DE10219103A1

DE10219103A1 - Mikroemulsionszusammensetzungen und Verfahren zu deren Herstellung und Verwendung

Info

Publication number: DE10219103A1
Application number: DE10219103A
Authority: DE
Inventors: Rosa Uy; Chung I Young
Original assignee: 3M Innovative Properties Co
Current assignee: 3M Innovative Properties Co
Priority date: 2001-04-27
Filing date: 2002-04-29
Publication date: 2003-01-02
Also published as: US6709716B2; US20020188035A1; JP4139123B2; JP2003012711A

Abstract

Ein Verfahren zur Herstellung eines bikontinuierlichen, leitenden Halfklebers (PSA), so dass die Ausgangsmikroemulsion eine passende Viskosität zum Beschichten aufweist und lediglich ein einziger Polymerisationsschritt erforderlich ist. Dies wurde durch die Entdeckung einer Klasse von Verdickungsmitteln mit einer Carbonsäurefunktionalität erreicht, die mit der Mikroemulsion kompatibel sind und doch nicht die Eigenschaften des Endklebstoffs beeinträchtigen.

Description

Die Erfindung betrifft allgemein Zusammensetzungen aus Mikroemulsionen und Verfahren zur Herstellung und Verwendung solcher Zusammensetzungen.

Die moderne Medizin setzt viele medizinische Verfahren ein, bei denen elektrische Signale oder Ströme vom Körper eines Patienten abgenommen oder dahin abgegeben werden. Die Schnittstelle zwischen dem medizinischen Gerät, das bei diesen Verfahren eingesetzt wird, und der Haut des Patienten ist üblicherweise eine biomedizinische Elektrode. Eine solche Elektrode schließt typischerweise einen Leiter ein, der elektrisch mit dem Gerät und einem leitenden Medium verbunden ist, das mit der Haut des Patienten verklebt oder andersartig damit in Kontakt steht.

Therapeutische Verfahren und Vorrichtungen, die von biomedizinischen Elektroden Gebrauch machen, schließen Vorrichtungen für transkutane elektrische Nervenstimulation (TENS) zur Schmerztherapie; Techniken für neuromuskuläre Stimulation (NMS) zur Behandlung von Zuständen, wie Skoliose; Defibrillationselektroden zur Abgabe von elektrischer Energie in die Brusthöhle, um das Herz zu defibrillieren; und dispersive Elektroden zur Aufnahme von elektrischer Energie ein, die in einen Einschnitt abgegeben wurde, der während Elektrochirurgie gemacht wurde.

Diagnostische Verfahren, die von biomedizinischen Elektroden Gebrauch machen, schließen Elektrokardiogramme (EKGs) zur Überwachung der Herzaktivität und zur Diagnose von Herzfehlbildungen ein.

Für jedes diagnostische, therapeutische oder elektrochirurgische Verfahren wird wenigstens eine biomedizinische Elektrode mit einem ionisch leitenden Medium, das einen Elektrolyt enthält, mit Säugerhaut an passender Stelle verklebt oder andersartig damit in Kontakt gebracht und auch elektrisch mit der elektrischen diagnostischen, therapeutischen oder elektrochirugischen Ausrüstung verbunden. Eine kritische Komponente der biomedizinischen Elektrode ist das leitende Medium, das als Schnittstelle zwischen Säugerhaut und diagnostischer, therapeutischer oder elektrochirurgischer Ausrüstung dient.

Eine lange verstandene Schwierigkeit bei der Formulierung dieser leitenden Medien ist die Notwendigkeit, die Leitfähigkeit mit der Haftung an der Haut des Patienten ins Gleichgewicht zu bringen. Die besten Formulierungen, um Leitfähigkeit bereit zu stellen, sind typischerweise hydrophil und benötigen Wasser oder ein wässriges ionisches System, um die erforderliche ionische Leitfähigkeit zwischen der Haut und den elektrischen diagnostischen, therapeutischen oder elektrochirugischen Instrumenten bereit zu stellen. Jedoch sind die besten Formulierungen zur Bereitstellung von Haftung an Haut typischerweise hydrophober Natur. Im Fachgebiet sind diese Eigenschaften typischerweise bei einer speziellen Elektrode so ausgeglichen worden, dass weder die Haftung an Haut noch die Leitfähigkeit optimiert wurden.

Ein Verfahren zur Umgehung dieses Nachteils ist die Bereitstellung eines leitenden Haftklebers mit bikontinuierlichen hydrophilen und hydrophoben Bereichen. Solche Klebstoffe können mittels einer Mikroemulsion erzeugt werden und die Herstellung und Verwendung solcher Klebstoffe wird in den zugewiesenen U. S. Patenten 5,670,557; 5,674,561; 5,779,632; 5,853,750; und 5,952,398 gelehrt, die hier durch die Bezugnahme eingeschlossen sind.

Während diese Klebstoffe im Allgemeinen nach dem Mischen akzeptable Eigenschaften aufweisen, weisen sie während des Herstellungsverfahrens wenigstens einen Nachteil auf. Wegen der geringen Viskosität der Mikroemulsionslösungen (z. B. weniger als 50 cP) ist es nicht leicht, sie in einer dicken, gleichmäßigen Beschichtung auf einen Elektrodenträger aufzutragen. Die hydrophilen und hydrophoben Anteile des fertigen bikontinuierlichen Klebstoffs werden gleichzeitig erzeugt, wenn die Polymerisation in beiden Phasen einer Mikroemulsion gestartet wird. Vor der Polymerisation ist die Zusammensetzung störend dünnflüssig für herkömmliche Beschichtungstechniken; nach der Polymerisation ist die Zusammensetzung störend viskos.

Dies ist für biomedizinische Elektroden besonders nachteilhaft, bei denen eine dicke, gleichmäßige Beschichtung erwünscht ist. Die dicke Beschichtung sorgt für angemessene Haftung und verhindert das rasche Austrocknen der Elektroden. Wenn bikontinuierliche Klebstoffe als Wundverband verwendet werden, sorgt die dicke Beschichtung für Absorptionsvermögen. Wenn sie zur Arzneimittelabgabe verwendet werden, ist die dicke Beschichtung wichtig für die Beladung mit Arzneimittel.

In der Praxis wird die Schwierigkeit dadurch gelöst, dass eine Teilpolymerisation der Mikroemulsion ausgelöst wird, gerade so viel, dass die Viskosität der Zusammensetzung auf ein Niveau gebracht wird, das für bequemes Beschichten mittels z. B. eines herkömmlichen Rakelbeschichters angemessen ist. Ein letzter Polymerisationsschritt wird im beschichteten Material ausgelöst, der zum fertigen bikontinuierlichen Klebstoff führt. Das Verfahren verläuft analog zu dem, das im zugewiesenen U. S. Patent 5,773,485 erläutert wird, das hierein durch die Bezugnahme eingeschlossen ist. Auch wenn ein solches Verfahren mühsam ist, ergibt es eine gleichmäßige, dicke Beschichtung eines Haftklebers, die gleichzeitig gute Leitfähigkeit und gute Haftung an Haut aufweist.

Jedoch sind die zusätzlichen Schritte, die das Einrichten der ersten Teilpolymerisation mit sich bringt, beschwerlich und erhöhen die Kosten der fertigen Elektrode für den medizinischen Verbraucher. Dieser Nachteil kann nicht einfach durch wahllose Zugabe von Verdickungsmitteln beseitigt werden, da solche Verbindungen im Allgemeinen die Mikroemulsion während der Beschichtung destabilisieren.

Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren zur Herstellung von bikontinuierlichen, leitenden Haftklebern (PSAs) bereit, die passende Beschichtungsviskositäten aufweisen und nur einen einzigen Polymerisationsschritt erfordern. Dies wird durch die Verwendung einer Klasse von Verdickungsmitteln erreicht, die mit der Mikroemulsionen verträglich ist und nicht die Eigenschaften der fertigen Klebstoffe beeinträchtigt.

Insbesondere stellt die Erfindung in einem Gesichtspunkt polymerisierbare Zusammensetzungen bereit, umfassend: (a) eine wässrige Mikroemulsion, umfassend ein oder mehrere hydrophobe Monomere, ein oder mehrere hydrophile und/oder amphiphile Monomere, einen oder mehrere Starter; und (b) wenigstens ein Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer der Acrylsäure.

In einem weiteren Gesichtspunkt stellt die Erfindung Verfahren zur Erzeugung eines polymerisierten Mikroemulsionshaftklebers in Kontakt mit einem Substrat bereit, wobei die Verfahren im Allgemeinen die Schritte umfassen:

1. Bereitstellen einer wässrigen Mikroemulsion, umfassend ein oder mehrere hydrophobe Monomere, ein oder mehrere hydrophile und/oder amphiphile Monomere und einen oder mehrere Starter;
2. Vereinigen der wässrigen Mikroemulsion mit wenigstens einem Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer der Acrylsäure;
3. Auftragen der verdickten Mikroemulsion auf das Substrat; und
4. Bestrahlen der Mikroemulsion, um den Haftkleber in Kontakt mit dem Substrat zu erzeugen.

In noch einem weiteren Gesichtspunkt stellt die Erfindung Verfahren zur Erzeugung eines polymerisierten Mikroemulsionshaftklebers in Kontakt mit einem Substrat bereit, wobei die Verfahren im Allgemeinen die Schritte umfassen:

1. Mischen von hydrophilem/n Monomer(en) und/oder amphiphilem/n Monomer(en) im Verhältnis von etwa 100/0 zu etwa 0/100 Gew.-% zu einem ersten Gemisch;
2. Mischen von hydrophobem/n Monomer(en) mit einer Glasumwandlungstemperatur, die zur Erzeugung eines hydrophoben Haftklebers geeignet ist, in das erste Gemisch im Verhältnis von etwa 80/20 bis etwa 10/90 Gew.-% hydrophobe Monomere/erstes Gemisch zu einem zweiten Gemisch;
3. Mischen von Surfactant(en) in das zweite Gemisch im Verhältnis von etwa 5/95 bis etwa 30/70 Gew.-% Surfactant/zweites Gemisch zu einem dritten Gemisch;
4. Mischen von Starter(n) in das dritte Gemisch im Verhältnis von etwa 0,01/99, 99 bis etwa 2/98 Gew.-% Starter/drittes Gemisch zu einem vierten Gemisch,
5. unabhängig davon Mischen von Wasser und wasserlöslichen oder in Wasser dispergierbaren Zusatzstoffen im Verhältnis von etwa 100/0 bis etwa 80/20 Gew.-% zu einem wässrigen Gemisch;
6. Mischen von wässrigem Gemisch und viertem Gemisch im Verhältnis von 5/95 bis etwa 50/50 Gew.-% wässriges Gemisch/viertes Gemisch zu einer Mikroemulsion;
7. Mischen der Mikroemulsion mit einem Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer von Acrylsäuremonomer, im Verhältnis von etwa 0,5/99,5 bis etwa 5/95 Gew.-% zu einer verdickten Mikroemulsion;
8. Auftragen der verdickten Mikroemulsion auf das Substrat; und
9. Bestrahlen der Mikroemulsion, um den Haftkleber in Kontakt mit dem Substrat zu erzeugen.

In noch weiteren Gesichtspunkten stellt die Erfindung Haftkleber, biomedizinische Elektroden, medizinische Hautabdeckungen und pharmazeutische Abgabevorrichtungen bereit, die aus den vorstehend beschriebenen Zusammensetzungen und gemäß den vorstehend beschriebenen Verfahren hergestellt wurden.

Fig. 1 ist eine Draufsicht auf eine biomedizinische Elektrode, die einen erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA enthält und die zur Diagnose oder Überwachung der Verfassung des Herzens eines Säugerpatienten verwendet wird.

Fig. 2 ist eine Querschnittsansicht der biomedizinischen Elektrode aus Fig. 1.

Fig. 3 ist eine Draufsicht auf eine biomedizinische Überwachungselektrode, die einen erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA enthält und die zur längerfristigen Diagnose oder Überwachung der Verfassung des Herzens verwendet wird.

Fig. 4 ist eine Querschnittsansicht der biomedizinischen Überwachungselektrode aus Fig. 3.

Fig. 5 ist eine Querschnittsansicht einer weiteren biomedizinischen Überwachungselektrode, die einen erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA und einen Stiftverbinder enthält.

Fig. 6 ist eine Querschnittsansicht einer medizinischen Säugerhautabdeckung, die einen erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA enthält.

Fig. 7 ist eine Querschnittsansicht einer pharmazeutischen Abgabevorrichtung, die einen erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA enthält.

Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren zur Herstellung von bikontinuierlichem, leitendem Haftkleber (PSA) mittels einer Mikroemulsion bereit, die eine passende Viskosität zum Beschichten aufweist. Die erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA's stammen aus der gleichzeitigen Polymerisation von radikalisch polymerisierbarem hydrophilem oder amphiphilem Monomer oder Oligomer in der wässrigen (Wasser-) Phase einer Mikroemulsion und der gleichzeitigen Polymerisation von radikalisch polymerisierbarem hydrophobem Monomer in der organischen (Öl-)Phase zu einem PSA. Vorzugsweise weist der PSA eine bikontinuierliche Struktur auf und noch stärker bevorzugt besitzt er zwei feste, im Wesentlichen nicht poröse bikontinuierliche Phasen. Die Auswahl der hydrophoben Monomere und die Auswahl der gewichtsprozentualen Anteile, die zur Erzeugung des Polymers verwendet werden, können so gewählt werden, dass die Haftklebereigenschaften der resultierenden Zusammensetzung optimiert werden.

Ein erfindungsgemäßer, bevorzugter polymerisierter Mikroemulsions-PSA mit einer im Wesentlichen nicht porösen, bikontinuierlichen Struktur findet insbesondere bei Anwendungen Verwendung, bei denen die Masseeigenschaften von PSA's sowohl aus hydrophilen Polymeren als auch aus hydrophoben Polymeren gleichzeitig erforderlich sind.

I. Wässrige Phase

Im Allgemeinen schließen die erfindungsgemäßen, polymerisierbaren Mikroemulsionszusammensetzungen eine wässrige Phase ein, die Wasser, radikalisch (co)polymerisierbare(s), ethylenisch ungesättigte(s), polare(s), hydrophile(s) oder amphiphile(s) Monomer(e) oder Oligomer(e), einen optionalen wasserlöslichen Starter und einen optionalen wasserlöslichen Zusatzstoff umfasst.

I.a. Wasser

Die Mikroemulsionszusammensetzungen umfassen im Allgemeinen etwa 2 bis etwa 50 Gew.-% Wasser, vorzugsweise etwa 5 bis etwa 30 Gew.-% und am stärksten bevorzugt etwa 6 bis etwa 25 Gew.-%, bezogen auf das Gesamtgewicht der Mikroemulsion. Vorzugsweise umfasst die Mikroemulsion deionisiertes Wasser. Die Wasserphase kann auch wasserlösliche und/oder in Wasser dispergierbare Zusatzstoffe einschließen, die wegen der Eigenschaften des PSA bei der letztendlichen Verwendung ausgewählt wurden. Zur Bestimmung des am besten passenden Gewichtsprozentsatzes an Wasser, der in der Mikroemulsion eingeschlossen werden soll, kann das Wasser schrittweise zugegeben werden, bis ein Bereich mit klarer Mikroemulsion erreicht wird.

I.b. Radikalisch (co)polymerisierbare, ethylenisch ungesättigte, polare Spezies

Die erfindungsgemäße wässrige Phase umfasst wenigstens ein radikalisch polymerisierbares, ethylenisch ungesättigtes, polares Monomer oder Oligomer. Die polaren Monomere oder Oligomere können in Öl unlöslich (hydrophil) oder können sowohl wasserlöslich als auch in Öl löslich (amphiphil) sein. Vorzugsweise fördert die Verwendung polarer Oligomere in der wässrigen Phase die Bildung einer im Wesentlichen nicht porösen bikontinuierlichen Struktur im erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA.

Die Monomere werden im Allgemeinen aus polaren Monomeren, die im Wesentlichen unlöslich in der Ölphase sind, und polaren Monomeren gewählt, die von den in Öl unlöslichen Monomeren verschieden sind (d. h. polare Monomere, die sowohl in Wasser als auch in Öl löslich sind).

Die Mikroemulsionszusammensetzungen umfassen kumulativ etwa 2 bis etwa 90 Gew.-% der erforderlichen hydrophilen oder amphiphilen Monomere oder Oligomere, vorzugsweise etwa 5 bis etwa 70 Gew.-% und am stärksten bevorzugt etwa 10 bis etwa 60 Gew.-%, bezogen auf das Gesamtgewicht der Mikroemulsion, in Abhängigkeit von den gewünschten Eigenschaften des polymerisierten Mikroemulsions-PSA.

I.b.i. Polare, ethylenisch ungesättigte, radikalisch (co)polymerisierbare Oligomere

Verwendbare polare, ethylenisch ungesättigte, radikalisch (co)polymerisierbare Oligomere, die im Wesentlichen in der Ölphase unlöslich sind oder die sowohl in Wasser als auch in Öl löslich sind, schließen Polyethylenoxidacrylate, Polyethylenoxiddiacrylate, Polyethylenglykolacrylate, Polyethylenglykoldiacrylate, Polyurethanacrylate, Polyurethandiacrylate, N-Vinylpyrrolidonmakromer und Gemische davon ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Die Polyethylenoxidacrylate und -diacrylate werden bevorzugt. Auf Grund der Verfügbarkeit und der Einfachheit der Formulierung umfasst das am stärksten bevorzugte Oligomer Polyethylenoxidacrylat. Für optimale physikalische Eigenschaften (z. B. Wasserabsorption, Nichtporosität, Festigkeit) des Polymerverbunds, der vorzugsweise eine im Wesentlichen nicht poröse, bikontinuierliche Struktur aufweist, besitzen verwendbare Oligomere typischerweise ein Zahlenmittel des Molekulargewichts von etwa 100 bis etwa 100 000, vorzugsweise etwa 100 bis etwa 60 000 und am stärksten bevorzugt etwa 100 bis etwa 5000.

I.b.ii. Im Wesentlichen in Öl unlösliche, radikalisch (co)polymerisierbare, ethylenisch ungesättigte, polare Monomere

Ein erster Typ des optionalen polaren Monomers ist ein wasserlösliches, radikalisch (co)polymerisierbares, ethylenisch ungesättigtes, polares Monomer, das in der Ölphase im Wesentlichen unlöslich ist. "Im Wesentlichen in Öl unlöslich" und "wasserlöslich" bedeutet beides, dass das Monomer eine Löslichkeit von weniger als etwa 0,5 Gew.-% in der Ölphase hat und ein Konzentrationsverhältnis bei einer gegebenen Temperatur (vorzugsweise etwa 25 bis 35°C) der Konzentration in der Ölphase zur Konzentration in der wässrigen Phase von weniger als etwa 0,005 zeigt. Ein solches Monomer kann nicht ionisch sein, z. B. Acrylamid, oder kann ionisch sein. Gemische von nicht ionischen und ionischen Monomeren können verwendet werden. Ionische Monomere, die diesen Kriterien genügen, schließen Natriumstyrolsulfonat, Kaliumacrylat, Natriumacrylat, Natriummethacrylat, Ammoniumacrylat, Natrium-2-acrylamido-2-methylpropansulfonat, 4,4,9-Trimethyl-4-azonia-7-oxa-dec-9-en-1-sulfonat, N,N-Dimethyl-N-(β-methacryloxyethyl)ammoniumpropionatbetain, Trimethylaminmethacrylamid, 1,1-Dimethyl-1-(2,3-dihydroxypropyl)aminmethacrylamid und weitere, zwitterionische, ethylenisch ungesättigte Monomere mit den notwendigen Anforderungen an die Löslichkeit, Gemische davon und dergleichen ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Bevorzugte, in Öl lösliche, polare Monomere schließen auf Grund der Einfachheit der Formulierung und den wünschenswerten Eigenschaften, wenn sie polymerisiert sind, Acrylamid, Natriumstyrolsulfonat, Natriumacrylat, Natrium-2-acrylamido-2-methylpropansulfonat, Natriummethacrylat und Gemische davon ein.

I.b.iii. Andere radikalisch (co)polymerisierbare, ethylenisch ungesättigte, polare Monomere als I.b.ii.

Viele, im Fachgebiet bekannte, polare Monomere zeigen eine gewisse Löslichkeit in sowohl Wasser als auch Öl. Sie können eine Löslichkeit von etwa 0,5% oder mehr in der Ölphase haben und ein Konzentrationsverhältnis bei einer gegebenen Temperatur (vorzugsweise etwa 25 bis 30°C) der Konzentration in der Ölphase zur Konzentration in der wässrigen Phase von mehr als oder gleich etwa 0,005 zeigen. Verwendbare, polare, ethylenisch ungesättigte, radikalisch (co)polymerisierbare Monomere, die sich zwischen der wässrigen Phase und der Ölphase der erfindungsgemäßen Mikroemulsion verteilen lassen, schließen N- Vinylpyrrolidon, N-Vinylcaprolactam, (Meth)acrylsäure, Hydroxyethyl(meth)acrylat, Itaconsäure, Styrolsulfonsäure, N-substituierte Acrylamide, N,N-disubstituierte Acrylamide, N,N- Dimethylaminoethylmethacrylat, 2-Acrylamido-2-methylpropansulfonsäure und Gemische davon ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Bevorzugte, polare, verteilbare Monomere schließen (Meth)acrylsäure, N-Vinylpyrrolidon, N-Vinylcaprolactam, N,N-Dimethylaminoethylmethacrylat, N,N-Dimethylacrylamid, Styrolsulfonsäure, 2-Acrylamido-2-methylpropansulfonsäure und Gemische davon ein. Wegen der günstigen Eigenschaften, wie physikalische Festigkeit, die sie dem zweiphasigen Polymerverbund verleihen können, schließen die am stärksten bevorzugten, polaren, verteilbaren Monomere Acrylsäure, N-Vinylpyrrolidon, N- Vinylcaprolactam, N,N-Dimethylacrylamid und Gemische davon ein.

I.c. Wasserlösliche Starter

Die wässrige Phase kann gegebenenfalls ferner einen wasserlöslichen Radikalpolymerisationsstarter, ausgewählt aus thermischen Startern, Photostartern und Gemischen davon umfassen.

I.c.i. Wasserlösliche Photostarter

Wasserlösliche Photostarter, die in der vorliegenden Erfindung verwendbar sind, sind Photostarter, die bei Belichtung mit elektromagnetischer (üblicherweise ultravioletter) Strahlung Radikale erzeugen, die als Starter für die (Co)polymerisation der/s hydrophilen Monomers/e, des/r oleophilen Monomers/e, der (co)polymerisierbaren Oligomere und, wenn vorhanden, des (co)polymerisierbaren Surfactanten, wie nachstehend erläutert, dienen. Verwendbare, wasserlösliche Photostarter schließen Benzophenone, die mit einer ionischen Einheit, einer hydrophilen Einheit oder beidem substituiert sind; Thioxanthone, die mit einer ionischen Einheit, einer hydrophilen Einheit oder beidem substituiert sind, und 4-substituierte (2-Hydroxy-2-propyl)phenylketone, bei denen der 4-Substituent eine ionische oder hydrophile Einheit ist, ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Solche ionischen oder hydrophilen Einheiten schließen Hydroxylgruppen, Carboxylgruppen und Carbonsäuresalzgruppen ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Verwendbare, wasserlösliche Benzophenone schließen 4-Trimethylaminomethylbenzophenonhydrochlorid und Benzophenon-Natrium-4-methansulfonat ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Verwendbare, wasserlösliche Thioxanthone schließen 3- (2-Hydroxy-3-trimethylaminopropoxy)thioxanthonhydrochlorid, 3-(3-Trimethylaminopropoxy)thioxanthonhydrochlorid, Thioxanthon-3-(2-ethoxysulfonsäure)-Natriumsalz und Thioxanthon-3-(3-propoxysulfonsäure)-Natriumsalz ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Verwendbare, wasserlösliche Phenylketone schließen (2-Hydroxy-2-propyl)(4-diethylenglykolphenyl)keton, (2-Hydroxy-2-propyl)(phenyl-4-butancarboxylat)keton, 4-(2-Hydroxyethoxy)- phenyl-(2-propyl)keton und ihre wasserlöslichen Salze ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Ein bevorzugter, wasserlöslicher Photostarter ist 4-Trimethylaminomethylbenzophenonhydrochlorid.

Die wässrige Phase kann etwa 0,05 bis etwa 1 Gewichtsteil Photostarter umfassen, wenn er verwendet wird, und vorzugsweise etwa 0,1 bis etwa 1 Gewichtsteil, bezogen auf 100 Gewichtsteile der gesamten (co)polymerisierbaren Spezies in der Mikroemulsion.

I.c.ii. Wasserlösliche Starter

Wasserlösliche Starter, die in der Erfindung verwendbar sind, schließen Starter ein, die beim Erhitzen Radikale erzeugen, die die (Co)polymerisation des/r hydrophilen Monomers/e, des/r oleophilen Monomers/e, des (co)polymerisierbaren Oligomers und, wenn vorhanden, des (co)polymerisierbaren Surfactanten, wie nachstehend erläutert, starten. Geeignete, wasserlösliche, thermische Starter schließen Kaliumpersulfat, Ammoniumpersulfat, Natriumpersulfat und Gemische davon; Redoxstarter, wie das Reaktionsprodukt aus den vorstehend erwähnten Persulfaten und Reduktionsmitteln, wie Natriummetabisulfit und Natriumbisulfit; und 4,4'-Azobis(4-cyanopentansäure) und ihre löslichen Salze (z. B. Natrium, Kalium) ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Ein bevorzugter, wasserlöslicher thermischer, Starter ist Ammoniumpersulfat. Vorzugsweise werden die meisten wasserlöslichen, thermischen Starter bei Temperaturen von etwa 50 bis etwa 70°C eingesetzt, während die Starter vom Redoxtyp bei Temperaturen von etwa 30 bis etwa 50°C eingesetzt werden. Wenn wasserlösliche, thermische Starter eingesetzt werden, können sie etwa 0,05 bis etwa 1 Gewichtsteil, vorzugsweise etwa 0,1 bis etwa 1 Gewichtsteil umfassen, bezogen auf 100 Gewichtsteile an (co)polymerisierbaren Spezies in der Mikroemulsionszusammensetzung.

