. Somit ergibt sich für alle Implantatoberflächen ein universelles Beschichtungsprotokoll das lediglich abhängig von der Haftmittlerschicht ist. Durch den Einsatz der Schichtstapel können zum einen alle erdenklichen Materialien mit Plasmapolymeren beschichtet werden, wobei durch geschickte Wahl der einzelnen Schichten eine stark verbesserte Haftung erreicht werden kann. Unter einer Haftmittlerschicht soll hier eine Schicht verstanden werden, die ein Anhaften der Plasmapolymerschicht auf der Oberfläche „vermittelt“ oder erst stabil und dauerhaft ermöglicht. Grundsätzlich können dies auch mehrere aufeinander folgende – gut haftende – Schichten sein.
Grundsätzlich kann die Vorbehandlung zu einer Haftvermittlung auch eine nichtschichtbildende Vorbehandlung sein. Die wäre beispielsweise mit einer Plasmabehandlung mit Sauerstoff oder Argon möglich. Dadurch wird ebenfalls eine Oberflächenenergie angepasst, was eine Beschichtung mit einer Plasmapolymerschicht ermöglicht.
Besonders bevorzugt ist die Haftmittlerschicht eine Polymerschicht und insbesondere eine Plasmapolymerschicht, die mittels Plasmapolymerisation aufgebracht wird. Durch die Nutzung derselben Technologie für die Zielbeschichtung (mit dem Körper interagierenden Interface) und der Haftmittlerschicht verringert sich der apparative Aufwand zum Generieren dieser Schichten. Eine sowohl für zahlreiche Implantatoberflächen einsetzbare wie auch gut mittels Plasmapolymerisation zu beschichtende Haftmittlerschicht kann erhalten werden, wenn die Haftmittlerschicht mit folgenden Beschichtungsparametern aufgebracht wird: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 2,5 sccm bis 5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 0 sccm bis 2 sccm, , Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 200 mA. Das Elektrodenmaterial kann ein beliebiges leitfähiges Material sein, wie z.B. Titan, Aluminium, Edelstahl, Kupfer oder Gold. Eine Drehrate des Probenhalters beträgt bevorzugt 2 U/min. Eine Beschichtungszeit liegt vorteilhaft bei 1 min bis 200 min.
Das endgültige Interface, welches mit der biologischen Umgebung in Kontakt steht, wird mit folgenden Beschichtungsparametern auf die Haftmittlerschicht aufgebracht: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 200 mA, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: 100% Titan. Eine Drehrate des Probenhalters beträgt bevorzugt 2 U/min. Eine Beschichtungszeit liegt vorteilhaft bei 1 min bis 200 min, bevorzugt bei 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt bei 60 min.
Um eine Verträglichkeit des Implantats weiter zu verbessern, wird die Beschichtung auf der Oberfläche des Implantats sterilisiert. Gemäß einer vorteilhaften Ausführung wird die Beschichtung mit Ethylenoxid sterilisiert. Dies stellt einen wichtigen Vorteil dar, da ein negativer Einfluss des Ethylenoxids auf die Plasmapolymerschicht unterbleibt und deren verminderte Wechselwirkung auch nach der Sterilisation erhalten ist. Hierdurch kann ein Gesundheitsrisiko des Implantats für den Kö Haftmittlerschicht rper weiter reduziert werden. Eine Sterilisation mittels Ethylenoxid hat zudem den weiteren Vorteil, dass die Plasmapolymerschicht nach der Sterilisation wieder schnell in ihren ursprünglichen Zustand, d.h. einen Zustand mit einem hohen Quellungsgrad, zurückkehrt. Dies wird darauf zurückgeführt, dass die Plasmapolymerschicht und das Ethylenoxid ähnliche chemische Zusammensetzungen aufweisen.
Für manche Anwendungen kann es sinnvoll sein, dass keine Biomoleküle haften können. Dies kann beispielsweise erreicht werden, indem ausgewählte reaktive chemischer Gruppen der Beschichtung maskiert werden. Es hat sich gezeigt, dass für die Wechselwirkungsaktivität der Beschichtung mit adhärierenden Strukturen vor allem Aldehydgruppen als reaktive chemische Gruppen verantwortlich sind. Ein vorteilhafter Aspekt ist demgemäß, dass reaktive chemische Gruppen der Beschichtung mit einem Reduktionreagenz reduziert werden. Hierdurch kann eine Besiedlung der Plasmapolymerbeschichtung weiter deutlich reduziert werden. Die Reduktion erfolgt hier insbesondere zumindest ein Reduktionsreagenz aus der Gruppe bestehend aus: Natriumborhydrid, Tris(hydroxymethyl)-aminomethan (TRIS), Ethanolamin und Glycin. Hierbei hat sich Natriumborhydrid als am effektivsten gezeigt. Durch den Ansatz der nachträglichen chemischen Maskierung von chemischen Gruppen, welche mit Biomolekülen wechselwirken können, trägt zu verbesserten Eigenschaften der Oberflächen bei. Die Behandlung erfolgt wie folgt: Lösung von 1 mg/ml NaBH₄ in 10 mM PBS-Puffer, Inkubation der zu modifizierenden Oberfläche für 1 Stunde bei Raumtemperatur gefolgt von einem oder mehreren Waschschritten.
Grundsätzlich ist die Beschichtung aller Implantatoberflächen möglich. Es wäre jedoch auch denkbar, lediglich einzelne Teile oder Bereiche des Implantats zu beschichten. Hierbei könnten die resultierenden beschichtungsfreien Bereiche vor der Beschichtung abgedeckt oder abgeklebt werden. Es wäre auch denkbar einen inhibierenden Stoff aufzubringen, um die Abscheidung der Plasmapolymerschicht zu verhindern. Möglich wäre auch, einen Stoff auf die Oberfläche aufzubringen, der nach einer Aufbringung der Plasmapolymerschicht aufgelöst wird, wodurch der Stoff und die Plasmapolymerschicht entfernt werden. Ferner in Frage kämen auch: Reaktives Ionenätzen, nasschemisches Ätzen, Laserablation oder Elektropolieren.
Das Implantat kann beispielsweise zumindest einen Funktionssektor, beispielsweise in der Form eines Analysesektors oder Abgabesektors (zur Freisetzung von Stoffen), und zumindest einen Befestigungssektor oder ein Verankerungsbauteil aufweisen. Um die unterschiedlichen Funktionen zu berücksichtigen, können diese Bereiche auch bezüglich der Beschichtung ihrer Oberflächen unterschiedlich behandelt werden. Diese können mit unterschiedlichen Bedingungen beschichtet werden und weisen somit sich voneinander unterscheidende Beschichtungen auf. Oder es wäre möglich, lediglich einen der Bereiche zu beschichten. Zur Gewährleistung der zuverlässigen Funktionsweise des Funktionssektor bzw. Analysesektors (Vermeidung der Einkapselung am funktionellen (Mess)-Teil zur Beibehaltung der Messfunktion) wird dieser bevorzugt beschichtet. Der Befestigungssektor bleibt hingegen unbeschichtet, wodurch dieser zumindest zum Teil eingekapselt werden wird, was eine erwünschte Verbesserung oder Stabilisierung der Verankerung des Implantats im Gewebe ermöglichen kann.
Zur Reduktion des Infektionsrisikos ist es besonders vorteilhaft, wenn die Beschichtung und damit die Implantatoberfläche zusätzlich zu der verringerten Absorptionseigenschaft geeigneten Eigenschaften aufweist, welche die initiale Anhaftung von Mikroorganismen unterbinden oder zumindest die explosionsartige Vermehrung und Ausbildung des Biofilms verhindern. Demgemäß ist der zumindest eine Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine Beschichtung mit antibiotischen Eigenschaften erhalten wird. Die antibiotischen Eigenschaften der Beschichtung/der Oberfläche haben zur Folge, dass es zu weniger Komplikationen bei Implantaten bzw. deren Implantation oder deren Austausch kommt. In diesem Zusammenhang sollunter antibiotisch „das Wachstum von Mikroorganismen hemmend oder diese abtötend“ verstanden werden.
Gemäß einer vorteilhaften Realisierung ist vorgesehen, dass in die Beschichtung zumindest ein antibiotisch wirkendes Metall eingebracht wird. Dadurch kann die antibiotische Wirkung über eine lange Zeit erhalten bleiben, da das antibiotisch wirkende Reagenz einstückig mit der Beschichtung ausgeführt ist und damit untrennbar von dieser ist. Hierbei ist es möglich, dass die Einbringung während oder nach dem Beschichtungsprozess in die Beschichtung erfolgt. Hierfür wäre jede, vom Fachmann für anwendbar erachtete Methode denkbar, um das Metall bzw. dessen Partikel einzubringen und/oder aufzubringen. Denkbar wäre hierbei alle – chemischen oder physikalischen – Methoden der Abscheidung dünner Schichten (Dünnschichtabscheidung), wie beispielsweise ein Sol-Gel Prozess (Tauchbeschichtung (dip coating), Sprühen (spraying), Spin Coating); Plattieren ((plating), elektrisches Plattieren (electroplating), stromloses Plattieren (electroless plating)); chemische Gasphasenabscheidung ((chemical vapor deposition), Metallorganische chemische Gasphasenabscheidung (metal-organic chemical vapor deposition – MOCVD), Plasmaunterstützte chemische Gasphasenabscheidung (plasma-enhanced chemical vapor deposition – PECVD), Niederdruck chemische Gasphasenabscheidung (low pressure chemical vapor deposition – LPCVD), Thermisch chemische Gasphasenabscheidung (thermal VD), Atomlagenabsheidung (atomic layer deposition – ALD); Verdunstung ((evaporation), Ionenplattierung (ion plating), Laser Ablation (laser ablation), Molekularstrtahlenepitaxie (molecular beam epitaxy – MBE), Elektronenstrahlverdampfung (electron beam evaporation), Thermische Evaporation (thermal evaporation), Ionenstrahlgeschützte Deposition (ion assisted deposition – IAD); Sputtern ((sputtering), Hochfrequenzsputtern (radio frequence sputtering – RF sputtering), Gleichstromsputtern (direct current sputtering – DC sputtering), Magnetronsputtern (magnetron sputtering), Ionenstrahlensputtern (ion beam sputtering – IBS).
Die Einbringung geschieht bevorzugt dadurch, dass die Beschichtung in Anwesenheit zumindest eines antibiotisch wirkenden Metalls aufgebracht wird. Hierbei ergibt sich die Einlagerung durch die Beschichtungsbedingungen quasi von alleine. Es wäre beispielsweise möglich in die Reaktionskammer eine geringe Menge des antibiotisch wirkenden Metalls zu platzieren, aus dem durch das angeregte Feld während des Betriebs des Plasmareaktors Metallionen ausgeschlagen werden und in der Beschichtung eingebettet werden.
Alternativ und/oder zusätzlich wäre es möglich und dies wäre insbesondere konstruktiv einfach erreichbar, wenn das antibiotisch wirkende Metall während des Beschichtungsvorgangs aus der Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage ausgeschlagen wird. Als antibiotisch wirkendes Metall kämen hier beispielsweise Silber, Kupfer, Zink, Quecksilber, Zinn, Blei, Wismut, Cadmium, Chrom und Thallium und deren Legierungen oder bevorzugt Titan und Titanlegierungen in Frage.
Als besonders vorteilhaft für eine Beschichtung mit antibiotischen Eigenschaften hat sich eine Beschichtung mit folgenden Beschichtungsparametern erwiesen: Druck: 1 Pa bis 10 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 1 sccm bis 5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 0,5 sccm bis 2 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 100 mA bis 300 mA, Beschichtungszeit: 1 Minute (min) bis 200 min, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: Titan, Titangehalt: > 50%.
Wesentlich bessere Ergebnisse wurden mit den folgenden Beschichtungsparametern erzielt: Druck: 4 Pa bis 6 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 2,5 sccm bis 3 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 1 sccm bis 1,5 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 150 mA bis 250 mA, Beschichtungszeit: 10 min bis 200 min, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: Titan, Titangehalt: 100%.
Die besten Resultate ergaben sich mit den folgenden Beschichtungsparametern: Druck: 4 Pa bis 6 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan: 3 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff: 1 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 150 mA bis 250 mA, Beschichtungszeit: 30 min bis 200 min, Elektrode der Plasmapolymerisationsanlage: Titan, Titangehalt: 100%. Bei allen drei aufgeführten Protokollen betrug eine Drehrate des Probenhalters bevorzugt 2 U/min. Es konnte beispielsweise gefunden werden, dass mit den so erzeugten Schichten, einer Schichtdicke von ca. 20 nm und eingelagertem Titan von etwa 1% eine Verbesserung der antibiotischen Wirkung gegenüber Kontrollschichten von 65% bis 99% erreicht werden konnte.
Eine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung ist somit die Verwendung das Verfahren der magnetfeldunterstützten Plasmapolymerisation, um eine biokompatible sowie antibakterielle Beschichtung auf einer Implantatoberfläche zu erzeugen. Oder in anderen Worten, es soll eine Oberflächenbeschichtung erhalten werden, welche auf der einen Seite die Einkapselung der Implantate unterbindet und nicht thrombogen wirkt und auf der anderen Seite antibiotisch aktiv ist.
Um die antibiotische Wirkung der Plasmapolymerschicht zu verstärken, kann es zudem vorteilhaft sein, dass die Beschichtung mit UV-Licht oder UV nahem Licht behandelt wird. Dies kann während oder nach der Behandlung im Plasmareaktor erfolgen. Durch das UV-Licht, bevorzugt mit einer Wellenlänge kleiner 385 nm, kommt es zu einer Fotokatalyse. Dies führt wiederum zur Bildung von Sauerstoffradikalen die eine schädigende Wirkung auf Bakterien aufweist.
Die Erfindung ist nachfolgend beispielhaft, anhand in Zeichnungen dargestellter Ausführungsbeispiele, näher erläutert. Es zeigen:
1 eine schematische Ansicht einer magnetfeldunterstützten Plasmapolymeranlage im Niederdruckbereich,
2 einen Schnitt durch ein Implantat in der Form eines Biosensors beschichtet in der Plasmapolymeranlage der 1 mit einer Plasmapolymerschicht nach dem erfindungsgemäßen Verfahren,
3 ein Diagramm, das die atomare Zusammensetzung von vier unterschiedlichen Plasmapolymerschichten (Rezepte I bis IV) darstellt, die mittels der Plasmapolymeranlage der 1 generiert wurden,
4 ein Diagramm, das einen fortschreitenden Kontaktwinkel in Abhängigkeit einer Zusammensetzung von jeweils verwendeten Prozessgasen zeigt,
5 ein Diagramm, das einen Quellungsfaktor in Abhängigkeit einer Zusammensetzung von jeweils verwendeten Prozessgasen zeigt,
6 ein Diagramm, das die Proteinanlagerung in Abhängigkeit einer Zusammensetzung von jeweils verwendeten Prozessgasen zeigt,
7 ein Diagramm, das die Proteinanlagerung in Abhängigkeit von einer Schichtdicke der Beschichtung darstellt,
8 ein Diagramm, das eine Dampfdruckkurve verschiedener Substanzen bzw. von Glycerin in Abhängigkeit von einer Temperatur zeigt,
9 ein Diagramm, das eine Druckmessung von vier verschiedenen Anordnungen in der Plasmapolymeranlage der 1 zeigt,
10 ein Diagramm, das ein Sensorsignal einer Polymermembran des Biosensors der 2 für drei unterschiedlich behandelte Polymermembranen zeigt,
11 ein Diagramm, das die Besiedlung mit E. coli Bakterien in Abhängigkeit vom Typ der besiedelten Beschichtung darstellt,
12 eine mikroskopische Aufnahme mit einer Vergrößerung von 1:200 einer unbeschichteten Siliziumoberfläche mit hoher Bakterienbesiedlung,
13 eine mikroskopische Aufnahme mit einer Vergrößerung von 1:200 einer Siliziumoberfläche beschichtet mit einer Beschichtung nach dem Rezept III der 3 mit geringer Bakterienbesiedlung,
14 ein Diagramm, das die Besiedlung mit E. coli Bakterien in Abhängigkeit von einer Schichtdicke der Beschichtung zeigt,
15 ein Diagramm, das den fortschreitenden Kontaktwinkel in Abhängigkeit von der Zeit für eine sterilisierte und eine unsterilisierte Beschichtung zeigt,
16 ein Diagramm, das eine Fouriertransformierteninfrarotspektroskopie einer Beschichtung nach dem Rezept I der 3 dargestellt,
17 ein Diagramm zeigend die Ergebnisse eines Immunoassays, bei dem die Proteinanlagerung in Abhängigkeit von einer Behandlung der Beschichtung nach dem Rezept I der 3 untersucht wurde,
18 in einer perspektivischen Schemazeichnung ein alternatives Implantat in der Form eines Modeltitanzylinders, beschichtet in der Plasmapolymeranlage der 1 mit einer Plasmapolymerschicht nach dem erfindungsgemäßen Verfahren, eines Biosensors mit einer Silikonmanschette und einem Kabel,
19 eine Fotografie des Implantats der 18 nach einer Explantation,
20 eine schematische Umrisszeichnung des explantierten Implantats der 19,
21 eine Schemazeichnung eines weiteren alternativen Implantat in der Form einer Gefäßmanschette,
22 eine Schemazeichnung einer Gefäßmanschette der 21 platziert um ein Blutgefäß,
23 eine Fotografie des unbeschichteten Implantats der 22 nach einer Explantation,
24 eine schematische Umrisszeichnung des explantierten Implantats der 23,
25 eine Fotografie des Implantats der 22 beschichtet in der Plasmapolymeranlage der 1 mit einer Plasmapolymerschicht nach dem erfindungsgemäßen Verfahren und nach einer Explantation und
26 eine schematische Umrisszeichnung des explantierten Implantats der 25.
In den Figuren sind funktionell gleiche oder gleich wirkende Elemente jeweils mit denselben Bezugszeichen beziffert. Die Figuren sind schematische Darstellungen der Erfindung. Sie bilden nicht spezifische Parameter der Erfindung ab. Weiterhin geben die Figuren lediglich typischen Ausgestaltungen der Erfindung wieder und sollen die Erfindung nicht auf die dargestellten Ausgestaltungen beschränken.
Zur Vermeidung unnötiger Wiederholungen wird bei nicht näher beschriebenen Elementen in einer Figur auf die jeweilige Beschreibung der Elemente in vorstehenden Figuren verwiesen.
In der 1 ist eine magnetfeldunterstützte Plasmapolymeranlage 22 zu einer Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens in einer schematischen Ansicht gezeigt. Unter Plasmapolymerisation versteht man im Allgemeinen die Entstehung eines Materials, welches aus einem organischen Gas bzw. Gasgemisch unter der Einwirkung einer elektrischen Entladung hervorgegangen ist. Im Plasma kommt es dabei zu den verschiedensten Stoßprozessen, wie z.B. Anregung, Ionisation und Rekombination der beteiligten Spezies. Die Plasmapolymerisationsanlage 22, auch Plasmareaktor genannt, weist zwei sich gegenüberliegende Elektroden 24, bevorzugt aus Titan, auf. Seitlich von diesen Elektroden 24 befinden sich kreisförmig angeordnete Magnete 44. Das resultierende Magnetfeld fokussiert die Glimmentladung zwischen den Elektroden 24 und erhöht die Konduktivität. Dies erfolgt durch eine erhöhte Ionendichte, Elektronendichte und Elektronentemperatur. Auf dem Elektrodenmaterial bildet sich mithilfe der Magnetfeldunterstützung ein sogenannter „race-track“. Dieser entsteht an der Position, wo die vertikale Komponente des Magnetfeldes null ist, da hier das Magnetfeld senkrecht zu den elektrischen Feldlinien ist.
Die Plasmapolymerisationsanlage 22 dient zu einer Abscheidung einer Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ in der Form eines Nanofilms auf einem Substrat, wie beispielsweise einer Oberfläche 14, 16 eines Implantats 10 (siehe unten). Die Abscheidung findet bei einem Druck von 1 Pascal (Pa) bis 10 Pa im Feinvakuum statt. Ein Ausgangsstoff der hier verwendeten Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ ist eine Gasmischung aus den Beschichtungsgasen Methan 18 und Sauerstoff 20. Diese Gase werden mithilfe von Massenflussreglern dosiert und über ein Zuführsystem 46 in ein Reaktorvolumen 48 der Plasmapolymeranlage 22 geleitet. Eine Flussrate der Beschichtungsgase 18, 20 bzw. die Fließgeschwindigkeit oder auch der Massenfluss beträgt hierbei zwischen 0 standard cubic centimeter per minute (sccm) und 10 sccm, bevorzugt zwischen 0 sccm und 5 sccm. Die Flussrate kann auch in ml/min angegeben werden. Eine Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22 liegt hierbei zwischen 100 Milliampère (mA) und 500 mA. Zudem erfolgt die Beschichtung im AF-Bereich (1000–20000 Hertz (Hz)). Die eingebrachte Leistung des Systems liegt zwischen 20–100 Watt (W). Die Proben bzw. das zu beschichtende Implantat 10 befinden sich auf einem Probenhalter 50 in der Form eines in Drehrichtung 52 rotierenden Rads axial zwischen den Elektroden 24, auf einem so genannten „floating“ Potential.