I.d. Wasserlösliche Zusatzstoffe

Die wässrige Phase kann gegebenenfalls ferner verschiedene wasserlösliche Zusatzstoffe umfassen, um einen polymerisierten Mikroemulsions-PSA mit bestimmten Eigenschaften und/oder Aussehen herzustellen. Jeder Zusatzstoff wird zur Herstellung eines gewünschten Endprodukts ausgewählt. Beispielsweise kann, wenn ein leitendes Polymer gewünscht ist, ein Elektrolyt zugegeben werden. Wenn ein pigmentiertes Polymer gewünscht ist, kann ein Farbstoff zugegeben werden. Beispiele für verwendbare Zusatzstoffe schließen wasserlösliche Vernetzungsmittel (wie Methylenbisacrylamid), Weichmacher (wie Glycerin und Polyalkylenglykole), pH-Wertregulatoren, Elektrolyte, Farbstoffe, Pigmente, pharmazeutische Wirkstoffe, physiologische Wirkstoffe, Colösungsmittel, nicht copolymerisierbare polare Oligomere, Gemische davon und dergleichen ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Insbesondere von Elektrolyten einschließlich, aber nicht begrenzt auf Kaliumchlorid, Lithiumchlorid, Natriumchlorid und Gemische davon wurde gefunden, dass sie bei verschiedenen erfindungsgemäßen Formulierungen verwendbar sind, wenn es gewünscht ist, dass die polymerisierten Mikroemulsions-PSA elektrische Leitfähigkeit zeigen. Bis zu etwa 10 Gewichtsteile Elektrolyt können eingeschlossen sein, vorzugsweise etwa 0,5 Gewichtsteile bis etwa 5 Gewichtsteile, bezogen auf 100 Gewichtsteile wässrige Phase insgesamt.

Nicht copolymerisierbare polare Oligomere, die als Zusatzstoffe verwendbar sind, schließen Poly(N-vinylpyrrolidon), Polyethylenglykole, Poly(oxyethylen)alkohole, Poly- (ethylimin) und Gemische davon ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Solche Oligomere werden zugegeben, um die Masseeigenschaften des resultierenden polymerisierten Mikroemulsions-PSAs zu beeinflussen, z. B. um dem Material hydrophile Eigenschaften zu verleihen.

Typische Colösungsmittel schließen aliphatische Alkohole mit etwa 1 bis etwa 8 Kohlenstoffatomen (wie Glycerin), Polyether (wie Butylcellosolve™, Butylcarbitol™, Hexylcellosolve™ und Hexylcarbitol™, alle im Handel von Union Carbide erhältlich) und Gemische davon ein.

Man wird feststellen, dass im Wesentlichen alle organischen, wasserlöslichen Zusatzstoffe, die zur wässrigen Phase gegeben werden, ein gewisses Maß an Löslichkeit in der organischen Phase der Mikroemulsion zeigen. Jeder Zusatzstoff hat sein eigenes Konzentrationsverhältnis zwischen der wässrigen und der organischen Phase. Also finden sich, sofern nicht anders angegeben, die vorstehend erwähnten Bestandteile der wässrigen Phase auch in der organischen Phase und beeinflussen deren Eigenschaften. Für das Verständnis und die Durchführung der vorliegenden Erfindung ist es nicht notwendig, das jeweilige Konzentrationsverhältnis jedes einzelnen, hier vorstehend erwähnten Zusatzstoffes zu quantifizieren.

II. Ölphase

Die Begriffe "organische Phase", "Ölphase" und "lipophile Phase" werden hier austauschbar verwendet.

Vor dem Beginn der Polymerisation umfasst die Ölphase der erfindungsgemäßen Mikroemulsionszusammensetzungen hydrophobe, radikalisch (co)polymerisierbare Monomere, die zur Erzeugung eines hydrophoben Haftkleberhomopolymers oder -copolymers geeignet sind, radikalisch (co)polymerisierbares, polares Monomer, in Öl löslichen Starter und optionale, reaktive, lipophile Zusatzstoffe.

II.a. Hydrophobe, radikalisch (co)polymerisierbare Monomere

Hydrophobe, radikalisch polymerisierbare, ethylenisch ungesättigte Monomere, die in der lipophilen Phase der erfindungsgemäßen Mikroemulsionen verwendbar sind, schließen etwa C₁- bis etwa C₁₈-Alkylester der Acrylsäure ein, sind aber nicht darauf begrenzt, d. h. die Ester aus Acrylsäure und etwa C₁- bis etwa C₁₈-Alkoholen, vorausgesetzt, dass diese Monomere zur Erzeugung eines hydrophoben Polymers mit Haftklebereigenschaften geeignet sind.

Die Glasumwandlungstemperatur (T_g) des resultierenden polymerisierten Mikroemulsions-PSA kann mit Techniken bestimmt werden, die dem Fachmann bekannt sind. Zur T_g des resultierenden polymerisierten Mikroemulsions-PSA trägt die Auswahl der hydrophoben Monomere bei, die zur Erzeugung eines hydrophoben Polymers mit Haftklebereigenschaften geeignet sind. Eine T_g von weniger als etwa 10°C sorgt häufig für ein resultierendes hydrophobes Polymer mit Haftklebereigenschaften. Eine T_g von weniger als etwa 0°C sorgt häufiger für ein resultierendes hydrophobes Polymer mit Haftklebereigenschaften. Eine T_g von weniger als etwa -10°C sorgt am häufigsten für ein resultierendes hydrophobes Polymer mit Haftklebereigenschaften.

Von diesen möglichen Kandidaten für ein hydrophobes Monomer werden Alkylacrylate, einschließlich Isooctylacrylat, 2-Ethylhexylacrylat und n-Butylacrylat, wegen ihrer Verfügbarkeit für die Anwendung und wegen der T_g des resultierenden hydrophoben Polymers, das aus solchen hydrophoben Monomeren erzeugt wird, besonders bevorzugt.

Die organische Phase kann ferner gegebenenfalls radikalisch polymerisierbare, ethylenisch ungesättigte Comonomere umfassen, die mit den vorstehend beschriebenen Alkylacrylatmonomeren copolymerisierbar sind, um die Glasumwandlungstemperatur (T_g) des resultierenden polymerisierten Mikroemulsions-PSA von der T_g, die das/die hydrophobe(n) Monomer(e) einbringt/en, zu modifizieren. Bevorzugte Comonomere schließen Styrol, Acrylnitril und Vinylester (wie Vinylacetat, Vinylpropionat und Vinylneopentanoat usw.) ein, wobei die Auswahl des Comonomers von den Eigenschaften abhängt, die für das feste bikontinuierliche Endpolymer erwünscht sind.

Die erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSAs umfassen im Allgemeinen etwa 5 bis etwa 80 Gew.-% hydrophobe Monomere, vorzugsweise etwa 10 bis etwa 70 Gew.-% und am stärksten bevorzugt etwa 12 bis etwa 60 Gew.-%, bezogen auf das Gesamtgewicht der Mikroemulsion, um dem daraus hergestellten Mikroemulsions-PSA ausreichende Festigkeit, Klebfähigkeit und Haftklebereigenschaften zu verleihen.

Wie zuvor angemerkt, wird die prozentuale Zusammensetzung jedes Bestandteils der Mikroemulsion vom Fachmann auf Basis der gewünschten Haftklebereigenschaften des Copolymers bestimmt.

II.b. Radikalisch (co)polymerisierbares, polares Monomer

Die organische Phase der Mikroemulsionszusammensetzungen enthält auf Grund der Verteilung dieser organischen Materialien zwischen der wässrigen und der organischen Phase der Mikroemulsion, wie zuvor beschrieben, einen Anteil der vorstehend unter I.b.ii. und I.b.iii. beschriebenen, radikalisch polymerisierbaren, polaren Monomere, falls verwendet. Jedes dort beschriebene Monomer zeigt sein eigenes Konzentrationsverhältnis, dessen Bezifferung für Verständnis und Durchführung der vorliegenden Erfindung nicht notwendig ist.

II.c. In Öl lösliche Starter

Die Ölphase umfasst einen in Öl löslichen Radikalphotopolymerisationsstarter ("Photostarter") und umfasst gegebenenfalls ferner einen thermischen Starter.

II.c.i. In Öl lösliche Photostarter

Verwendbare, in Öl lösliche Photostarter schließen im Allgemeinen die ein, die bei Belichtung mit elektromagnetischer (üblicherweise ultravioletter) Strahlung Radikale erzeugen, die als Starter für die (Co)polymerisation der/s hydrophilen Monomers/e und/oder Oligomers/e, des/r oleophilen Monomers/e und, wenn vorhanden, des (co)polymerisierbaren Surfactanten dienen. Verwendbare Photostarter umfassen, sind aber nicht begrenzt auf: (1) Gemische aus Michler's Keton und Benzil oder Benzophenon, vorzugsweise im Gewichtsverhältnis von etwa 1 : 4; (2) Photostartersysteme auf Cumarinbasis, wie in US-Pat. Nr. 4,289,844 beschrieben, hier durch die Bezugnahme eingeschlossen; und (3) Systeme auf Basis von Dimethoxyphenylacetophenon und/oder Diethoxyacetophenon. Die in Öl löslichen Photostarter sind anfangs in den Mikroemulsionen als Teil der organischen Phase enthalten. Bei der Bestrahlung bewirken die so erzeugten Radikale die (Co)polymerisation der Monomere in sowohl der wässrigen als auch der organischen Phase genau so wie die Copolymerisation des (co)polymerisierbaren Surfactanten.

Die organische Phase umfasst etwa 0,01 bis etwa 5 Gewichtsteile in Öl löslichen Photostarter, bezogen auf 100 Gewichtsteile (co)polymerisierbarer Spezies insgesamt in der Mikroemulsion.

II.c.ii. Optionale, in Öl lösliche, thermische Starter

In Öl lösliche, thermische Starter können gegebenenfalls bei der Herstellung der erfindungsgemäßen bikontinuierlichen Polymere nach dem Photopolymerisationsschritt, wie vorstehend beschrieben, eingesetzt werden, um die Polymerisation zu vervollständigen. Verwendbare, in Öl lösliche, thermische Starter schließen die ein, die beim Erhitzen Radikale erzeugen, die die (Co)polymerisation des/r hydrophilen Monomers/e, Oligomers/e, des/r oleophilen Monomers/e und, wenn vorhanden, des polymerisierbaren Surfactanten, wie nachstehend erläutert, starten. Geeignete, in Öl lösliche, thermische Starter schließen Azoverbindungen, wie Vazo 64™ (2,2'-Azobis(isobutyronitril)) und Vazo 52™ (2,2'-Azobis(2,4- dimethylpentannitril)), beide von duPont erhältlich, Peroxide, wie Benzoylperoxid und Lauroylperoxid, und Gemische davon ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Ein bevorzugter, in Öl löslicher thermischer Starter ist 2,2'-Azobis(isobutyronitril).

Die organische Phase kann etwa 0 bis etwa 5 Gewichtsteile in Öl löslichen thermischen Starter, typischerweise etwa 0,05 bis etwa 5 Gewichtsteile, falls verwendet, vorzugsweise etwa 0,1 bis etwa 5 Teile, falls verwendet, umfassen, bezogen auf 100 Teile Gesamtgewicht an (co)polymerisierbaren Verbindungen in der Mikroemulsion.