Wie oben erwähnt, wird die Plasmapolymerisationsanlage 22 zum Aufbringen einer Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ auf eine Oberfläche 14, 16 eines Implantats 10 genutzt. Bevor weitere Details des Beschichtungsprozesses beschrieben werden, wird zuerst die Funktionsweise des Implantats 10 beschrieben, um die Vorteile des erfindungsgemäßen Verfahrens besser verdeutlichen zu können.
Wie in 2, die einen Schnitt durch das Implantat 10 zeigt, zu sehen ist, ist das Implantat 10 als ein Biosensor ausgeführt. Dieser Biosensor weist eine Sensoranordnung 54 mit einem im wesentliche abgeschlossenen bzw. von einem Gehäuse 56 umschlossenes Reservoirs 58 auf, das ein Probenvolumen einschließt. In dem Reservoir 58 bzw. an einer Seitenfläche ist ein Nachweissystem 60 angeordnet. Zudem weist der Biosensor eine Selektionsstruktur in der Form einer Membran 26 und speziell einer organischen semipermeablen Polymermembran 26 aus Polyethersulfon auf, die gemäß dieser exemplarischen Ausgestaltung an einer das Nachweissystem 60 aufweisenden Seitenfläche gegenüberliegenden Seite des Reservoirs 58 angeordnet ist.
Das das Nachweissystem 60 weist eine Vielzahl von Rezeptoren 62 auf, mit denen die Seitenfläche mit einer dem Fachmann bekannten Dichte als Rezeptorschicht beschichtet ist. Der Boden weist ein Halbleiterbauelement 64 in der Form eines aus dem Stand der Technik bekannten extended-gate Feldeffektransistors (seFET) mit einem „Gate“ auf. Der Rezeptor 62 ist von einem Molekül gebildet, das eine Antigenerkennungsstelle aufweist und ist ein Fab-Fragment eines monoklonalen Antikörpers gegen ein nachzuweisendes Protein bzw. einen Analyten 66, der das zu erkennende Antigen enthält.
Der Analyt 66, in diesem Fall exemplarisch Cystatin C, weist ein vom Nachweissystem 60 zu detektierendes Merkmal, hier eine positive Ladung, auf. Je nach verwendetem Analyt kann die Ladung auch negativ sein. Im Reservoir 58 ist zudem ein Antagonist 68 des Analyten 66 vorhanden, der ebenso das vom Rezeptor 62 zu erkennende Antigen trägt. Dieser Antagonist 68 ist ein artifizielles und rekombinant mit Epitop-Mapping entwickeltes Protein, welches eine Poly-L-Lysin-Modifikation trägt. Des Weiteren trägt auch der Antagonist 68 das zu detektierende Merkmal bzw. die positive Ladung. Ferner sind der Antagonist 68 und der Rezeptor 62 molekularbiologisch so modifiziert, dass einige in deren Sequenzen enthaltenen, für die Anbindung des jeweiligen Gegenspielers unwichtigen Aminosäuren, die jedoch von stoffwechseleigenen Enzymen als Degradationsstartpunkt erkannt werden (z.B. Serin von Serinproteasen), durch andere, die Proteinstruktur nicht verändernde Aminosäuren, ersetzt werden. So werden die Moleküle vor enzymatischer Degradation im Körper schützen, wodurch die Langzeitstabilität erhöht wird (nicht im Detail gezeigt).
Die organische Polymermembran 26 ist so ausgebildet, dass der Antagonist 68 zu jeder Zeit im Reservoir 58 zurückgehalten wird und dass der Analyt 66 diese passieren kann. Hierfür weist die Polymermembran 26 eine Vielzahl von Poren 28 auf, die homogen über die Oberfläche verteilt angeordnet sind. Die Poren 28 sind nicht maßstabsgetreu sondern vergrößert gezeigt. Ein Durchmesser 70 der Pore 28 der Polymermembran 26 muss für ein Durchdiffundieren des Analyten 66, Cystatin C größer als etwa 5 nm sein. Sie muss aber kleiner als 20 nm sein, damit der Antagonist 68 im Reservoir 58 zurückgehalten wird. Weitere Zellen 72 oder Moleküle 72 oder allgemein Störstoffe 72, die größer als der Porendurchmesser 70 sind werden von der Polymermembran 26 zurückgehalten. Kleinstmoleküle 74 können die Polymermembran 26 jedoch passieren. Die Polymermembran 26 und das Halbleiterbauelement 64 sind so mit dem Gehäuse 56 verbunden, dass ein Stoffaustausch nur über die Poren 28 der Polymermembran 26 und nicht über eine Verbindungsstelle zwischen der Polymermembran 26 und dem Gehäuse 56 möglich ist.
Würde ein Sensor zur Detektion bzw. Bestimmung beispielsweise von Glukose oder ähnlich kleinen Molekülen verwendet werden, würde ein Porendurchmesser von ca. 1 nm ausreichen, damit die Glukose die Membran passieren kann.
Wie oben erwähnt, tragen sowohl der Analyt 66 wie auch der Antagonist 68 das nachzuweisende Merkmal bzw. die positive Ladung. Der Antagonist 68 weist durch die poly-L-Lysin-Modifikation eine große positive und höhere Ladung auf wie der Analyt 66. Somit unterscheiden sich diese in der Ladungsintensität.
Das Sensorprinzip beruht auf einem markierungsfreien immunologischen Nachweisverfahren in dem der Analyt 66 konzentrationsabhängig und reversibel gemessen werden kann Das „Gate“ des seFETs weist die gebundenen und selektiv den Analyten 66 erkennenden Rezeptoren 62 auf. Diese sind bei Abwesenheit des Analyten 66 und insbesondere auch vor der ersten Messung vom im Probenvolumen vorhandenen Antagonisten 68 gesättigt. Die hohe Ladung des Antagonisten 68 erzeugt auf der sensitiven Oberfläche des Halbleiterbauelements 64 einen messbaren Ladungsübertrag, wodurch ein Messsignal auf dem seFET generiert wird, welches von einer Messeinheit 94 ermittelt werden kann. Durch die Sättigung des Sensors mit dem Antagonisten 68 beträgt das Messsignal bei Abwesenheit des Analyten 66 100%.
Tritt nun der Analyt 66 aus der Messsubstanz, die den Sensor umgibt und beispielsweise Blut ist, in das Probenvolumen des Sensors über die Polymermembran 26 ein, kann dieser die vorhandene Bindung zwischen Antagonist 68 und Rezeptor 64 stören. Liegt nun der Analyt 66 an der aktiven Oberfläche vor, konkurrieren der Analyt 66 und der Antagonist 68 wegen ihres jeweils gleich ausgeführten Antigens im Wesentlichen gleichberechtigt und gleich stark um die Antigenerkennungsstelle des Antikörperfragments (Rezeptor 64). Hierdurch kommt es durch das Antigen des Analyten 66 zu einer reversiblen Verdrängung einiger der mit hoher Ladung versehener und an den Rezeptor 64 gebundener Antagonisten 68. Es stellt sich ein konzentrationsabhängiges Gleichgewicht zwischen gebundenen Analyten 66 und gebundenem Antagonisten 68 ein, wobei der Ladungsübertrag für Analyt 66 und Antagonist 68 unterschiedlich ist. Insgesamt kann ein umso geringeres Messsignal abgeleitet werden, je mehr Analyt 66 gebunden ist.
Der Sensor ermittelt die elektrische Zustandsgröße bzw. eine Spannungsänderung. Durch den großen Ladungsunterschied von Analyt 66 und Antagonist 68 ist die Änderung der Konzentration deutlich detektierbar. Hierbei ist die Analytkonzentration proportional zum gemessenen Signal. Es wird also im Nachweisprozess vom Sensor eine Ladungsänderung ermittelt, welche durch die reversible Verdrängung des Antagonisten 68 vom Rezeptor 64 durch den Analyten 66 hervorgerufen wird. Sinkt die Konzentration an Analyten 66 im Blut und somit auch im Sensorinneren, binden wieder vornehmlich Antagonisten 68 an den Rezeptor 64 und das Messsignal am seFET steigt wieder an. In 2 ist auch zu sehen, dass Analyten 66 und Antagonisten 68, die die Antigenerkennungsstelle des Rezeptors 64 nicht exakt gebunden haben, keinen Beitrag zur Generierung des Messsignals leisten.
Die auf das „Gate“ des seFETs aufgebrachte Rezeptorschicht besetzt nicht alle Bindevalenzen der Oberfläche des „Gates“. Weitere noch vorhandene freie bzw. ungesättigte Bindungsstellen 76 des seFETs müssen gesättigt werden, so dass Interferenzen durch andere geladene Moleküle, wie Kleinstmoleküle 74, wirksam verhindert werden können. Demnach ist auf dem seFETs eine Passivierungsschicht 78 aufgebracht, die dazu ausgebildet ist unspezifische Bindungsstellen 76 abzusättigen. Die Passivierungsschicht 88 ist von einem Polymer, wie z.B. Polyethylenglycol (PEG), gebildet.
Um ein Fouling hervorgerufen durch Kontakt mit Gewebe oder Messsubstanzen zu verhindern, werden Oberflächen 14, 16 des Implantats, wie beispielsweise Oberflächen 14 von Seitenwänden des Gehäuses 56 des Biosensors, beispielsweise aus Titan, oder die äußere Oberfläche 16 der Polymermembran 26 mittels Plasmapolymerisation mit einer Beschichtung 12 (Rezept I, siehe unten) bzw. einer Plasmapolymerschicht beschichtet. Die Beschichtung 12 ist lediglich im rechten Bildteil der 2 auf den ersten Abschnitten der Polymermembran 26 und einem oberen Teil der Oberfläche 14 des Gehäuses 56 überdimensioniert gezeigt.