II.d. Optionale reaktive lipophile Zusatzstoffe

Die organische Phase kann gegebenenfalls ferner einen oder mehrere zusätzliche, radikalisch reaktive Bestandteile umfassen, einschließlich, aber nicht begrenzt auf in Öl lösliche Vernetzungsmittel, Kettenübertragungsmittel und Gemische davon. Beispiele für verwendbare Vernetzunsgmittel schließen Divinylbenzol; etwa C₄- bis etwa C₈-Alkyldiacrylate, wie 1,4-Butandioldiacrylat, 1,6-Hexandioldiacrylat, 1,8-Octandioldiacrylat; und Gemische davon ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Ein bevorzugtes Vernetzungsmittel ist 1,6-Hexandioldiacrylat. Das Vernetzungsmittel, falls zugegeben, verändert die physikalischen Eigenschaften, wie Kohäsionsfestigkeit, des Endpolymers. Die organische Phase umfasst gegebenenfalls ferner etwa 0 bis etwa 10 oder mehr Gewichtsteile Vernetzungsmittel, typischerweise, falls verwendet, etwa 0,1 bis etwa 2 Gew.-%, bezogen auf 100 Gewichtsteile der gesamten Ölphase. Die verwendete Menge an Vernetzungsmittel bestimmt die physikalischen Eigenschaften des Polymers, wie Unlöslichkeit in Lösungsmitteln, Modul und innere Festigkeit. Für solche Anwendungen umfasst die organische Phase typischerweise etwa 0,1 bis etwa 5 Gewichtsteile Vernetzungsmittel, bezogen auf 100 Gewichtsteile Ölphase. Der Fachmann kann die passende Menge an Vernetzungsmittel bestimmen, um gewünschte physikalische Eigenschaften zu erhalten, und dieser Fachmann versteht, dass es keine praktische Obergrenze für die Menge an Vernetzungsmittel gibt, die in den erfindungsgemäßen Formulierungen verwendet werden kann.

Die organische Phase kann gegebenenfalls ferner ein Kettenübertragungsmittel umfassen. Beispiele für verwendbare Kettenübertragungsmittel schließen Tetrabromkohlenstoff, Alkohole, Mercaptane und Gemische davon ein. Wenn ein Kettenübertragungsmittel vorhanden ist, wird Isooctylthioglykolat bevorzugt. Die Ölphase kann ferner bis zu etwa 0,5 Gewichtsteile Kettenübertragungsmittel, typischerweise etwa 0,01 Gew.-% bis etwa 0,5 Gewichtsteile, falls verwendet, vorzugsweise etwa 0,05 Gewichtsteile bis etwa 0,2 Gewichtsteile, bezogen auf 100 Gewichtsteile Ölphase insgesamt, umfassen.

Il.e. Optionale nicht reaktive lipophile Zusatzstoffe Die Ölphase kann gegebenenfalls ferner einen oder mehrere nicht reaktive, in Öl lösliche Zusatzstoffe umfassen. Eine Vielzahl nicht reaktiver, in Öl löslicher Zusatzstoffe kann in der Mikroemulsion eingeschlossen sein. Diese Materialien werden zugegeben, um ein Endpolymersystem mit bestimmten physikalischen Eigenschaften oder einem bestimmten Erscheinungsbild herzustellen. Beispiele für solche optionale oleophile Zusatzstoffe schließen Weichmacher ein, wie einen der im Fachgebiet bekannten Phthalatester, sind aber nicht darauf begrenzt. Die Ölphase kann gegebenenfalls ferner etwa 0 bis etwa 20 Gewichtsteile Weichmacher, typischerweise etwa 5 bis etwa 20 Gewichtsteile, falls verwendet, vorzugsweise etwa 8 bis etwa 15 Gew.-%, bezogen auf 100 Gewichtsteile Ölphase umfassen.

III. Surfactanten

Nicht ionische und ionische (anionische und kationische) Surfactanten werden im Allgemeinen auch in der vorliegenden Erfindung eingesetzt, um die Mikroemulsionszusammensetzungen herzustellen. Der/Die Surfactant(en) kann/können mit den Monomeren, die in der Mikroemulsion vorliegen, copolymerisierbar oder nicht copolymerisierbar sein. Der/Die Surfactant(en) ist/sind vorzugsweise copolymerisierbar, so dass die resultierende polymerisierte Mikroemulsion weniger empfindlich gegenüber Wasser ist. Wenn Wasserfestigkeit nicht erforderlich ist, werden nicht copolymerisierbare Surfactanten auf Grund ihrer im Allgemeinen geringeren Kosten bevorzugt.

1. Nicht ionische Surfactanten

Die nicht ionischen Surfactanten sind üblicherweise Kondensationsprodukte einer organischen aliphatischen oder alkylaromatischen hydrophoben Verbindung und einem Alkylenoxid, wie Ethylenoxid, das hydrophil ist. Fast jede hydrophobe Verbindung mit einer Carboxy-, Hydroxy-, Amido- oder Aminogruppe mit einem daran vorhandenen freien Wasserstoff kann mit Ethylenoxid zu einem nicht ionischen Surfactanten kondensiert werden. Die Länge der Ethylenoxidkette des Kondensationsprodukts kann eingestellt werden, um die erwünschte Ausgewogenheit zwischen hydrophoben und hydrophilen Elementen (Hydrophiles-Lipophiles Gleichgewicht oder HLB) zu erreichen. Das HLB eines Surfactanten ist ein Ausdruck für das Gleichgewicht von Größe und Stärke zwischen den hydrophilen (Wasser liebenden oder polaren) und den lipophilen (Öl liebenden oder unpolaren) Gruppen des Surfactanten. Das für die vorliegende Erfindung verwendbare HLB von nicht ionischen Surfactanten, um Mikroemulsionen herzustellen, beträgt etwa 6 bis etwa 19, vorzugsweise etwa 9 bis etwa 18, und am stärksten bevorzugt etwa 10 bis etwa 16. Verwendbare nicht ionische Surfactanten schließen nicht (co)polymerisierbare nicht ionische Surfactanten, ethylenisch ungesättigte copolymerisierbare nicht ionische Surfactanten und Gemische davon ein.

1.a. Nicht (co)polymerisierbare nicht ionische Surfactanten

Besonders geeignete, nicht reaktive, nicht ionische Surfactanten umfassen Kondensationsprodukte eines höheren aliphatischen Alkohols, wie ein Fettalkohol, der etwa 8 bis etwa 20 Kohlenstoffatome in einer geraden oder verzweigten Kette enthält und mit etwa 3 bis etwa 100 Mol, vorzugsweise etwa 5 bis etwa 40 Mol, am stärksten bevorzugt etwa 5 bis etwa 20 Mol Ethylenoxid kondensiert wird, um das vorstehend definierte HLB zu erreichen. Beispiele für solche nicht ionischen ethoxylierten Fettalkoholsurfactanten sind die Tergitol™ 15-S Reihe von Union Carbide und die Brij™ Surfactanten von ICI. Tergitol™ 15-S Surfactanten schließen sekundärer C₁₁-C₁₅-Alkohol-Polyethylenglykolether ein. Brij™ 58 Surfactant ist Polyoxyethylen(20)cetylether und Brij™ 76 Surfactant ist Polyoxyethylen(10)stearylether.

Weitere geeignete, nicht reaktive, nicht ionische Surfactanten schließen Polyethylenoxidkondensate aus einem Mol Alkylphenol, das etwa 6 bis 12 Kohlenstoffatome in einer geraden oder verzweigten Kette enthält, mit etwa 3 bis etwa 100 Mol, vorzugsweise etwa 5 bis etwa 40 Mol, am stärksten bevorzugt etwa 5 bis etwa 20 Mol Ethylenoxid ein, um das vorstehend definierte HLB zu erreichen. Beispiele für nicht reaktive, nicht ionische Surfactanten sind die Igepal™ C0 und CA Reihen von Rhone-Poulenc. Igepal™ C0 Surfactanten schließen Nonylphenoxy-Poly(ethylenoxy)ethanole ein. Igepal™ CA Surfactanten schließen Octylphenoxy-Poly(ethylenoxy)ethanole ein.

Eine weitere Gruppe verwendbarer, nicht reaktiver, nicht ionischer Surfactanten schließen Blockcopolymere von Ethylenoxid und Propylenoxid oder Butylenoxid mit HLB- Werten von etwa 6 bis etwa 19, vorzugsweise etwa 9 bis etwa 18 und am stärksten bevorzugt etwa 10 bis etwa 16 ein. Beispiele für solche nicht ionischen Blockcopolymersurfactanten sind die Surfactanten der Pluronic™ und Tetronic™ Reihe von BASF. Pluronic™ Surfactanten schließen Ethylenoxid-Propylenoxid-Blockcopolymere ein. Tetronic™ Surfactanten schließen Ethylenoxid-Propylenoxid-Blockcopolymere ein.

Noch weitere, zufrieden stellende, nicht reaktive, nicht ionische Surfactanten schließen Sorbitanfettsäureester, Polyoxyethylensorbitanfettsäureester und Polyoxyethylenstearate mit HLBs von etwa 6 bis etwa 19, vorzugsweise etwa 9 bis etwa 18 und am stärksten bevorzugt etwa 10 bis etwa 16 ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Beispiele für solche nicht ionischen Fettsäureestersurfactanten sind die Span™, Tween™ und Myrj™ Surfactanten von ICI. Span™ Surfactanten schließen C₁₂-C₁₈-Sorbitanmonoester ein. Tween™ Surfactanten schließen Poly(ethylenoxid)-C₁₂-C₁₈-Sorbitanmonoester ein. Myrj™ Surfactanten schließen Poly(ethylenoxid)stearate ein.

1.b. Ethylenisch ungesättigte, copolymerisierbare, nicht ionische Surfactanten

Geeignete, nicht ionische Surfactanten zum Einbringen in die erfindungsgemäßen polymerisierbaren Mikroemulsionszusammensetzungen sind ethylenisch ungesättigte, copolymerisierbare, nicht ionische Surfactanten einschließlich, aber nicht begrenzt auf diejenigen der allgemeinen Formel:

R-O-(R'O)_m-(EO)_(n-1)CH₂CH₂OH

wobei:
R aus (etwa C₂ bis etwa C₁₈)-Alkenyl, Acrylyl, Acrylyl-(etwa C₁ bis etwa C₁₀)-alkyl, Methacrylyl, Methacrylyl-(etwa C₁ bis etwa C₁₀)-alkyl, Vinylphenyl und Vinylphenylen- (etwa C₁ bis etwa C₆)-alkyl gewählt wird;
R'O aus zweiwertigen Alkylenoxyresten, die von Epoxyverbindungen mit mehr als zwei Kohlenstoffatomen, vorzugsweise drei oder vier Kohlenstoffatomen, stammen, wie Propylenoxid, Butylenoxid usw., und Kombinationen davon gewählt wird;
E ein zweiwertiger Ethylenrest ist;
m für eine ganze Zahl von etwa 5 bis etwa 100 steht;
n für eine ganze Zahl von etwa 5 bis etwa 100 steht; wobei das Verhältnis von m zu n etwa 20 : 1 bis etwa 1 : 20 beträgt.

Es ist klar, dass die Veränderung des Verhältnisses von m zu n das HLB des polymerisierbaren Surfactanten verändert. Das für die vorliegende Erfindung erforderliche HLB des/der nicht ionischen Surfactanten beträgt etwa 6 bis etwa 19, vorzugsweise etwa 9 bis etwa 18 und am stärksten bevorzugt etwa 10 bis etwa 16. Beispiele für solche copolymerisierbaren, nicht ionischen Surfactanten sind die Alkylenpolyalkoxyethanolsurfactanten, die von PPG Industries unter den Handelsnamen "Mazon BSN" 185, 186 und 187 erhältlich sind. Mazon BSN™ Surfactanten schließen Alkylenpolyalkoxyethanol ein.

2. Anionische Surfactanten

Anionische Surfactanten umfassen normalerweise eine hydrophobe Einheit, ausgewählt aus (etwa C₆ bis etwa C₂₀)-Alkyl-, Alkylaryl- und Alkenylgruppen, und eine anionische Gruppe, ausgewählt aus Sulfat, Sulfonat, Phosphat, Polyoxyethylensulfat, Polyoxyethylensulfonat, Polyoxyethylenphosphat und den Alkalimetallsalzen, Ammoniumsalzen und tertiären Aminsalzen dieser anionischen Gruppen. Ein spezieller, ethylenisch ungesättigter, copolymerisierbarer Surfactant, der (etwa C₂ bis etwa C₁₈)-Alkenylpolyoxypropylen oder (etwa C₂ bis etwa C₁₈)-Polyoxybutylen als hydrophobe Einheit und eine anionische Gruppe von Polyoxyethylensulfat umfasst, ist auch in der vorliegenden Erfindung zur Herstellung der Mikroemulsionen verwendbar. Beispiele für zusätzliche anionische Surfactanten, die in der vorliegenden Erfindung verwendbar sind, werden nachstehend erläutert.

2.a. Nicht reaktive anionische Surfactanten

Nicht reaktive, anionische Surfactanten, die in der vorliegenden Erfindung verwendet werden können, schließen Alkyl- oder Alkylarylsulfate oder -sulfonate (etwa C₆ bis etwa C₂₀), wie Natriumlaurylsulfat (im Handel als Polystep™ B-3 von Stepan Co. erhältlich) und Natriumdodecylbenzolsulfonat (im Handel als Siponate™ DS-10 von Rhone-Poulenc erhältlich); Polyoxyethylen-(etwa C₆ bis etwa C₂₀)-alkyl- oder -alkylphenolethersulfate, wobei weniger als etwa 30 Einheiten, vorzugsweise weniger als etwa 20 Einheiten, am stärksten bevorzugt weniger als etwa 15 Einheiten der sich wiederholenden Ethylenoxideinheit im Surfactanten vorliegen, wie Polystep™ B-1, im Handel von Stepan Co. erhältlich, und Alipal™ EP 110 und 115 von Rhone-Poulenc; (etwa C₆ bis etwa C₂₀)-Alkyl- oder -alkylphenoxypoly(ethylenoxy)ethylmonoester und -diester der Phosphorsäure und deren Salze, wobei weniger als etwa 30 Einheiten, vorzugsweise weniger als etwa 20 Einheiten, am stärksten bevorzugt weniger als etwa 15 Einheiten der sich wiederholenden Ethylenoxideinheit im Surfactanten vorliegen, wie Gafac™ PE-510 und Gafac™ RE-610 von GAF, ein, sind aber nicht darauf begrenzt.

2.b. Ethylenisch ungesättigte, copolymerisierbare, anionische Surfactanten

Geeignete anionische Surfactanten zur Einarbeitung in die Mikroemulsionszusammensetzungen schließen ethylenisch ungesättigte, copolymerisierbare Surfactanten der Formel ein, sind aber nicht darauf begrenzt:

R-O-(R'O)_m-(EO)(_n-1)CH₂CH₂X

wobei:
R aus (etwa C₂ bis etwa C₁₃)-Alkenyl, Acrylyl, Acrylyl-(etwa C₁ bis etwa C₁₀)-alkyl, Methacrylyl, Methacrylyl-(etwa C₁ bis etwa C₁₀)-alkyl, Vinylphenyl und Vinylphenylen- (etwa C₁ bis etwa C₆)-alkyl gewählt wird;
R'O aus zweiwertigen Alkylenoxyresten, die von Epoxyverbindungen mit mehr als zwei Kohlenstoffatomen, vorzugsweise drei oder vier Kohlenstoffatomen, stammen, wie Propylenoxid und Butylenoxid, und Gemischen dieser Alkylenoxyreste gewählt wird;
E ein zweiwertiger Ethylenrest ist;
m für eine ganze Zahl von etwa 5 bis etwa 100 steht;
n für eine ganze Zahl von etwa 5 bis etwa 100 steht; wobei das Verhältnis von m zu n etwa 20 : 1 bis etwa 1 : 20 beträgt.

Es ist klar, dass die Veränderung des Verhältnisses von m zu n das HLB des polymerisierbaren Surfactanten verändert. Das erforderliche HLB für die erfindungsgemäßen, anionischen copolymerisierbaren Surfactanten ohne den Rest X beträgt etwa 3 bis etwa 16. X ist eine anionische Gruppe, ausgewählt aus Sulfonat, Sulfat, Phosphat und Alkalimetallsalzen oder Ammoniumsalzen oder tertiären Aminsalzen dieser anionischen Gruppen. Ein Beispiel für einen solchen copolymerisierbaren, anionischen Surfactanten ist Mazon™ SAM 211 von PPG Industries, Inc.

3. Kationische Surfactanten

Kationische Surfactanten, die in der vorliegenden Erfindung verwendbar sind, schließen quaternäre Ammoniumsalze, bei denen wenigstens ein Rest mit höherem Molekulargewicht und zwei oder drei Reste mit kleinerem Molekulargewicht an ein gemeinsames Stickstoffatom gebunden sind, so dass ein Kation entsteht, und bei denen das elektrisch ausgleichende Anion aus einem Halogenid (Bromid, Chlorid usw.), Acetat, Nitrit und Niederalkosulfat (Methosulfat usw.) gewählt ist, ein, sind aber nicht darauf begrenzt. Der/Die Substituent(en) mit höherem Molekulargewicht am Stickstoff ist/sind oft (ein) höhere(r) Alkylrest(e) mit etwa 10 bis etwa 20 Kohlenstoffatomen und die Substituenten mit kleinerem Molekulargewicht können Niederalkylreste mit etwa 1 bis etwa 4 Kohlenstoffatomen sein, wie Methyl oder Ethyl, die in einigen Fällen z. B. mit Hydroxy substituiert sein können. Ein oder mehrere Substituenten können eine Aryleinheit einschließen oder können gegen ein Aryl, wie Benzyl oder Phenyl, ausgetauscht sein. Unter den möglichen Substituenten mit kleinerem Molekulargewicht sind auch Niederalkyle mit etwa 1 bis etwa 4 Kohlenstoffatomen, wie Methyl und Ethyl, die mit kleineren Polyalkoxyeinheiten substituiert sind, wie Polyoxyethyleneinheiten, die eine Hydroxylendgruppe tragen und der allgemeinen Formel entsprechen:

-R(CH₂CH₂O)_(n-1)CH₂CH₂OH

wobei R ein zweiwertiger C₁- bis C₄-Alkylrest ist, der an den Stickstoff gebunden ist, und n für eine ganze Zahl von etwa 1 bis etwa 15 steht. In einer anderen Ausführungsform können eine oder zwei dieser kleineren Polyalkoxyeinheiten mit terminalen Hydroxylgruppen direkt an den quaternären Stickstoff gebunden sein, anstatt daran über den zuvor erwähnten Niederalkylrest gebunden zu sein. Beispiele für verwendbare quaternäre Ammoniumhalogenidsurfactanten zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung schließen Methyl-bis(2-hydroxyethyl)coco-ammoniumchlorid oder -oleyl-ammoniumchlorid, (Ethoquad™ C/12 bzw. O/12) und Methylpolyoxyethylen(15)-octadecylammoniumchlorid (Ethoquad™ 18/25) von Akzo Chemical Inc ein, sind aber nicht darauf begrenzt.

IV. Verdickungsmittel

Die Verdickungsmittel, die in der vorliegenden Erfindung verwendbar sind, schließen hydrophile Polymere ein, die zum Teil oder vollständig aus Acrylsäuremonomer erzeugt wurden. Homopolymere von Acrylsäure werden im Allgemeinen als bevorzugt angesehen, auch wenn hydrophile Copolymere von Acrylsäure, vorzugsweise diejenigen, die wenigstens etwa 20% und vorzugsweise wenigstens 80% Acrylsäurereste enthalten, auch als verwendbar angesehen werden. Das Molekulargewicht der Verdickungsmittel kann zwischen etwa 200 000 und 800 000 liegen, wobei 400 000 bis 700 000 als bevorzugt angesehen wird.

Biomedizinische Elektroden

Biomedizinische Elektroden, die erfindungsgemäße polymerisierte Mikroemulsions- PSA's mit darin enthaltenem Elektrolyt einsetzen, sind für diagnostische (einschließlich Überwachung) und therapeutische Zwecke verwendbar. In ihrer einfachsten Form umfasst eine biomedizinische Elektrode ein leitendes Medium, das in Kontakt mit Säugerhaut steht, und Mittel zur elektrischen Verbindung, die zwischen dem leitenden Medium und der elektrischen diagnostischen, therapeutischen oder elektrochirurgischen Ausrüstung wechselwirken.

Die Fig. 1 und 2 zeigen entweder eine diagnostische elektrokardiograme (EKG) oder eine transkutane elektrische Nervenstimulations (TENS)-Einwegelektrode 10 auf einem Trennmedium 12. Die Elektrode 10 schließt ein Feld 14 aus einem biokompatiblen und klebenden leitenden Medium ein, um mit der Säugerhaut eines Patienten nach dem Entfernen des schützenden Trennmediums 12 in Kontakt zu treten. Die Elektrode 10 schließt Mittel zur elektrischen Verbindung 16 ein, umfassend ein Leiterteil mit einem leitenden Schnittstellenteil 18, der mit Feld 14 des leitenden Mediums in Kontakt steht, und einem Laschenteil 20, der sich zwecks mechanischem und elektrischem Kontakt mit elektrischen Instrumenten (nicht gezeigt) über das Feld 14 des leitenden Mediums hinaus erstreckt. Das Mittel 16 zur elektrischen Verbindung schließt eine leitende Schicht 26 ein, die auf wenigstens die Seite 22 aufgetragen ist, die mit Feld 14 des leitenden Mediums in Kontakt steht.

Es ist vorgesehen, dass ein typisches Leiterteil 16 ein Band aus Material mit einer Dicke von etwa 0,05 bis 0,2 mm umfasst, wie Polyesterfilm, und eine Beschichtung 26 auf Seite 22 aus Silber/Silberchlorid von etwa 2,5 bis 12 µm und vorzugsweise etwa 5 µm Dicke darauf trägt. Derzeit werden für Leiterteil 16 Polyesterfilme bevorzugt, die im Handel als "Scotchpar" von 3M Company, St. Paul, MN, erhältlich oder im Handel als "Melinex" 505- 300, 329 oder 339 Film von ICI Americas, Hopewell, VA, erhältlich oder im Handel als "Mellinex" 505-300, 329 oder 339 Film von ICI Americas, Hopewell, VA, erhältlich sind, beschichtet mit einer Silber/Silberchloridfarbe, die im Handel als "R-300" Druckfarbe von Ercon, Inc., Waltham, MA, erhältlich ist. Ein TENS-Leiterteil 16 kann aus Vlies hergestellt sein, wie ein Vlies aus Polyester/Cellulosefasern, das im Handel als "Manniweb"-Vlies von Lydall, Inc., Troy, NY, erhältlich ist und eine Kohlenstofffarbschicht 26, die im Handel als "SS24363"-Druckfarbe von Acheson Colloids Company, Port Huron, Mich., erhältlich ist, auf seiner Seite 22 trägt. Um den mechanischen Kontakt zwischen einer Elektrodenklammer (nicht gezeigt) und Leiterteil 16 zu verbessern, kann ein mit Klebstoff verstärktes Polyethylenband auf dem Laschenteil 20 auf der Seite angebracht sein, die der Seite 22 mit der leitenden Beschichtung 26 gegenüber liegt. Zu diesem Zweck kann ein chirurgisches Band eingesetzt werden, das im Handel von 3M Company als "Blenderm" erhältlich ist.

In einer anderen Ausführungsform kann das Leiterteil ein mehrschichtiger Aufbau aus nicht leitendem, flexiblem Polymerfilm mit einer mit Schwefel reaktiven Oberfläche, einer darauf abgeschiedenen und mit der Oberfläche wechselwirkenden metallischen Schicht und einer optionalen Metallhalogenidschicht gemäß der Offenbarung von US-Patent Nr. 5,506,059 sein, dessen Offenbarung durch die Bezugnahme hier eingeschlossen ist. Das leitende Schnittstellenteil 18 von Bauteil 16 umfasst eine metallische Schicht, die auf einer mit Schwefel reaktiven Oberfläche auf wenigstens der Seite des Polymerfilmsubstrats abgeschieden ist, die auf Feld 14 des polymerisierten Mikroemulsions-PSA hin zeigt, und die optionale Metallhalogenidschicht, die auf der metallischen Schicht aufgetragen ist und mit Feld 14 in Kontakt steht. Da für den mechanischen und elektrischen Kontakt mit elektrischer Ausrüstung keine Depolarisation notwendig ist, muss sich die optionale Metallhalogenidschicht nicht auf den Laschenteil 20 erstrecken.

In einer anderen Ausführungsform kann Leiterteil 16 ein mehrschichtiger Aufbau aus einem nicht leitenden, flexiblen Polymerfilm, einer elektrisch leitenden Schicht und einer dünnen, anpassungsfähigen depolarisierenden Schicht aus einem anorganischen Oxid, vorzugsweise Mangandioxid, sein. In einer anderen Ausführungsform ist Leiterteil 16 ein mehrschichtiger Filmaufbau mit vermischten elektrisch leitenden und depolarisierenden Schichten. Beide alternativen Ausführungsformen können gemäß der Offenbarung von US-Patent Nr. 5,505,200 aufgebaut werden, dessen Offenbarung durch die Bezugnahme hier eingeschlossen ist. Der leitende Schnittstellenteil des Bauteils umfasst eine elektrisch leitende Schicht, die auf wenigstens die Seite des Polymerfilms aufgetragen ist, die auf Feld 14 des polymerisierten Mikroemulsions-PSA hin zeigt, und die dünne, depolarisierende Schicht, die auf die elektrisch leitende Schicht aufgetragen ist und mit Feld 14 in Kontakt steht. Da für den mechanischen und elektrischen Kontakt mit elektrischer Ausrüstung keine Depolarisation notwendig ist, muss sich die depolarisierende Schicht nicht auf den Laschenteil 20 erstrecken.

Nicht begrenzende Beispiele für biomedizinische Elektroden, die erfindungsgemäße, polymerisierte Mikroemulsions-PSA's entweder als leitende oder nicht leitende Klebstofffelder einsetzen können, schließen Elektroden ein, die in den US-Pat. Nrn. 4,524,087; 4,539,996; 4,554,924; 4,848,353 (alle von Engel); 4,846,185 (Carim); 4,771,713 (Roberts); 4,715,382 (Strand); 5,012,810 (Strand et al.); und 5,133,356 (Bryan et al.) offenbart werden, deren Offenbarungen hier durch die Bezugnahme eingeschlossen sind.