Die zu beschichtenden Oberflächen 14, 16 weisen hierbei eine nicht glatte Oberfläche auf. Diese haben zumindest eine Nanorauigkeit auf oder ist porös. Solche Oberflächenbeschaffenheiten oder -Strukturen bedingen ein speziell ausgearbeitetes Beschichtungsprotokoll, um eine gut haftende Beschichtung 12 mit zusätzlich weiteren vorteilhaften Eigenschaften zu erhalten (Unterdrückung des Fouling, antibiotische Eigenschaft).

Es wurden vier verschiedene Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ mit verschiedene Rezepten (Rezept I, II, III, IV) erzeugt (Schichtdicke 24 nm ± 2 nm) und auf ihre Eignung untersucht. Die Unterschiede in den Rezepten und der resultierenden Schichteigenschaften können der folgenden Tabelle 1 entnommen werden. Tabelle 1: Unterschiede in den Beschichtungsrezepten und den resultierenden Schichteigenschaften

Rezept	Flussraten [sccm]	Wachstumsrate [nm/min]	Atomare Zusammensetzung[%] ± 1
Rezept	Flussraten [sccm]	Wachstumsrate [nm/min]	C	O	N	Ti	Rauigkeit Rms [nm]
I	2,5 CH₄ + 1,3 O₂	0,2	65	31	1,9	2,1	0,3
II	2,8 CH₄ + 1,1 O₂	0,9	71	26	1,5	1,5	2,3
II	3,0 CH₄ + 1,0 O₂	1,2	72	24	2,5	1,5	2,4
IV	5,0 CH₄	2,0	89	9	2,0	0,0	0,4

Die in Tabelle 1 aufgeführte atomaren Zusammensetzungen der vier Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ sind auch in der 3 zu sehen, die ein Diagramm zeigt, bei dem auf der x-Achse die chemischen Elemente der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ und auf der y-Achse die atomare Zusammensetzung der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ in % aufgetragen sind. Der jeweils erste (linke) Balken zeigt die Beschichtung 12 nach Rezept I, der zweite Balken die Beschichtung 12‘ nach Rezept II, der dritte Balken die Beschichtung 12‘‘ nach Rezept II und der vierte und letzte Balken die Beschichtung 12‘‘‘ nach Rezept IV.
Ein erkennbarer Zusammenhang findet sich zwischen den Rezepten und der atomaren Zusammensetzung der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘. Wird der Sauerstoffanteil im Vorlaufgas erhöht, wird ebenfalls mehr Sauerstoff in den Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ integriert, wobei der prozentuale Anteil von Kohlenstoff fällt. Betrachtet man das Element Titan, steigt dessen prozentualer Anteil ebenfalls mit steigendem Sauerstoffanteil im Ausgangsmaterial. Es kann davon ausgegangen werden, dass hauptsächlich Konglomerate aus Titan und Sauerstoff in das Plasmapolymer eingebaut werden. Bei dem Element Stickstoff ist kein Trend zu den verschiedenen Rezepten erkennbar.

Untersucht man nun die Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ auf die Art der in der Plasmapolymer vorliegenden Verbindungen bzw. Gruppen anhand einer Impulsanalyse, ergeben sich die in Tabelle 2 aufgeführten exemplarischen Ergebnisse für die Beschichtungen 12 und 12‘‘‘ der Rezepte I und IV. Tabelle 2: Ergebnisse der Impulsanalyse der Beschichtunben 12 und 12''' der Rezepte I und IV

Peak	C₁	C₂	C₃	C₄
Bindungsenergie (eV)	285,0	286,5	288,0	289,3
Verbindung	C-C, und/oder C-H	C-OH oder C-O-C	-C=O	O-C=O
Rezept I	4,7%	61,3%	-	34,0%
Rezept IV	63,4%	36,6%	-	-

Hierbei hat sich gezeigt, dass, ist die C₂ Komponente von besonderer Bedeutung ist. Dabei muss zwischen den beiden möglichen Gruppen dieser Komponente unterschieden werden. Nach hier nicht im Detail erläuterten Überlegungen, ergibt sich die These, dass die Verbindung C₂ in diesen Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ hauptsächlich als C-O-C-Verbindung vorliegt. Ein Vorliegen von geringen Mengen von C-OH-Verbindungen ist jedoch auch möglich. Im Wesentlichen bilden sich also sauerstoffhaltige Kohlenwasserstoffbeschichtungen aus.
Eine weitere Möglichkeit, die Oberflächeneigenschaften zu charakterisieren besteht darin, die Interaktion zweier Medien verschiedener Aggregatzustände, welche sich am Interface berühren, beispielsweise anhand einer dynamische Kontaktwinkelmessung zu untersuchen. Das Ergebnis dieser Untersuchung ist in dem Diagramm der 4 gezeigt, bei dem auf der x-Achse die Rezepte I–IV der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ und auf der y-Achse der fortschreitende Kontaktwinkel θ in ° aufgetragen sind.
Wie in 4 zu sehen ist, besteht ein Zusammenhang zwischen dem Gasverhältnis des Ausgangsmaterials und der Benetzungseigenschaft der resultierenden Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘. Je höher der Sauerstoffanteil im Ausgangsmaterial ist, desto niedriger ist der Kontaktwinkel θ. Damit ergibt sich, dass je größer der Sauerstoffgehalt in der Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ ist, desto besser ist die Benetzung. In anderen Worten, je größer der Sauerstoffgehalt in der Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ ist, desto größer die Hydrophilie.
Ergänzend zur Bestimmung der Hydrophilie wurde der so genannten Quellfaktor der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ ermittelt. Das Ergebnis dieser Untersuchung kann dem Diagramm der 5 entnommen werden, bei dem auf der x-Achse die Rezepte I–IV der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ und auf der y-Achse der Qellungsfaktor α = d_geqollen/d_trocken aufgetragen sind. Auch bei dieser Messung ist ein deutlicher Zusammenhang zwischen der Zusammensetzung der Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ und der Interaktion dieser Plasmapolymere mit Wasser, respektive der Quellung, zu sehen.
Nanofilme mit einem hohen Sauerstoffanteil weisen einen Quellungsfaktor von bis zu 2,2 auf (Beschichtung 12); bei Plasmapolymeren mit sehr geringem Sauerstoffanteil existiert nahezu keine Quellung (Beschichtung 12‘‘‘). Das Eindringen des Wassers und die damit verbundene Quellung hängen dabei maßgeblich von der Anzahl von polaren Gruppen ab.
Zur Ermittlung der unspezifischen Proteinabsorption der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ ermittelt. Hierfür wurden die Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ mit dem im Blut vorkommenden Protein Fibrinogen (2 mg/ml in PBS-Puffer) inkubiert und danach die Schichtdicke des anhaftenden Fibrinogens mittels Oberflächenplasmonenresonanzspektroskopie ermittelt. Wie in dem Diagramm der 6, bei dem auf der x-Achse die Rezepte I–IV der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ und eine Gold-Beschichtung (Au) bzw. Polystyrol-Beschichtung (PS) als Referenzen und auf der y-Achse die Schichtdicke des Fibrinogens in nm aufgetragen sind, zu sehen ist, kann ein Zusammenhang zwischen dem jeweiligen Nanofilm und der Schichtdicke des adsorbierten Fibrinogens erkannt werden. Von nahezu keinem Protein auf der Beschichtung 12 mittels Rezept I bis hin zu einer Schichtdicke von 8,8 nm auf Beschichtung 12‘‘‘ gemäß dem Rezept IV unterscheiden sich die Messergebnisse. Als Referenz wurde eine unbeschichtete Goldoberfläche sowie Polystyrol verwendet. Wie oben beschrieben weist die Beschichtung 12 einem hohen Sauerstoffgehalt und einem hohen Quellfaktor auf. Dies geht mit einer sehr niedrigen Proteinadsorption einher. Aufgrund der guten Wasserbenetzung werden die hydrophoben Wechselwirkungen zwischen Protein und Oberfläche minimiert. Die chemische Zusammensetzung der Beschichtung 12 stimmt sehr gut mit dem von Polyethylenoxid (PEO) überein. Dieses Verhalten wird in Bezug auf PEO mit der guten Interaktion dieser Nanofilme mit Wasser erklärt. Dabei passen die polaren und nichtpolaren Gruppen, die sich unmittelbar am Interface zwischen der Beschichtung und dem Wasser befinden, sehr gut mit der Gitterstruktur von Wasser überein. Dies führt zu einer stabilen Struktur bzw. Ausrichtung der Wassermoleküle auf der Oberfläche und resultiert in einer unvorteilhaften Energiebilanz der Proteinadsorption.
Bei der Adsorption von Fibrinogen konnte sehr gut der Verlauf von einer erhöhten Proteinmenge auf sauerstoffarmen Oberflächen zu wenig Protein auf sauerstoffreichen Oberflächen verfolgt werden. Hier geht die Verringerung der Proteinmenge mit einem erhöhten Quellungsgrad sowie mit einer steigenden Hydrophilie einher. Von Interesse ist nun, in welcher Struktur die Proteine nach der Adsorption vorliegen bzw. ob ihre Sekundärstruktur erhalten bleibt. Hier konnte sowohl für Albumin als auch für Fibrinogen auf sauerstoffreichen Beschichtungen eine der nativen Struktur in Lösung ähnliche Struktur gezeigt werden (nicht gezeigt). Trotz dieser nativen Struktur auf der Oberfläche können diese Proteine nicht von der Oberfläche gewaschen werden, sondern bilden mit dieser eine Verbindung aus. Diese native Struktur der Proteine auf dieser Oberfläche bildet den Grundsatz der guten biologischen Verträglichkeit. Sie bilden schließlich das unmittelbare Interface, und aufgrund ihrer nativen Struktur bleibt ein Auslösen der Fremdkörperreaktion aus. Die Proteine auf der Oberfläche sind dabei fest gebunden, wobei die Hydrophilie und die Quellung dafür sorgen, dass sich um die Proteine auf der Oberfläche Flüssigkeit befindet und dass die Mobilität der Polymerketten die Bildung einer Verbindung zum Protein begünstigt, diese Verbindung jedoch nicht die intramolekularen Kräfte des Proteins übersteigt und es dadurch zu einer möglichst geringen Verformung des Proteins auf der Fremdkörperoberfläche kommt.