Bei denjenigen Elektroden, die auch Randflächen aus nicht leitendem, biokompatiblem Haftkleber einsetzen, werden diese Randflächen bei der Verwendung der erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA's optional. Wünschenswerterweise können diese Randflächen eliminiert werden, da sie nicht mehr notwendig sind.

In einigen Fällen kann das Mittel zur elektrischen Verbindung eine elektrisch leitende Lasche sein, die sich von der Peripherie der biomedizinischen Elektroden erstreckt, wie in US-Pat. Nr. 4,848,353 zu sehen, oder kann ein Leiterteil sein, das sich durch einen Schlitz oder eine Naht in einem isolierenden Trägerteil erstreckt, wie in US-Pat. Nr. 5,012,810 zu sehen. Ansonsten kann das Mittel zur elektrischen Verbindung ein Verbinder vom Ösen- oder einem anderen Hakentyp sein, wie in US-Pat. Nr. 4,846,185 offenbart. Ferner kann das Mittel zur elektrischen Verbindung ein Zuleitungsdraht sein, wie in US-Pat. Nr. 4,771,783 zu sehen. Unabhängig vom eingesetzten Typ des Mittels zur elektrischen Verbindung kann ein erfindungsgemäßer, polymerisierter Mikroemulsions-PSA, der einen Elektrolyten enthält, als Feld aus leitendem Klebstoff auf einer biomedizinischen Elektrode für diagnostische (einschließlich Überwachung), therapeutische oder elektrochirurgische Zwecke angebracht sein.

Ein weiterer diagnostischer Verfahrenstyp, der eine erfindungsgemäße biomedizinische Elektrode einsetzen kann, ist die längerfristige Überwachung der elektrischen Wellenmuster des Herzens eines Patienten, um abnorme Muster aufzuspüren. Ein bevorzugter Aufbau einer biomedizinischen Elektrode wird im US-Pat. Nr. 5,012,810 (Strand et al.) offenbart, das durch die Bezugnahme eingeschlossen ist. Der erfindungsgemäße polymerisierte Mikroemulsions-PSA kann als das ionisch leitende Medium in jeder der dort gezeigten Ausführungsformen eingesetzt werden. Vorzugsweise wird der erfindungsgemäße polymerisierte Mikroemulsions-PSA als das Feld aus leitendem Klebstoff in der biomedizinischen Elektrode der Ausführungsform verwendet, die in den Fig. 2, 3 und 4 in US-Pat. Nr. 5,012,810 gezeigt wird.

Die Fig. 3 und 4 entsprechen im Wesentlichen den Fig. 2 bzw. 3 von US-Pat. Nr. 5,012,810. Die Elektrode 40 schließt einen Isolatoraufbau 41 und ein Leiterteil 42 ein. Der Isolatoraufbau 41 schließt erste und zweite Abschnitte 44 und 45 ein, die zusammen die Gegenseiten 46 und 47 des Isolatoraufbaus 41 definieren. Wie in Fig. 3 zu sehen, schließt jeder Abschnitt 44 und 45 einen länglichen Kantenanteil 50 bzw. 51 ein. Die Kantenanteile 50 und 51 schließen jeweils einen Randteil 52 bzw. 53 ein, der einen peripheren Anteil jedes Abschnitts 44 bzw. 45 umfasst und sich entlang der Kanten 50 bzw. 51 erstreckt. So sind die Abschnitte 44 und 45 ausgerichtet, dass sie sich im Wesentlichen parallel zu einander erstrecken, wobei die Kantenanteile 50 und 51 einander so überlappen, dass die Randteile 52 und 53 überlappen. Es entsteht eine Naht 60 zwischen den Kantenanteilen 50 und 51. "Im Wesentlichen parallel" bedeutet nicht, dass die Abschnitte 44 und 45 notwendigerweise exakt parallel sind. Sie können beispielsweise auf Grund der Dicke des Leiterteils 42 nicht exakt coplanar ausgerichtet sein.

Das Leiterteil 42 gleicht im Wesentlichen dem vorstehend beschriebenen, biomedizinischen elektrischen Leiter 16, es hat einen Laschenteil 61, der dem vorstehend beschriebenen Laschenteil 20 entspricht, und einen Kissenteil 62, der dem vorstehend beschriebenen leitenden Schnittstellenteil 18 entspricht. Wie das biomedizinische elektrische Leiterteil 16 kann das Leiterteil 42 jede der vorstehend offenbarten Ausführungsformen sein. In dieser Ausführungsform ist das Leiterteil 42 ein mehrschichtiger Aufbau aus einem nicht leitenden, flexiblen organischen Polymersubstrat 63 mit einer Organoschwefeloberfläche 64, einer damit verklebten metallischen Schicht 65 und gegebenenfalls einer Metallhalogenidschicht 66, der gemäß der Offenbarung im vorstehend beschriebenen US-Patent Nr. 5,506,059 hergestellt wurde.

Das Kissenteil 62 von Bauteil 42 umfasst den Anteil des Metallfilms, der auf Feld 70 des leitenden Klebstoffs hin zeigt, gegebenenfalls mit Metallhalogenidschicht 66 in Kontakt mit Feld 70. Da für den mechanischen und elektrischen Kontakt mit elektrischer Ausrüstung keine Depolarisation notwendig ist, muss sich die Metallhalogenidschicht 66 nicht auf den Laschenteil 61 erstrecken. Gegebenenfalls kann ein mit Klebstoff verstärktes Polyethylenband auf den Laschenteil 61 in der gleichen Weise wie bei den Ausführungsformen der Fig. 1 und 2 aufgetragen werden, um den mechanischen Kontakt zu verbessern.

Im Allgemeinen ist die Elektrode 40 so aufgebaut, dass Laschenteil 61 von Leiterteil 42 durch Naht 60 hindurch und über einen Teil der Oberfläche oder Seite 46 vorsteht. Als Folge davon befindet sich, wie in den Fig. 3 und 4 zu sehen, der Kissenteil 62 von Leiterteil 42 auf einer Seite 47 des Isolatoraufbaus 41 und befindet sich der Laschenteil 61 von Leiterteil 42 auf der Gegenseite 46 des Isolatoraufbaus 41. Es ist klar, dass, ausgenommen wo Laschenteil 61 sich durch Naht 60 erstreckt, die Naht mittels eines Klebstoffs oder dergleichen versiegelt sein kann.

Wie in Fig. 4 zu sehen, ist die untere Oberfläche 68 von Laschenteil 61 mittels Doppelklebeband 69 in Position mit Abschnitt 45 verklebt gezeigt. Das heißt, die Verklebung in Fig. 1 zwischen dem Laschenteil 61 und Abschnitt 45 erfolgt mittels Klebstoff 69 unterhalb des Laschenteils 61 und nicht oben, wie in Fig. 4 gezeigt.

In Fig. 4 wird ein Feld 70 aus leitendem Klebstoff aus erfindungsgemäßem, polymerisiertem Mikroemulsions-PSA gezeigt, das sich im Allgemeinen unterhalb des Leiterteils 42 befindet. Gegebenenfalls ist Feld 70 aus leitendem Klebstoff von Feld 71 aus biokompatiblem Hautklebstoff umgeben, der auch auf Isolatoraufbau 41 aufgetragen wurde, wobei dessen Seite den Kissenteil 62 darauf trägt. Jedoch kann wegen der hydrophoben Haftklebermasseeigenschaften des erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA das Feld 71 eliminiert werden oder kann auch der erfindungsgemäße, polymerisierte Mikroemulsions- PSA sein.

In Fig. 4 ist eine Schicht aus Trennmedium 75 gezeigt, die gegen diejenige Seite der Elektrode 40 positioniert ist, die darauf den optionalen Hautklebstoff 71, leitenden Klebstoff 70 und Kissenteil 62 trägt. Gegebenenfalls kann, wie in Fig. 4 gezeigt, ein Abstandshalter 76 oder Lasche 76 zwischen Trennmedium 75 und einem Teil von Isolatoraufbau 41 angebracht sein, um die Trennung zu erleichtern.

Eine Vielzahl von Trennmedien 75 kann verwendet werden, beispielsweise ein Trennmedium, umfassend ein Polymer, wie ein Polyester- oder Polypropylenmaterial, beschichtet mit einer Trennbeschichtung vom Silikontyp, das sich leicht vom Hautklebstoff und vom leitenden Klebstoff trennen lässt.

Eine Vielzahl von Materialien kann verwendet werden, um die Abschnitte 44 und 45 des Isolatoraufbaus 41 zu erzeugen. Im Allgemeinen wird ein flexibles Material bevorzugt, das für den Anwender bequem und verhältnismäßig fest und dünn ist. Bevorzugte Materialien sind Polymerschäume, insbesondere Polyethylenschäume, Vlieskissen, insbesondere Polyestervliese, verschiedene Papiertypen und transparente Filme. Nicht begrenzende Beispiele für transparente Filme schließen Polyesterfilm, wie ein Polyesterfilm, der im Handel als "Melinex" Polyesterfilm von ICI Americas, Hopewell, VA, mit einer Dicke von 0,05 mm erhältlich ist, und ein chirurgisches Band ein, das im Handel von 3M Company als "Transpore" nicht geprägtes Band erhältlich ist.

Die am stärksten bevorzugten Materialien sind Vlieskissen aus schmelzgeblasener Polyurethanfaser, die außergewöhnliche Flexibilität, Streckrückformung und Atmungsaktivität zeigen. Schmelzgeblasene Polyurethanmaterialien, die für den Isolatoraufbau 41 in erfindungsgemäßen Elektroden verwendbar sind, werden allgemein in der europäischen Patentveröffentlichung 0 341 875 (Meyer), die US-Pat. Nr. 5,230,701 (Meyer et al.) entspricht, beschrieben, die hier durch die Bezugnahme eingeschlossen ist.

Gegebenenfalls weist der Isolatoraufbau einen Hautklebstoff auf seiner Oberfläche auf, die mit dem Rest der Elektrode 40 in Kontakt steht.

Bevorzugte Bahnmaterialien (schmelzgeblasene Polyurethane) zur Verwendung in Isolatoraufbau 41 besitzen ein Bahngrundgewicht von etwa 60 bis 140 g/m² (vorzugsweise etwa 120 g/m²). Diese Materialien haben eine angemessene Zugfestigkeit und Wasserdampfdurchlässigkeit. Die bevorzugte Wasserdampfdurchlässigkeit beträgt etwa 500 bis 3000 g Wasser/m²/24 Stunden (vorzugsweise 500 bis 1500 g Wasser/m²/24 Stunden), wenn gemäß ASTM E96-80 bei 21°C und 50% relativer Luftfeuchtigkeit getestet wird. Ein Vorteil dieser Materialien ist, dass daraus erzeugte Bahnen hergestellt werden können, die gute Elastizität und Streckrückformung zeigen. Dies bedeutet, dass sich die Elektrode in allen Richtungen mit der Bewegung des Objektes strecken kann, ohne dass die Elektrode ihre Integrität verliert und/oder die Abdichtung versagt, die vom Hautklebstoff bereit gestellt wird. Material mit einer Streckrückformung von wenigstens etwa 85% in allen Richtungen nach einer Streckung um 50% wird bevorzugt.

Es ist klar, dass für die hier offenbarte biomedizinische Elektrode eine Vielzahl von Abmessungen angewendet werden können. Im Allgemeinen ist ein Isolatoraufbau von etwa 3,5 bis 4,5 cm auf 5,5 bis 10 cm recht geeignet für typische vorgesehene Anwendungen. Eine Dicke von etwa 200 bis 600 mm sorgt in typischen Anwendungen für angemessene Festigkeit und ein erwünschtes niedriges Relief oder Profil.

Es ist auch klar, dass eine Vielzahl von Materialien als Hautklebstoff verwendet werden kann, wenn der polymerisierte Mikroemulsions-PSA nicht eingesetzt wird oder wenn das Feld 71 nicht eliminiert wird. Typischerweise werden Acrylatesterklebstoffe bevorzugt. Acrylatestercopolymerklebstoffe werden besonders bevorzugt. Dieses Material wird allgemein in den US-Pat. Nrn. 2,973,826; Re 24,906; Re 33,353; 3,389,827; 4,112,213; 4,310,509; 4,323,557; 4,732,808; 4,917,928; 4,917,929; und der europäischen Patentveröffentlichung 0 051 935 beschrieben, die alle hier durch die Bezugnahme eingeschlossen sind.

Insbesondere wird derzeit ein Klebstoffcopolymer mit etwa 95 bis etwa 97 Gew.-% Isooctylacrylat und etwa 5 bis etwa 3% Acrylamid und einer inhärenten Viskosität von 1,1 bis 1,25 dl/g bevorzugt.

Als Klebstoff 69 verwendbarer Klebstoff kann jeder der vorstehend beschriebenen Acrylatesterklebstoffe in Form eines Doppelklebebandes sein. Der derzeit bevorzugte Klebstoff ist der gleiche Klebstoff, wie der derzeit für den Hautklebstoff bevorzugte, ausgenommen dass er eine inhärente Viskosität von etwa 1,3 bis 1,45 dl/g aufweist.

Für das Feld 70 aus leitendem Klebstoff werden leitende Klebstoffe, wie diejenigen bevorzugt, die vorstehend als für Feld 14 aus leitendem Medium verwendbar beschrieben wurden.

Es ist klar, dass die Abmessungen der verschiedenen Schichten und ihre Anordnung während des Aufbaus in Fig. 4 etwas übertrieben gezeigt sind, um das Verständnis des Aufbaus zu erleichtern. Im Allgemeinen ergibt die Anordnung trotz des mehrschichtigen Aufbaus von Bauteil 42 ein insgesamt im Wesentlichen ebenes Erscheinungsbild mit lediglich einer sehr geringen "s"-artigen Biegung im Leiterteil 42.

Ein weiterer Aufbau einer biomedizinischen Elektrode ist in Fig. 9 im Querschnitt gezeigt. Die Elektrode 80 weist einen nicht leitenden Träger 82 mit einer Öffnung 83 auf, die von Haken 84 bedeckt ist, durch den Stift oder Öse 85 vorsteht. Der Haken 84 ist an Öse 85 fest gemacht, so dass für einen Punkt der elektrischen Verbindung zu elektrischen Instrumenten gesorgt wird. Ein Feld 86 aus erfindungsgemäßem polymerisiertem Mikroemulsions- PSA bedeckt Öse 84 und Träger 82. Vor der Verwendung schützt ein Trennmedium 88 das PSA-Feld 86. Der Träger 82 kann aus dem gleichen oder ähnlichen Materialien wie der Isolatoraufbau 41 hergestellt werden. Die Öse 85 kann eine mit Metall plattierte Kunststofföse sein (wie eine ABS-Kunststofföse, die mit Silber plattiert und chloriert ist und im Handel von Micron Products, Fitchburg, MA erhältlich ist). Der Haken 84 kann ein metallischer Haken sein (wie Edelstahlöse Nr. 304, im Handel von Eyelets for Industry, Thomason, CT, erhältlich). Die Elektrode 80 wird besonders bevorzugt, da der erfindungsgemäße, polymerisierte Mikroemulsions-PSA sowohl als biokompatibler Hautklebstoff als auch als ionisch leitendes Medium in der Elektrode 80 dienen kann. Im Vergleich damit ist eine Überwachungselektrode, die eine Umrandung aus biokompatiblem Hautklebstoff erfordert, um ein nicht klebendes, aber ionisch leitendes Gelkissen zu umgeben, wie eine Elektrode der Marke Red Dot™, die im Handel von 3M Company erhältlich ist, ein komplizierterer Aufbau.

Weitere Beispiele für biomedizinische Elektroden, die die vorliegende Erfindung als leitenden Klebstoff einsetzen können, schließen Elektroden ein, die in den US-Pat. Nrn. 4,527,087; 4,539,996; 4,554,924; 4,848,353 (alle von Engel); 4,846,185 (Carim); 4,771,713 (Roberts); 4,715,382 (Strand); 5,133,356 (Bryan et al.) offenbart werden, deren Offenbarungen hier durch die Bezugnahme eingeschlossen sind. Herstellungsverfahren für diese Elektroden werden in diesen Patenten offenbart, ausgenommen dass das Feld aus leitendem Klebstoff und gegebenenfalls auch das Feld aus Hautklebstoff, die in diesen Patenten offenbart werde, durch den erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA ersetzt werden kann. Unter diesen verschiedenen Elektrodenaufbauten wird ein Elektrodenaufbau besonders bevorzugt, der in den Fig. 4 und 5 von US-Pat. Nr. 4,848,353 (Engel) gezeigt wird, bei dem der elektrisch leitende Klebstoff 36 durch den erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA ersetzt wird und bei dem der biokompatible PSA 32 gegebenenfalls eliminiert oder gegebenenfalls durch den erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA ersetzt wird.

Zur Verwendung bei diagnostischen EKG-Verfahren werden die Elektroden bevorzugt, die in den Fig. 1 und 2 gezeigt werden, oder die Elektroden, die in US-Pat. Nr. 4,539,996 gezeigt werden. Zur Verwendung bei Überwachungselektrokardiogramm- (EKG) Verfahren werden die Elektroden bevorzugt, die in den Fig. 3 und 4 gezeigt werden, und diejenigen, die in den US-Patent Nrn. 4,539,996, 4,848,353, 5,012,810 und 5,133,356 offenbart werden.

In einigen Fällen kann das Mittel zur elektrischen Verbindung eine elektrisch leitende Lasche sein, die sich von der Peripherie der biomedizinischen Elektroden erstreckt, wie in US-Pat. Nr. 4,848,353 zu sehen, oder kann ein Leiterteil sein, das sich durch einen Schlitz oder eine Naht in einem isolierenden Trägerteil erstreckt, wie in US-Pat. Nr. 5,012,810 zu sehen. Ansonsten kann das Mittel zur elektrischen Verbindung ein Verbinder vom Ösen- oder einem anderen Hakentyp sein, wie in US-Pat. Nr. 4,846,185 offenbart. In einer anderen Ausführungsform kann eine elektrisch leitende Lasche, wie in US-Pat. Nr. 5,012,810 zu sehen, einen daran fest gemachten Verbinder vom Ösen- oder anderen Hakentyp aufweisen.

Medizinische Hautabdeckungen

Medizinische Hautabdeckungen, die erfindungsgemäße, polymerisierte Mikroemulsions-PSA's gegebenenfalls mit darin enthaltenen antimikrobiellen und anderen biologischen Wirkstoffen einsetzen, sind zur Behandlung von Säugerhaut oder Säugerhautöffnungen vorzugsweise gegen die Möglichkeit von Infektionen und auch zum Durchlassen von Wasserdampf und Exsudat von der Haut verwendbar.

Fig. 6 zeigt eine Querschnittsansicht einer medizinischen Hautabdeckung 90 mit einem Trägermaterial 92, einer Schicht 94 aus erfindungsgemäßem, polymerisiertem Mikroemulsions-PSA, die auf Trägermaterial 92 aufgetragen wurde und bis zur Verwendung von einem Trennmedium 96 geschützt wird. Vorzugsweise ist das antimikrobielle Mittel 98 in Schicht 94 enthalten, indem antimikrobielles Mittel 98 vor dem Auftragen auf Trägermaterial 92 zugegeben wird. In einer anderen Ausführungsform kann Schicht 94 als Dichtmittel gemäß US-Pat. Nr. 4,931,282 (Asmus et al.) verwendet werden, dessen Offenbarung durch die Bezugnahme hierin eingeschlossen ist.

Zur Verwendung wird das Trennmedium 96 entfernt und die Schicht 94 aus polymerisiertem Mikroemulsions-PSA kann auf die Haut des Patienten als Teil eines medizinischen Bandes, eines Wundverbands, einer Bandage von allgemeiner medizinischer Anwendbarkeit oder einer anderen medizinischen Vorrichtung mit Wasserdampf absorbierenden Eigenschaften aufgebracht werden.

Die Klebstoffschicht 94 kann auf eine Schicht aus Trägermaterial 92, ausgewählt aus Trägermaterialien mit hoher Wasserdampfdurchlässigkeit, zur Verwendung als medizinische Bänder, Verbände, Bandagen und dergleichen aufgetragen werden. Geeignete Trägermaterialien schließen die in den U. S. Pat. Nrn. 3,645,835 und 4,595,001 offenbarten ein, deren Offenbarungen hier durch die Bezugnahme eingeschlossen sind. Weitere Beispiele für eine Vielzahl von Filmen, die im Handel als extrudierbare Polymere erhältlich sind, schließen Polyesterelastomere der Marken "Hytrel™ 4056" und "Hytrel™ 3548", erhältlich von E. I. DuPont de Nemours and Company, Wilmington, DE, Polyurethane der Marke "Estane", erhältlich von B. F. Goodrich, Cleveland, OH, oder Polyurethane der Marke "Q-thane", erhältlich von K. J. Quinn & Co., Maiden, MA, ein.

Die Schicht 94 aus polymerisiertem Mikroemulsions-PSA kann vereint mit einer Schicht 92 aus geeignetem Trägermaterial als Verband verwendet werden.

Erfindungsgemäße, polymerisierte Mikroemulsions-PSA's besitzen ausgezeichnete Wasserdampfdurchlässigkeitseigenschaften. Die Wasserdampfdurchlässigkeiten der Klebstoffschicht 94 nähern sich (d. h. innerhalb von 80%) der Wasserdampfdurchlässigkeit von Trägerschicht 92 an und überschreiten sie manchmal, so dass Wasserdampf und Körperexsudat leicht von der Säugerhaut weg transportiert werden.

Erfindungsgemäße, polymerisierte Mikroemulsions-PSAs können als diskrete Gelteilchen verwendet werden, die in einer kontinuierlichen Haftklebermatrix dispergiert sind, wodurch ein zweiphasiger Verbund erzeugt wird, der in medizinischen Anwendungen verwendbar ist, wie in US-Pat. Nr. 5,270,358 beschrieben, dessen Offenbarung durch die Bezugnahme hier eingeschlossen ist.

Die Klebstoffschicht 94 kann auf die Trägerschicht 92 mit einer Vielzahl von Verfahren aufgetragen werden, einschließlich direkte Beschichtung, Laminieren und Heißlaminieren. Das Trennmedium 96 kann danach mittels direkter Beschichtung, Laminieren und Heißlaminieren aufgetragen werden.

Die Verfahren des Laminierens und Heißlaminierens bringen die Anwendung von Druck bzw. Wärme und Druck auf die Klebstoffschicht 94 zur Trägermaterialschicht 92 mit sich. Die Temperatur beim Heißlaminieren liegt im Bereich von etwa 50°C bis etwa 250°C und die sowohl bei Laminieren als auch Heißlaminieren angewendeten Drücke liegen im Bereich von 0,1 kg/cm² bis etwa 50 kg/cm².

Pharmazeutische Abgabevorrichtungen

Pharmazeutische Abgabevorrichtungen, die erfindungsgemäße, hydrophile Haftkleber gegebenenfalls mit darin enthaltenem topischen, transdermalen oder iontophoretischen Therapeutikum und Excipienten, Lösungsmitteln oder Penetrationsverstärkungsmitteln einsetzen, sind zur Abgabe von Pharmazeutika oder anderen Wirkstoffen an oder durch Säugerhaut verwendbar.

Fig. 7 zeigt eine Querschnittsansicht einer transdermalen oder topischen Arzneiabgabevorrichtung 100 mit einer Trägerschicht 102, einer den erfindungsgemäßen, polymerisierten Mikroemulsions-PSA enthaltenden Schicht 104, die darauf aufgetragen und von einem Trennmedium 106 geschützt wird. Weitere Schichten können zwischen Schicht 102 und Schicht 104 vorliegen, um Pharmazeutika oder weitere Therapeutika aufzunehmen. Ansonsten sind, wie in Fig. 7 gezeigt, Pharmazeutika und andere Mittel 108 in Klebstoffschicht 104dispergiert.

Die Trägerschicht 102 kann jedes Trägermaterial sein, das dem Fachmann bekannt und für Arzneiabgabevorrichtungen verwendbar ist. Nicht begrenzende Beispiele für solche Trägermaterialien sind Polyethylen, Ethylen-Vinylacetat-Copolymer, Polyethylen-Aluminium- Polyethylen-Verbundstoffe und Träger der Marke ScotchPak™, im Handel von 3M Company erhältlich.

Das Trennmedium 106 kann jedes, dem Fachmann bekannte Trennmediummaterial sein. Nicht begrenzende Beispiele für solche im Handel erhältliche Trennmedien schließen silikonierte Polyethylenterephthalatfilme, die im Handel von H. P. Smith Co. erhältlich sind, und mit Fluorpolymer beschichtete Polyesterfilme ein, die im Handel von 3M unter der Marke ScotchPak™ Trennmedien erhältlich sind.

Das Therapeutikum 108 kann jedes therapeutisch wirksame Material sein, das dem Fachmann bekannt ist und zur Abgabe topisch an oder transdermal oder iontophoretisch durch die Haut eines Patienten genehmigt ist. Nicht begrenzende Beispiele für Therapeutika, die in transdermalen Abgabevorrichtungen verwendbar sind, sind alle wirksamen Arzneien oder Salze der Arzneien, die in topischen oder transdermalen Anwendungen verwendet werden, oder Wachstumsfaktoren zur Verwendung bei der Steigerung der Wundheilung. Weitere Therapeutika, die als Arzneien oder pharmakologisch wirksame Mittel identifiziert werden, werden in den US-Pat. Nrn. 4,849,224 und 4,855,294 und PCT Patentveröffentlichung WO 89/07951 offenbart.