Des Weiteren wurde untersucht welchen Einfluss die Schichtdicke 30 der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ auf die Absorption von Fibrinogen hat. Um einen ausreichenden Messbereich zu erhalten, wurden diese Messungen mit unterschiedlich Dicken der Beschichtungen 12‘‘, hergestellt nach Rezept III, durchgeführt. Das Ergebnis ist in dem Diagramm der 7 gezeigt, bei dem auf der x-Achse die verschiedenen Schichtdicken 30 der Beschichtung 12‘‘ nach Rezept III und auf der y-Achse die Schichtdicke des Fibrinogens in nm aufgetragen sind. Die Messergebnisse zeigen eine konstante Schichtdicke des adsorbierten Fibrinogens bei den Schichtdicken 30 der Beschichtung 12‘‘ zwischen 3,6 nm und 24 nm.
Es wird davon ausgegangen, dass eine geringe oder keine Proteinadsorption mit einer guten Biokompatibilität gleichgesetzt werden kann. Somit wurde die geringe Adsorption von Fibrinogen auf der Beschichtung 12, hergestellt nach Rezept I, zum Anlass genommen das Implantat 10 bzw. die Oberflächen 14 und 16 mit einer solchen Beschichtung 12 zu versehen. Hierfür wurden die Beschichtungsparameter bzw. eine Beschichtungszeit gewählt, so dass eine Schichtdicke 30 von 15 nm bis 25 nm abgeschieden wurde (siehe 2). Hierfür reichte eine Beschichtungszeit von ca. 60 min.
Die Oberflächen 14 des Gehäuses 56 des Implantats 10, welches in eine Blutbahn eines tierischen und/oder menschlichen Körpers einbringbar ist, wurden mit den folgenden Beschichtungsparametern beschichtet: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22: 200 mA, Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22: 100% Titan, Drehrate des Probenhalters 50: 2 U/min und Beschichtungsdauer 1 bis 200 min, bevorzugt 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt 60 min.
Bei der Beschichtung der Oberfläche 16 bzw. der Polymermembran 26 musste berücksichtigt werden, dass die Poren 28 der Polymermembran 26 mit einem Stabilisator 42 in der Form von Glycerin stabilisiert sind, um ein Kollabieren an Luft zu verhindern (In 2 lediglich für eine Pore 28 angedeutet.). Dieses Glycerin muss auch nach der Beschichtung intakt sein. Demgemäß muss der Beschichtungsprozess gezielt darauf angepasst werden. Die Beschichtungsparameter werden hierbei so gewählt, dass vor der Aufbringung der Plasmapolymerschicht 12 das Glycerin auf der Oberfläche der Membran 26 verdampft und das Glycerin in den Poren 28 belassen wird. Hierdurch kann die Oberfläche 16 der Membran 26 mit Plasmapolymeren beschichtet werden, während in den Poren 28 der Stabilisator 42 weiterhin erhalten bleibt. Dies konnte erfolgreich durch die Optimierung der Verfahrensparameter erreicht werden, bei denen das Glycerin an der Oberfläche 16 der Membran 26 jedoch nicht in den Poren 28 entfernt wird. Hierbei wird ausgenutzt, dass sich der Dampfdruck von Glycerin in dem Druckbereich befindet, der bei der Beschichtung in der Plasmapolymerisationsanlage vorherrscht bzw. eingestellt wird. Dies kann dem Diagramm der 8 entnommen werden, bei dem auf der x-Achse die Temperatur in C° und auf der y-Achse der Druck in Pa aufgetragen sind, und das Dampfdruckkurven verschiedener Stoffe zeigt (Paarungen: Symbol – Stoff: Quadrate – Hexan, Diamanten – Glycerin, Dreiecke – Ethanol, Kreuze – Isopropanaol, Sterne – Wasser). Man erkennt, dass sich der Dampfdruck von Glycerin (Diamantensymbol) im Bereich des in der Kammer erzeugten optimierten Druckes befindet (Pfeil). Hierdurch kommt es zum Verdampfen des Glycerins in der Reaktionskammer der Plasmapolymerisationsanlage 22.
Zur eigentlichen Beschichtung der Membran 26 wird die Probe wie gewohnt auf den Probenhalter 50 montiert. Danach erfolgt das Erzeugen des Vakuums durch das Öffnen eines Schmetterlingsventils zur Vakuumpumpe (nicht im Detail gezeigt). Der optimierte Vakuumzyklus wird u.a. durch die Pumpleistung beeinflusst. Hierdurch beginnt das Glycerin aufgrund des Dampfdrucks zu verdampfen. Dies kann anhand eines Kurvenverlaufs des Drucks in der Beschichtungskammer der Plasmapolymerisationsanlage 22 beim Evakuieren der Beschichtungskammer beobachtet werden.
Ein Kurvenverlauf des Drucks in Abhängigkeit von der Zeit ist in dem Diagramm der 9, bei dem auf der x-Achse die Zeit in min:sec und auf der y-Achse der Druck in Pa aufgetragen sind, für vier verschiedene Beladungen (A, B, C, D) der Beschichtungskammer gezeigt. Beladung A ist hierbei eine Evakuierung der Beschichtungskammer ohne Anwesenheit einer Membran, Beladung B in Anwesenheit von einer Membran 26, Beladung C in Anwesenheit von zwei Membranen 26 und Beladung D in Anwesenheit von einer Membranen 26, bei der zuvor das Glycerin bereits verdampft wurde (mit demselben Prozess).
Wird eine Membran 26, die mit Glycerin stabilisiert ist, in die Beschichtungskammer eingebracht (Kurve B), dann sieht man im Vergleich zu einer Referenzmessung ohne Membran (Kurve A), dass die Zeit, bis zu jener der Enddruck erreicht wird, erst nach einer längeren Zeitspanne erreicht wird (siehe Pfeil). Man erkennt ebenfalls an der Form des Kurvenverlaufs mit Membran 26 (Kurve B und C) eine deutlich reduzierte Steigung zu Beginn des Prozesses. Bei mehreren Membranen (Kurve C) wird der „Bauch“ in der Kurve größer, da mehr Glycerin verdampft wird. Der Kurvenverlauf der Beladung D, bei dem das Glycerin der Membran 26 schon vorab verdampft wurde, verläuft wie der der Kontrolle ohne Membran in der Beschichtungskammer (Kurve A). Als Kontrolle, dass nicht zu viel Glycerin verdampft wurde, wird die Form der Membran beobachtet – bei einem Verlust des Glycerins in den Poren 28 würde sich die Membran 26 verbiegen. Wird ein konstanter Enddruck erreicht, wird mit der Plasmapolymerbeschichtung begonnen.
Es hat sich gezeigt, dass eine solche Polymermembran 26 mit folgenden Beschichtungsparametern beschichtet werden kann: Druck: 1 Pa bis 3 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22: 100 mA bis 400 mA, beispielsweise 375 mA, Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22: 100% Titan, Drehrate des Probenhalters 50: 2 U/min und Beschichtungsdauer 1 min bis 200 min, bevorzugt 60 min bis 160 min und besonders bevorzugt 140 min. Eine gute Schichtdicke 30 von ca. 15 nm bis 25 nm lässt sich mit einer Beschichtungszeit von 140 min erreichen. Das Beschichtungsprotokoll unterscheidet sich leicht vom oben beschriebenen Protokoll bei Rezept I und wird mit Ia benannt.
Demgemäß wurden die Beschichtungsparameter so ausgewählt, dass eine raue Oberfläche 14, 16 beschichtet werden konnte. Zusätzlich wurden Beschichtungsparameter so ausgewählt, dass eine Oberfläche 16 aufweisend eine Permeabilität, also die Polymermembran 26, beschichtet werden konnte. Zudem wurden zum Erhalten der Beschichtung 12 nach Rezept I die Beschichtungsparameter so gewählt, dass eine sauerstoffhaltige Kohlenwasserstoffbeschichtung 12 ausgebildet wird.
Die beschichtete Polymermembran 26 des Implantats 10 wurde einem Funktionstest unterzogen. Hierbei wurden die Permeabilitäten des beschichteten Biosensors bzw. seiner Polymermembran 26 mit denen eines unbeschichteten Sensors verglichen. Zudem wurde die Permeabilität einer beschichteten Membran 26 nach einer Explantation nach einer in vivo Inkubation untersucht. Wie in dem Diagramm der 10, bei dem auf der x-Achse die Membraneigenschaft und auf der y-Achse ein Sensorsignal aufgetragen sind, zu sehen ist, unterscheidet sich das Sensorsignal des beschichteten Implantats 10 (mittlerer, weißer Balken) nicht signifikant von dem Sensorsignal des unbeschichteten Implantats (linker, dick gestreifter Balken). Auch nach einer Implantation bzw. Explantation (rechter, dünn gestreifter Balken) bleibt das Sensorsignal im Wesentlichen gleich zu der geschichteten Bedingung ohne Implantation (mittlerer, weißer Balken) und zu der unbeschichteten Bedingung (linker, dick gestreifter Balken). Es konnte somit erfolgreich gezeigt werden, dass die Polymermembran 26 und damit der Biosensor auch nach dem Beschichtungsprozess intakt und vollständig funktional ist. Darüber ist in Figur zu erkennen, dass in Kontakt mit Körperflüssigkeiten die Membranporen 28 durchgängig für den nachzuweisenden Analyten 66 bleiben und die Plasmapolymerbeschichtung 12 somit auch in vivo die Funktion behält.
Auf manchen Substraten ist die Aufbringung einer Plasmapolymerschicht mit den oben beschriebenen positiven Eigenschaften nur erschwert möglich. Eine Vorbehandlung der zu beschichtenden Oberfläche 14, 16 kann hierbei Abhilfe schaffen. Einsetzbar ist hierbei beispielsweise die Aufbringung von (einer) die Haftung unterstützende(n) Schicht(en). Dabei wird eine Haftmittlerschicht 32 als vermittelnde Schicht zwischen der zu beschichtenden Oberfläche 14, 16 des Implantats 10 und der Plasmapolymerschicht bzw. der Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ aufgebracht. Dies ist exemplarisch in 2 an der linken Oberfläche 14 des Implantats 10 gezeigt. Hierbei werden die Eigenschaften der Haftmittlerschicht 32 und damit die Beschichtungsparameter so gewählt, dass ein nachfolgendes Aufbringen der Schicht 12 erfolgreich durchgeführt werden kann und diese insbesondere ihre positiven Eigenschaften erhält.