Excipienten oder Penetrationsverstärkungsmittel sind dem Fachmann auch bekannt. Nicht begrenzende Beispiele für Penetrationsverstärkungsmittel schließen Ethanol, Methyllaurat, Ölsäure, Isopropylmyristat und Glycerinmonolaurat ein. Weitere, dem Fachmann bekannte Penetrationsverstärkungsmittel werden in den US-Pat. Nrn. 4,849,224; und 4,855,294 und PCT Patentveröffentlichung WO 89/07951 offenbart.

Das Verfahren zur Herstellung einer transdermalen Abgabevorrichtung hängt von ihrem Aufbau ab.

Die in Fig. 7 gezeigte Arzneiabgabevorrichtung 100 kann mit dem folgenden allgemeinen Verfahren hergestellt werden. Eine Lösung wird hergestellt, indem das Therapeutikum 108 und gewünschte, optionale Excipienten in einem geeigneten Lösungsmittel gelöst und in die Mikroemulsion vor der Erzeugung der Zusammensetzung, während der Erzeugung der Zusammensetzung oder direkt in die bereits erzeugte Zusammensetzung gemischt werden. Der resultierende beladene Klebstoff wird auf die Trägerschicht 102 aufgetragen. Ein Trennmedium 106 wird zur Abdeckung der beladenen Klebstoffschicht 104 aufgetragen.

BEISPIELE

Ein erstes Gemisch wurde erzeugt, indem zwei hydrophile Monomere gemischt wurden, nämlich 10,19 g Acrylsäure mit 23,78 g Polyoxyethylenacrylat. Letzteres ist im Handel als AM 90 G Ester von Shin-Nakamura Chemical Co. Ltd., Wakayama, Japan, erhältlich. Dann wurden 14,89 g Isooctylacrylat als hydrophobes Monomer zum ersten Gemisch gegeben, um so das zweite Gemisch zu erzeugen. Dann wurden 11,6 g polymerisierbarer anionischer Surfactant, im Handel als SAM 211 von PPG Industries erhältlich, zum zweiten Gemisch gegeben, um so das dritte Gemisch zu erzeugen. Dann wurden 0,05 g Starter, der die Polymerisation anregen kann, zum dritten Gemisch gegeben, um so das vierte Gemisch zu erzeugen. Genauer gesagt wurde 2,2-Dimethoxy-2-phenylacetophenon, im Handel von Ciba- Geigy, Hawthorne, NY, als Irgacure™ 651 erhältlich, verwendet. Als Nächstes wurde ein wässriges Gemisch hergestellt, das 19,2 g Wasser und 0,8 g KCl enthielt. Das wässrige Gemisch und das vierte Gemisch wurde zu einer Mikroemulsion vermischt.
In jedem der Beispiele 1 bis 6 wurde zu dieser Grundmikroemulsion ferner eine Menge einer Versuchssubstanz als verdickendes Polymer gegeben, um so zu versuchen, eine verdickte Mikroemulsion zu erzeugen. Material, Mengen und Beobachtungen bei diesen Experimenten sind in Tabelle 1 zusammen gefasst. Tabelle 1

Beispiel 1

Die Versuchssubstanz in diesem Beispiel war eine 17%ige wässrige Polyacrylsäurelösung mit einem Molekulargewicht von ungefähr 550 000. Die Versuchssubstanz wurde mit Standardsyntheseverfahren aus dem Monomer hergestellt. Genauer gesagt wurde die Polymerisation mit dem durch Wärme aktivierten Starter Kaliumpersulfat gestartet und die Reaktion wurde bei 76°C unter einer Stickstoffatmosphäre durchgeführt. Als die Versuchssubstanz zur Mikroemulsion gegeben wurde, blieb die Mikroemulsion klar und stabil, während die Viskosität auf 300 cP zunahm, so dass sie sehr leicht mit herkömmlichen Verfahren verarbeitbar wurde.

Beispiel 2

Die Versuchssubstanz in diesem Beispiel ist im Handel als Good-rite K-702 von B. F. Goodrich, Cleveland, OH, erhältlich und ist eine 25%ige wässrige Polyacrylsäurelösung mit einem Molekulargewicht von ungefähr 240 000. Wieder blieb die Mikroemulsion klar und stabil, jedoch war eine viel größere Menge an Verdickungsmittel erforderlich, um eine geringere Zunahme der Viskosität zu erzielen.

Beispiel 3

Die Versuchssubstanz in diesem Beispiel ist im Handel als K-30 von ISP Technologies, Wayne, NJ, erhältlich und ist ein Polyvinylpyrrolidon (PVP) mit einem Molekulargewicht von ungefähr 66 000. Dies ist ein fehlgeschlagenes Beispiel; die Lösung wurde milchig, was mit der Destabilisierung der Mikroemulsion im Einklang steht, und war unbrauchbar. Auch wenn PVP, wie Polyacrylsäure, ein Vinylpolymer mit einer polaren Einheit am Grundgerüst ist, erscheint es dennoch ungeeignet als Verdickungsmittel und zeigt die Kritikalität der Acrylsäuregruppe.

Beispiel 4

Die Versuchssubstanz in diesem Beispiel ist im Handel als K-90 von ISP Technologies erhältlich und ist ein Polyvinylpyrrolidon (PVP) mit einem Molekulargewicht von ungefähr 1 500 000. Dies ist ein weiteres fehlgeschlagenes Beispiel; die Lösung wurde trüb-grau und war unbrauchbar.

Beispiel 5

Die Versuchssubstanz in diesem Beispiel ist im Handel als K-120 von ISP Technologies erhältlich und ist ein Polyvinylpyrrolidon (PVP) mit einem Molekulargewicht von ungefähr 3 500 000. Dies ist ein weiteres fehlgeschlagenes Beispiel; die Lösung zeigte sichtbare Gelteilchen und war unbrauchbar.

Beispiel 6

Die Versuchssubstanz in diesem Beispiel war Guargummi, ein natürliches Polymer mit einem Molekulargewicht von ungefähr 220 000 aus Galaktose- und Mannoseeinheiten. Es ist im Handel in Pulverform von Rhone Poulenc, Vernon, TX, erhältlich. Dies ist ein weiteres fehlgeschlagenes Beispiel; die Lösung zeigte sichtbare Gelteilchen und war unbrauchbar. Es wird hier aufgeführt, um zu zeigen, dass eine Verbindung, der man sich bei herkömmlichen leitenden Klebstoffen wegen der Verdickung zuwenden könnte, im speziellen Fall der bikontinuierlichen leitenden Klebstoffe unwirksam ist.

Beispiel 7

Eine Mikroemulsion wurde wie folgt hergestellt. Ein erstes Gemisch wurde erzeugt, indem zwei hydrophile Monomere gemischt wurden, nämlich 14 g Acrylsäure mit 14 g Polyoxyethylenacrylat, im Handel als AM 90 G Ester von Shin-Nakamura Chemical Co. Ltd., Wakayama, Japan, erhältlich. Dazu wurden 14 g Isooctylacrylat als hydrophobes Monomer gegeben. Zu diesem zweiten Gemisch wurden 18 g Surfactant Brij™ 97, erhältlich von ICI, gegeben, wodurch das dritte Gemisch erzeugt wurde. Dann wurden 0,5 g Irgacure™ 2959, erhältlich von Ciba Geigy Corp., zugegeben, wodurch das vierte Gemisch erzeugt wurde. Ein wässriges Gemisch wurde dann hergestellt, das 23 g Wasser, 1,2 g KCl und 10 g Propylenglykol enthielt. Das wässrige Gemisch und das vierte Gemisch wurde zu einer Mikroemulsion vereint.
Zur Mikroemulsion wurde eine 17%ige wässrige Polyacrylsäurelösung mit einem Molekulargewicht von ungefähr 550 000 gegeben, die gemäß Beispiel 1 hergestellt wurde. Als die Lösung zur Mikroemulsion gegeben wurde, blieb die Mikroemulsion klar und stabil und die Viskosität nahm auf 200 cP zu, also sehr leicht mit herkömmlichen Verfahren verarbeitbar.

Beispiel 8

Die verdickte Mikroemulsion aus Beispiel 1 wurde dann mit einem Rakelbeschichter auf ein Trennmedium als Substrat aufgetragen. Die Rakel wurde so eingestellt, dass eine 25 mil (0,64 mm) dicke Beschichtung erhalten wurde. Die Polymerisation in der aufgetragenen Mikroemulsion wurde durch Belichtung mit ultravioletter Strahlung mit einem 350 Blacklight angeregt, im Handel von Sylvania, Danvers, MA, erhältlich. Eine Gesamtdosis von 1800 mJ/cm² wurde innerhalb von ungefähr 7 Minuten aufgebracht, wodurch ein leitender, bikontinuierlicher Klebstoff erzeugt wurde. Dieser leitende Klebstoff besaß eine ausgezeichnete Haftung an menschlicher Haut.

Claims

1. Polymerisierbare Zusammensetzung, umfassend:

a) eine wässrige Mikroemulsion, umfassend ein oder mehrere hydrophobe Monomere, ein oder mehrere hydrophile und/oder amphiphile Monomere und einen oder mehrere Starter; und

b) wenigstens ein Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer der Acrylsäure.

2. Verfahren zur Erzeugung eines polymerisierten Mikroemulsionshaftklebers in Kontakt mit einem Substrat, umfassend die Schritte:

1. Bereitstellen einer wässrigen Mikroemulsion, umfassend ein oder mehrere hydrophobe Monomere, ein oder mehrere hydrophile und/oder amphiphile Monomere und einen oder mehrere Starter;

2. Vereinigen der wässrigen Mikroemulsion mit wenigstens einem Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer der Acrylsäure;

3. Auftragen der verdickten Mikroemulsion auf das Substrat; und

4. Bestrahlen der Mikroemulsion, um den Haftkleber in Kontakt mit dem Substrat zu erzeugen.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Bestrahlung ultraviolette Strahlung im Bereich von 280 nm bis 400 nm ist.

4. Polymerisierbare Zusammensetzung oder Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verdickungsmittel ein Polymer mit einem Molekulargewicht zwischen etwa 200 000 und etwa 800 000 umfasst.

5. Polymerisierbare Zusammensetzung oder Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Verdickungsmittel ein im Wesentlichen lineares Polymer umfasst.

6. Polymerisierbare Zusammensetzung oder Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Polymer wenigstens etwa 20 Gew.-% Acrylsäuremonomer umfasst.

7. Polymerisierbare Zusammensetzung oder Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, ferner umfassend einen oder mehrere wasserlösliche oder in Wasser dispergierbare Zusatzstoffe, ausgewählt aus Elektrolyten, Weichmachern, antimikrobiellen Mitteln, Therapeutika und Kombinationen davon.

8. Haftkleber, umfassend eine Haftklebermikroemulsion und wenigstens ein Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer der Acrylsäure.

9. Verfahren zur Erzeugung eines polymerisierten Mikroemulsionshaftklebers in Kontakt mit einem Substrat, umfassend die Schritte:

1. Mischen von hydrophilem/n Monomer(en) und/oder amphiphilem Monomer(en) im Verhältnis von etwa 100/0 zu etwa 0/100 Gew.-% zu einem ersten Gemisch;

2. Mischen von hydrophobem/n Monomer(en) mit einer Glasumwandlungstemperafür, die zur Erzeugung eines hydrophoben Haftklebers geeignet ist, in das erste Gemisch im Verhältnis von etwa 80/20 bis etwa 10/90 Gew.-% hydrophobe Monomere/erstes Gemisch zu einem zweiten Gemisch;

3. Mischen von Surfactant(en) in das zweite Gemisch im Verhältnis von etwa 5/95 bis etwa 30/70 Gew.-% Surfactant/zweites Gemisch zu einem dritten Gemisch;

4. Mischen von Starter(n) in das dritte Gemisch im Verhältnis von etwa 0,01/99,99 bis etwa 2/98 Gew.-% Starter/drittes Gemisch zu einem vierten Gemisch,

5. unabhängig davon Mischen von Wasser und wasserlöslichen oder in Wasser dispergierbaren Zusatzstoffen im Verhältnis von etwa 100/0 bis etwa 80/20 Gew.-% zu einem wässrigen Gemisch;

6. Mischen von wässrigem Gemisch und viertem Gemisch im Verhältnis von 5/95 bis etwa 50/50 Gew.-% wässriges Gemisch/viertes Gemisch zu einer Mikroemulsion;

7. Mischen der Mikroemulsion mit einem Verdickungsmittel, umfassend ein Polymer oder Copolymer von Acrylsäuremonomer, im Verhältnis von etwa 0,5/99, 5 bis etwa 5/95 Gew.-% zu einer verdickten Mikroemulsion;

8. Auftragen der verdickten Mikroemulsion auf das Substrat; und

9. Bestrahlen der Mikroemulsion, um den Haftkleber in Kontakt mit dem Substrat zu erzeugen.

10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die wasserlöslichen oder in Wasser dispergierbaren Zusatzstoffe aus Elektrolyten, Weichmachern, antimikrobiellen Mitteln, Therapeutika und Kombinationen davon gewählt werden.