Die Beschichtung mit der Haftmittlerschicht 32 erfolgt hierbei mit folgenden Beschichtungsparametern: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 2,5 sccm bis 5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 0 sccm bis 2 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22: 200 mA, Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22: 100% Titan, Drehrate des Probenhalters 50: 2 U/min und Beschichtungsdauer 1 min bis 200 min. Durch die Beschichtung der Oberfläche 14 mit (einer) haftvermittelnden Schicht(en) (sog. Schichtstapel) können die Plasmapolymere auf alle erdenklichen Substrate aufgebracht werden.
Zur Aufbringung der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ auf die Haftmittlerschicht 32 hat sich ein Protokoll mit den folgenden Beschichtungsparametern bewährt: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22: 200 mA, Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22: 100% Titan. Drehrate des Probenhalters 50: 2 U/min und Beschichtungsdauer 1 min bis 200 min, bevorzugt 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt 60 min.
Bei einer Verwendung von Implantaten, wie dem hier beschriebenen Implantat 10/Biosensor, ist es neben der Minimierung von Anlagerungen von Störstoffen 72 und einer daraus resultierenden Einkapselung auch wünschenswert eine Anheftung von Bakterien und eine damit einhergehende Entzündung an der Implantationsstelle zu reduzieren oder sogar ganz zu verhindern. Demnach wurden die vier Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘, hergestellt nach den Rezepten I bis IV, auf ihre antibiotische Wirkung, also ihre Wirkung, ein Bakterienwachstum zu hemmen oder zu verhindern, hin untersucht. Hierfür wurde über einen Zeitraum von 24 Stunden die Adhäsion der Bakterien auf den verschiedenen Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ (aufgebracht auf einem Siliziumsubstrat, das auch als Positivkontrolle dient) ermittelt.
Wie in dem Diagramm der 11, das die Besiedlung mit E. coli Bakterien in Abhängigkeit vom Typ der besiedelten Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ darstellt, zu sehen ist, können deutliche Unterschiede in der Anhaftung von E. coli Bakterien auf den verschiedenen Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ gefunden werden. Die Siliziumpositivkontrolle (linker Balken) das Maximum an adhärenten Bakterien auf. Auch bei der Beschichtung 12‘‘‘ nach Rezept VI ist eine deutliche Adhäsion zu finden. Die geringste Besiedlung wird bei Beschichtung 12‘‘, aufgebracht mit Rezept III, gefunden, wobei ebenfalls die Beschichtungen 12‘ (Rezept II) und 12 Rezept I) eine deutliche Reduktion der adhärenten Bakterien aufweisen. Als Reduktion der Bakterien auf der Beschichtung 12‘‘ nach Rezept III kann im Vergleich zu der Positivkontrolle ein Wert von 98,7% angegeben werden.
Der Unterschied der Bakterienadhäsion ist auch gut in den Aufnahmen der Fluoreszenzmikroskopie der GFP(green fluorescent protein)-markierten Bakterien 72 (Vergrößerung 1:200) der 12 und 13 zu sehen. Wie der 12, die eine Bakterienbesiedlung eines unbeschichteten Siliziumsubstrats zeigt, zu entnehmen ist, kommt es hier zu einer hohen Besiedlung (Anzahl der Bakterien 72 pro Substrat 7265). Dahingegen findet, wie dies in 13 gezeigt ist, auf einem mit Beschichtung 12‘‘ beschichteten Substrat lediglich eine minimale Besiedlung statt (Anzahl der Bakterien 72 pro Substrat 12).
Untersucht man nun den Einfluss der Schichtdicke 30 der Beschichtung 12‘‘ nach Rezept III auf die Adhäsion von Bakterien, ergeben sich die in Diagramm der 14, das die Besiedlung mit E. coli Bakterien in Abhängigkeit von einer Schichtdicke 30 der Beschichtung 12‘‘ darstellt, gezeigten Ergebnisse. Als Referenz dient wiederum ein unbeschichtetes Siliziumsubstrat (rechter Balken).
Beginnend bei einer Schichtdicke 30 von 24 nm (linker Balken) ist ebenfalls eine Reduktion der Anzahl an Bakterien auf der Beschichtung 12‘‘ von 99% zu sehen. Dieser Wert hält bis zu einer Schichtdicke 30 von 6 nm an. Erst ab einer Schichtdicke 30 von 3,6 nm bzw. 2,4 nm sind mehr Bakterien auf der Oberfläche zu finden. Hierbei handelt es sich um ein inselartiges Wachstum, bei dem sich polymerisierte Spezies bzw. Cluster, dem späteren Nanofilm in seinen Eigenschaften gleichend, auf der Oberfläche ausbilden. Diese Cluster haben bereits einen Einfluss auf die Ansiedelung von Bakterien, können jedoch das Anwachsen nicht ganzflächig verhindern. Es hat sich also gezeigt, dass die antibakterielle Eigenschaft der Beschichtung 12‘‘ erst ab einer Schichtdicke von 6 nm auftritt.
Diese Ergebnisse wurden nun genutzt um das Implantat 10 so zu beschichten, dass eine Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ mit antibiotischen Eigenschaften erhalten wird. Hierfür wurden die folgenden Beschichtungsparametern verwendet: Druck: 1 Pa bis 10 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 1 sccm bis 5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 0,5 sccm bis 2 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22: 100 mA bis 300 mA, Beschichtungszeit 1 Minute (min) bis 200 min, Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22: Titan, Titangehalt: 50%, Drehrate des Probenhalters 50: 0 U/min bis 5 U/min.
Besonders gute Ergebnisse wurden mit dem folgenden Beschichtungsprotokoll erzielt: Druck: 4 Pa bis 6 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 3 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 1 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage 22: 150 mA bis 250 mA, Beschichtungszeit: 1 min bis 200 min, Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22: Titan, Titangehalt: 100%, Drehrate des Probenhalters 50: 2 U/min.
Es hat sich gezeigt, dass die antibiotische Wirkung der Plasmapolymerschichten auf einer Einlagerung des Titans in die Polymerschicht beruht. Somit sind die Beschichtungsparameter so ausgesucht, dass in die Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ zumindest ein antibiotisch wirkendes Metall 40 eingebracht wird. Das dies bei der Plasmapolymerisation geschieht kann an der resultierenden atomaren Zusammensetzung der Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ gesehen werden (vgl. Tabelle 1 und 3). Dies kann erreicht werden, indem die Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ in Anwesenheit zumindest eines antibiotisch wirkenden Metalls 40 aufgebracht wird und insbesondere indem das antibiotisch wirkende Metall 40 während des Beschichtungsvorgangs aus den Elektroden 24 der Plasmapolymerisationsanlage 22 ausgeschlagen wird.
Wie oben beschrieben, kommt es während der Plasmapolymerisation im Plasma zu den verschiedensten Stoßprozessen, wie z.B. Anregung, Ionisation und Rekombination der beteiligten Spezies. Bei diesen Prozessen kommt es ebenfalls zu einem „Heraussputtern“ von Elektrodenmaterial (z.B. Titan) welches dann ebenfalls in den Nanofilm/die Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ eingebettet wird. Bei der korrekten Parameterwahl kommt es einerseits zur Bildung eines Polymers aus den Ausgangsstoffen Methan und Sauerstoff sowie zum Einbetten von Titan in dieses. Bei dem Einbau von Titanoxid in das Polymernetzwerk kommt es durch UV-Licht oder UV nahem Licht zu einer Fotokatalyse. Diese kann bereits während des Prozesses stattfinden. Dies führt wiederum zur Bildung von Sauerstoffradikalen die eine schädigende Wirkung auf Bakterien 72 aufweist. Die Fotokatalyse bildet dann Radikale, die Bakterien 72 zerstören können. Selbst wenn die Beschichtung direkt nach der Beschichtung dunkel gelagert wird, bleibt die Oberfläche antibakteriell.
Wie aus 2 und deren bisherigen Beschreibung hervor geht können lediglich einzelne Oberflächen 14, 16 des Implantats 10 beschichtet sein. Die Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘ können sich hierbei auch voneinander unterscheiden oder es können an bestimmten Oberflächen 14 Haftmittlerschichten 32 verwendet werden. Um eine sektionale und/oder nur teilweise Beschichtung zu erhalten können die Bereiche, die unbeschichtet bleiben sollen, während des Beschichtungsprozess abgedeckt werden.
Eine Ausgestaltung mit beschichteten und unbeschichteten Bereichen kann sogar von Vorteil sein, da diese Bereiche individuell unterschiedliche Funktionen übernehmen können. Weist das Implantat 10 beispielsweise einen Funktionssektor 36 in der Form eines Analysesektors, wie die Sensoranordnung 54 auf, ist es vorteilhaft diesen Analysesektor bzw. Funktionssektor 36 zu beschichten, um ein Fouling und damit eine Störung oder Unmöglichmachung der Messung zu unterbinden. Umfasst das Implantat 10 zudem einen Befestigungssektor 38 kann es hier sinnvoll sein, diesen unbeschichtet zu belassen (siehe 2). Hierdurch kann das Implantat 10 durch eine Einkapselung des Befestigungssektors 38 befestigt oder im Gewebe verankert werden.
Des Weiteren kann eine Verträglichkeit des Implantats 10 verbessert werden, indem das Implantat 10 sterilisiert wird und insbesondere mittels Ethylenoxid. Die ist insbesondere vorteilhaft, da auch die Beschichtung 12 bzw. Plasmapolymerbeschichtungen mit Ethylenoxid sterilisiert werden können ohne ihre Struktur oder Eigenschaften zu beeinträchtigen.
Es konnte sogar gezeigt werden, dass sich die Eigenschaften er Plasmapolymerschichten durch die Behandlung mit Ethylenoxid verbessern. Die Beschichtungen 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ weisen bei der Lagerung an Luft einen Alterungsprozess auf. Bei diesem Alterungsprozess kommt es, im Bereich von Wochen, zu langsam größer werdenden Kontaktwinkeln θ. Dies rührt von translatorischen Bewegungen von polaren Gruppen in der Polymermatrix her. Diese Gruppen richten sich in einer unpolaren Umgebung (Luft) in Richtung des Bulks bzw. in das Polymernetzwerk aus. Dies macht sich durch einen erhöhten Kontaktwinkel θ bemerkbar. Dieser Alterungsprozess kann durch die Lagerung dieser Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ in einer polaren Flüssigkeit (z.B. Wasser) rückgängig gemacht werden (Revitalisierungsprozess). In den vorhergehenden Anschnitten wurde erläutert, dass für die positiven Effekte der Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ eine Hydratation der Plasmapolymerschicht erforderlich ist. In Kontakt mit Wasser kann man anhand des Kontaktwinkels θ die Hydratation der Schicht beobachten. Es konnte gezeigt werden, dass sich die Sterilisation mittels Ethylenoxid besonders vorteilhaft auf diesen „Revitalisierungsprozess“ auswirkt.
Wie in dem Diagramm der 15, bei dem auf der x-Achse die Zeit in Tagen und auf der y-Achse ein fortschreitender Kontaktwinkel θ aufgetragen sind, zu sehen ist, unterscheidet sich der Verlauf des Kontaktwinkels θ in Abhängigkeit von der Zeit für eine Beschichtung 12 mit Ethylenoxid-Sterilisation (Quadrate) und eine Beschichtung 12 ohne Ethylenoxid-Sterilisation (Kreise). Im Vergleich zu unsterilisierten Proben (Kreise) werden bei den Sterilisierten Proben (Quadrate) zum einen die erforderlichen Kontaktwinkel θ schneller erreicht und zum anderen ist zu erkennen, dass mittels Ethylenoxid-Sterilisation noch kleinere Kontaktwinkel θ erreicht werden können. Es kann davon ausgegangen werden, dass die positiven Effekte der Plasmapolymerbeschichtung durch eine Sterilisation mittels Ethylenoxid noch weiter gesteigert werden können.
Aufgrund der physikochemischen Eigenschaften der Oberflächen 14, 16 des Implantats 10 kommt es auf der einen Seite zu keiner Einkapselung des Implantats 10 in kollagenhaltige Gewebsstrukturen und darüber hinaus zu keiner Thrombusbildung. Auf der anderen Seite haben die Eigenschaften Oberflächen 14, 16 des Implantats 10 zur Folge, dass eine drastisch reduzierte Anhaftung von Bakterien 72 erreicht werden kann.
Um zu ermitteln, welche chemischen Gruppen an der Anheftung von Störstoffen 72 beteiligt sein könnten, wurde die Beschichtung 12 anhand einer Fouriertransformierteninfrarotspektroskopie untersucht. Deren Ergebnis ist in 16 gezeigt, wobei hier auf der x-Achse die Transmission und auf der y-Achse die Wellenzahl in cm^–1 aufgetragen ist. Hierbei wurde als reaktive chemische Gruppe 34 die Aldehydgruppe als mögliche Bindungsstellen für unspezifische Adsorption identifiziert.
Es kann eine deutliche Reduzierung der Anlagerung von Störstoffen 72 erreicht werden, wenn die Beschichtung 12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘ mit einem Behandlungsparameter behandelt wird, der so ausgewählt ist, dass reaktive chemischen Gruppen 34 und insbesondere Aldehydgruppen 34 der Beschichtung 12 chemisch modifiziert werden. Bei der chemischen Modifikation bietet sich eine Reduktion der Gruppen 34 an. Als Reduktionsreagenz käme beispielsweise Natriumborhydrid, Tris(hydroxymethyl)-aminomethan (TRIS), Ethanolamin oder Glycin in Frage.
Um dies zu untersuchen, wurde die Beschichtung 12 unterschiedlich behandelt und dann zu einer Analyse ein Immunoassays durchgeführt, der den Grad der Proteinabsorption an den unterschiedlich behandelten Beschichtungen 12 zeigt. Dessen Ergebnis ist in dem Diagramm der 17 gezeigt, bei dem auf der x-Achse ein Messsignal bei einer Wellenlänge von 650 nm und auf der y-Achse Behandlung der Beschichtung 12 aufgetragen ist.
Hierbei wurden als Substrat unbeschichtete und unbehandelte Oberflächen 14, unbehandelte Beschichtungen 12 und mit Natriumborhydrid (NaBH₄) reduzierte Beschichtungen 12-red und mit Natriumborhydrid (NaBH₄) eingesetzt.
Das Funktionsprinzip des Immunoassays beruht auf einem Bindungsnachweis zwischen einem Substrat bzw. einer Oberfläche und einem Protein, hier einem Antikörper, der mit einem Markerenzym gekoppelt ist (hier exemplarisch: Antikörper: Ziegenantikörper gegen Kaninchenproteine (GAR, „goat-anti-rabbit“), Markerenzym Meerrettichperoxidase (HRP)). Werden die Substrate mit dem Antikörper inkubiert, kommt es zu einer individuellen Anlagerung des Antikörpers an das Substrat. Mit einem Waschschritt kann ungebundener Antikörper weggewaschen werden. Die Menge an gebundenem GAR/HRP kann nun durch Interaktion mit einem Fluoreszenzmarker im Immunoassay untersucht werden. Der Antikörperkomplex wurde in zwei Verdünnungen (1:1000, 1:2000) eingesetzt. Alle Inkubationszeiten betrugen eine Stunde. Die Beschichtungszeit der verwendeten Mikrotiterplatte betrug 5 Minuten.
Als Positivkontrolle dient die unbeschichtete Oberfläche 14. An ihr lagert sich erwartungsgemäß viel Protein bzw. Antikörper an, was an den beiden hohen Messsignalen zu sehen ist (erste Balkengruppe links). Um das Hintergrundsignal der unspezifischen Bindungen des GAR/HRP mit beliebigen Proteinen zu ermitteln, dient der Ansatz mit bovinem Serumalbumin (BSA). Hierbei wurden die Bindungsstrukturen der Oberfläche 14 vor der Inkubation mit Antikörper durch BSA geblockt. Da alle Bindungsstrukturen durch das BSA geblockt sind und es lediglich zu minimalen Anlagerungen des Antikörpers kommen kann, sind die Messsignale hier erwartungsgemäß gering (zweite Balkengruppe von links). Man kann hier jedoch schon den Effekt des unterschiedlich verdünnten GAR/HRP sehen, das Messsignal des linken Balkens (Verdünnung 1:1000) ist ca. doppelt so groß wie das Messsignal des rechten Balkens (Verdünnung 1:2000). Bei den Ansätzen mit der Beschichtung 12 kommt es zu einer Reduktion der Antikörperanheftung (vgl. auch 6). Schön zu sehen ist hier auch der Signalunterschied der Verdünnungen (Balkengruppe zweite von rechts).
Werden nun die reaktiven chemischen Gruppen 34 der Beschichtung 12 mit Natriumborhydrid reduziert (Beschichtung 12-red) sinkt die Absorption des Antikörpers weiter (erste Balkengruppe von rechts).
Es konnte somit beeindruckend gezeigt werden, dass sich die Anlagerung von Störstoffen 72 an die Beschichtung 12 durch deren Reduktion deutlich bzw. auf ca. 24% bis 20% senken lassen.
In den 18 bis 26 sind zwei alternative Ausführungsbeispiele des Implantats 10 dargestellt. Im Wesentlichen sind gleich bleibende Bauteile, Merkmale und Funktionen grundsätzlich mit den gleichen Bezugszeichen beziffert. Zur Unterscheidung der Ausführungsbeispiele sind jedoch den Bezugszeichen der Ausführungsbeispiele die Buchstaben a und b hinzugefügt. Die nachfolgende Beschreibung beschränkt sich im Wesentlichen auf die Unterschiede zu dem Ausführungsbeispiel in den 1 bis 17, wobei bezüglich gleich bleibender Bauteile, Merkmale und Funktionen auf die Beschreibung des Ausführungsbeispiels in den 1 bis 17 verwiesen werden kann.
Das Implantat 10a des Ausführungsbeispiel der 18 bis 20 unterscheidet sich von dem Implantat 10 der 1 bis 17 darin, dass es ein Modell eines elektrischen Sensors mit einem Gehäuse und einem damit verbundenen Kabel ist, welcher in eine Blutbahn eingebracht werden soll. Dies kann ebenso ein Biosensor sein.
Als Modell dieses Sensorsystems wurde ein Implantat 10a entwickelt, dass als Gehäuse einen Titanzylinder 80 mit einer Silikonmanschette 82, angeordnet um den hinteren Teil des Titanzylinders 80, aufweist (Vgl. 18, die in einer perspektivischen Schemazeichnung das Implantat 10a zeigt.). In der Silikonmanschette 82 ist ein elektrisches Kabel 84 eingebettet. Alle Abschnitte können denselben Durchmesser aufweisen oder sichin ihren Durchmessern unterscheiden. Ein vorderer Teil des Titanzylinders 80 wurde mit einer Beschichtung 12 nach Rezept I mit den folgenden Beschichtungsparametern beschichtet: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan 18: 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff 20: 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage: 200 mA, Elektroden der Plasmapolymerisationsanlage: 100% Titan, Drehrate des Probenhalters 50: 2 U/min, Beschichtungszeit 1 min bis 200 min, bevorzugt 20 min bis 100 min und besonders bevorzugt 60 min. Die Schichtdicke betrug 20 nm.
Wie aus den 19 und 20, die eine Fotografie des Implantats 10a nach einer Explantation und eine schematische Umrisszeichnung des explantierten Implantats 10a zeigen, ersichtlich wird, unterbleibt eine Einkapselung des mit der Beschichtung 12 versehene vordere Teil des Titanzylinders 80. Der hintere Teil des Titanzylinders 80 und die Silikonmanschette 82 hingegen wurden vom Körper des Versuchstiers komplett eingekapselt. Hierbei hat sogar um das unbeschichtete Titan des Titanzylinders 80 eine besonders große Einkapselung 86 gebildet. Hier ist erneut veranschaulicht, wie effektiv die Beschichtung 12 wirkt.
Das Implantat 10b des Ausführungsbeispiel der 21 bis 26 unterscheidet sich von dem Implantat 10 der 1 bis 17 darin, dass es ein Modell eines Sensorsystems zur kontinuierlichen Überwachung kardiovaskulärer Vitalparameter ist. Die Aufgabe dieses Sensorsystems besteht in der Überwachung von Herz-Kreislauf-Parametern. Es handelt sich hier um ein implantierbares Sensorsystem zur Überwachung des Blutdrucks, des Puls, der Pulsform und der Sauerstoffsättigung. Die Applikation des Sensors geschieht intrakorporal, extravasal mithilfe eines hochelastischen Ringes.
Als Modell des Sensors wurde ein Implantat 10b entworfen, dass einen bandförmigen Silikonträger 88, schließbar mit einem Kaptonverschluss 90, aufweist (Vgl. 21, die eine Schemazeichnung eines Implantats 10b zeigt.). Wie in der 22 dargestellt ist, kann der Silikonträger 88 um ein Blutgefäß, beispielsweise eine Arterie 92, gelegt werden. Um ein Einwachsverhalten des Implantats 10b im Körper zu untersuchen, wurden zwei Silikonträger 88 mit Beschichtungen 12, 12‘‘ nach den Rezepten I und III beschichtet und ins Gewebe von Versuchstieren implantiert.
Nach der Explantation der Implantate 10b wurden elektronenmikroskopische Aufnahmen der Beschichtungen 12, 12‘‘ erstellt. Bei dem unbeschichteten Substrat zeigt sich, dass sich Störstoffe 72, sogar als große Konglomerate, an der Oberfläche angelagert haben. Bei den Beschichtungen 12, 12‘‘ haben sich deutlich weniger Störstoffe 72 abgesetzt. Erwartungsgemäß ist die Besiedlung der Beschichtung 12 am geringsten (Daten nicht gezeigt).
Wie aus den 23 bis 26, die jeweils Fotografien und schematische Umrisszeichnungen eines unbeschichteten Implantats 10b (23 und 24) und eines mit der Beschichtung 12 nach Rezept I beschichteten Implantat 10b (25 und 26) nach einer Explantation des explantierten Implantats 10b zeigen, ersichtlich wird, wird das unbeschichtete Implantat 10b komplett durch eine Einkapselung 86 umschlossen. Ist das Implantat 10b hingegen mit Beschichtung 12 beschichtet, wird es deutlich weniger von Einkapselungen 86 umschlossen. Bei Rezept I bleibt der Großteil des Silikonträgers 88 frei. Lediglich im Bereich des Verschlusses 90 kommt es zu einer Kapselbildung 86 die eventuell von dem unbeschichteten Polyimide herrührt. Diese Ergebnisse bestätigen sehr gut die in vitro Versuche zur Proteinadsorption. Umso nativer die Proteine auf der Beschichtung 12 adsorbieren, umso geringer fällt die Fremdkörperreaktion aus. Bei der Beschichtung 12‘‘ nach Rezept III liegt die Einkapselung zwischen den beiden gezeigten Implantaten 10b (nicht gezeigt).
Bezugszeichenliste

10: Implantat
12: Beschichtung
14: Oberfläche
16: Oberfläche
18: Beschichtungsgas-Methan
20: Beschichtungsgas-Sauerstoff
22: Plasmapolymerisationsanlage
24: Elektrode
26: Membran
28: Pore
30: Schichtdicke
32: Haftmittlerschicht
34: Gruppe
36: Funktionssektor
38: Befestigungssektor
40: Metall
42: Stabilisator
44: Magnet
46: Zuführsystem
48: Reaktorvolumen
50: Probenhalter
52: Drehrichtung
54: Sensoranordnung
56: Gehäuse
58: Reservoir
60: Nachweissystem
62: Rezeptor
64: Halbleiterbauelement
66: Analyt
68: Antagonist
70: Durchmesser
72: Molekül/Zelle/Bakterium/Störstoff
74: Kleinstmolekül
76: Bindungsstelle
78: Passivierungsschicht
80: Titanzylinder
82: Silikonmanschette
84: Kabel
86: Einkapselung
88: Silikonträger
90: Kaptonverschluss
92: Arterie
94: Messeinheit
A: Beladung
B: Beladung
C: Beladung
D: Beladung

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Nicht-Patentliteratur

Evaluation of plasma polymer-coated contact lenses by electrochemical impedance spectroscopy. Weikart CM, Matsuzawa Y, Winterton L, Yasuda HK. J Biomed Mater Res. 2001 Mar 15;54(4):597–607 [0009]
Implant infections: a haven for opportunistic bacteria. Schierholz JM, Beuth J., J Hosp Infect. 2001 Oct;49(2):87–93. Review. [0010]
End-Functionalized ROMP Polymers for Biomedical Applications. Madkour AE, Koch AH, Lienkamp K, Tew GN., Macromolecules. 2010 May 25;43(10):4557–4561 [0011]
Harris LG, Tosatti S, Wieland M, Textor M, Richards RG., Biomaterials. 2004 Aug;25(18):4135–48 [0011]
DIN-Norm 4760 [0019]

Claims

Verfahren zum Beschichten eines medizinischen Implantats (10, 10a, 10b), das zum Implantieren in einen tierischen und/oder menschlichen Körper vorgesehen ist, wobei zumindest eine Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) mittels Plasmapolymerisation auf zumindest eine Oberfläche (14, 16) des Implantats (10, 10a, 10b) aufgebracht wird, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine raue Oberfläche (14, 16) beschichtet wird.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine Oberfläche (16) aufweisend eine Permeabilität beschichtet wird.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass mit den folgenden Beschichtungsparametern beschichtet wird: Druck: 1 Pascal (Pa) bis 10 Pa, Flussrate eines Beschichtungsgases (18, 20): 0 standard cubic centimeter per minute (sccm) bis 10 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 100 Milliampère (mA) bis 500 mA.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine sauerstoffhaltige Kohlenwasserstoffbeschichtung (12) ausgebildet wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Implantat (10, 10a), mit folgenden Beschichtungsparametern beschichtet wird: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan (18): 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff (20): 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 200 mA, Elektrode (24) der Plasmapolymerisationsanlage (22): 100% Titan.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine Polymermembran (26) eines Implantats (10), wobei die Polymermembran (26) zumindest Poren (28) im Nanometerbereich aufweist, mit folgenden Beschichtungsparametern beschichtet wird: Druck: 1 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan (18): 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff (20): 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 375 mA, Elektrode (24) der Plasmapolymerisationsanlage (22): 100% Titan.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine Schichtdicke (30) der Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) von 1 Nanometer (nm) bis 200 nm, bevorzugt von 2 nm bis 100 nm und besonders bevorzugt von 15 nm bis 50 nm erhalten wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mittels einer Vorbehandlung eine Haftmittlerschicht (32) aufgebracht wird und insbesondere, dass die Haftmittlerschicht (32) mit folgenden Beschichtungsparametern aufgebracht wird: Druck: 5 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan (18): 2,5 sccm bis 5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff (20): 0 sccm bis 2 sccm Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 200 mA.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) sterilisiert wird, insbesondere mit Ethylenoxid sterilisiert wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass reaktive chemische Gruppen (34) der Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘), insbesondere Aldehydgruppen (34), mit einem Reduktionreagenz, insbesondere zumindest ein Reduktionsreagenz aus der Gruppe bestehend aus: Natriumborhydrid, Tris(hydroxymethyl)-aminomethan (TRIS), Ethanolamin und Glycin, reduziert werden.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Implantat (10, 10a) einen Funktionssektor (36) aufweist und zumindest einen Befestigungssektor (38) aufweist, wobei der Funktionssektor (36) beschichtet wird und der Befestigungssektor (38) unbeschichtet bleibt.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zumindest eine Beschichtungsparameter so ausgewählt ist, dass eine Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) mit antibiotischen Eigenschaften erhalten wird, insbesondere, dass in die Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) zumindest ein antibiotisch wirkendes Metall (40) eingebracht wird, insbesondere, dass die Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) in Anwesenheit zumindest eines antibiotisch wirkenden Metalls (40) aufgebracht wird und insbesondere, dass das antibiotisch wirkende Metall (40) während des Beschichtungsvorgangs aus der Elektrode (24) der Plasmapolymerisationsanlage (22) ausgeschlagen wird.
Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 4 und 7 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass eine Beschichtung (12, 12‘, 12‘‘, 12‘‘‘) mit antibiotischen Eigenschaften erhalten wird indem mit den folgenden Beschichtungsparametern beschichtet wird: Druck: 1 Pa bis 10 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan (18): 1 sccm bis 5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff (20): 0,5 sccm bis 2 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 100 mA bis 300 mA, Beschichtungszeit: 1 Minute (min) bis 200 min, Elektrode (24) der Plasmapolymerisationsanlage (22): Titan, Titangehalt: > 50%; bevorzugt mit den folgenden Beschichtungsparametern: Druck: 4 Pa bis 6 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan (18): 2,5 sccm bis 3 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff (20): 1 sccm bis 1,5 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 150 mA bis 250 mA, Beschichtungszeit: 10 min bis 200 min, Elektrode (24) der Plasmapolymerisationsanlage (22): Titan, Titangehalt: 100%; besonders bevorzugt mit den folgenden Beschichtungsparametern: Druck: 4 Pa bis 6 Pa, Flussrate des Beschichtungsgases Methan (18): 2,5 sccm, Flussrate des Beschichtungsgases Sauerstoff (20): 1,3 sccm, Stromstärke der Plasmapolymerisationsanlage (22): 150 mA bis 250 mA, Beschichtungszeit: 30 min bis 200 min, Elektrode (24) der Plasmapolymerisationsanlage (22): Titan, Titangehalt: 100%.
Implantat (10, 10a, 10b) beschichtet mit einem Verfahren nach zumindest einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass das Implantat (10, 10a, 10b) ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus: einem Biosensor (10, 10a), einem Dialysegerät, einem Drug-Delivery-System, einer Elektrode, einer Gefäßmanschette (10b), einem Schrittmacher, einem Herzschrittmacher, einem Defibrillator, einem Kardioverter, einem Hirnschrittmacher, einer Neutroprothetik, Elektroden/Elektronik für künstliche Gliedmaßen, einem Nervenstimulator, einem Barostimmulator, einem Nierenschrittmacher, einem Zwölffingerdarm-Schrittmacher, einem Herzimplantat, einem Tumor-Monitoring-Implantat, einem Kunstherz, einer künstlichen Herzklappe, einem Shunts, einem Hirnshunt, einem Hydrocephalus-Implantat, einer Telemetrieeinheit, einer Empfangseinheit, einer Sendeeiheit, einem Drucksensor, einem Organersatz, einem Energy-Harvesting-Implantat, einer Bio-Brennstoffzelle, einem Katheter, einem Cochleaimplantat, einem Retina Implantat, einem zahnmedizinischen Implantat, einem künstlichen implantierbaren Linsensystem, einem Implantat zum Gelenkersatz, einer Gefäßprothese oder einem Stent.
Implantat nach Anspruch 14, gekennzeichnet durch eine Membran (26) welche zumindest Poren (28) im Nanometerbereich aufweist, wobei die Poren (28) mit zumindest einem Stabilisator (42) stabilisiert sind und/oder wobei die Poren (28) mit Glycerin stabilisiert sind.