DE60001311T2

DE60001311T2 - Gleitmittelbeschichtung für medizinische vorrichtungen

Info

Publication number: DE60001311T2
Application number: DE60001311T
Authority: DE
Inventors: Joel Stanslaski; Liguang Tang; Lixiao Wang; Dachuan Yang
Original assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Current assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Priority date: 1999-05-21
Filing date: 2000-02-09
Publication date: 2003-10-16
Anticipated expiration: 2020-02-10
Also published as: WO2000071181A1; CA2373505A1; US6589215B2; CA2373505C; ATE231732T1; DE60001311D1; US6176849B1; US20010003796A1; JP2003500116A; EP1178849A1; EP1178849B1

Description

Die US-Anmeldung Nr. 09/316 502, aus der diese Anmeldung Priorität beansprucht, wird in ihrer Gesamtheit durch den Bezug darauf hierin einbezogen.

GEBIET DER ERFINDUNG

Diese Erfindung betrifft eine Gleitbeschichtung für einbringbare oder implantierbare medizinische Geräte mit verbesserter Gleitfähigkeit, die eine erste Beschichtung aus einer in Wasser quellbaren polymeren Substanz und eine zweite Beschichtung mit einer hydrophoben Komponente und einem hydrophilen Netzmittel umfasst. Diese Beschichtungen finden insbesondere Verwendung für den Ballonteil eines Kathetergerätes.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Wasserlösliche, biokompatible Verbindungen, die der Oberfläche von sonst nicht gleitfähigen Materialien Gleitfähigkeit verleihen, sind wünschenswert für die Verwendung an medizinischen Geräten, die in den Körper eingebracht oder implantiert werden. Solche medizinischen Geräte können Katheter einschließen, die verwendet werden um eine intraluminare Gefäßprothese, einen Pfropfen für eine intraluminare Gefäßprothese, einen Pfropfen oder einen Füller für Hohlvenen zu ergeben, Ballonkatheter, andere ausdehnbare medizinische Geräte und so fort. Die Industrie ist zu hydrophilen gleitfähigen Beschichtungen übergegangen, um Probleme mit üblicherweise verwendeten hydrophoben Beschichtungen wie Silikon, Glycerin oder Olivenöl zu überwinden.
Hydrophobe Beschichtungen waren dafür bekannt, sich aufzuwulsten und abzufließen, wenn sie einer wässrigen Umgebung ausgesetzt werden, schnell die anfängliche Gleitfähigkeit zu verlieren und keine Abriebfestigkeit aufzuweisen. Restmengen von Silikon waren ebenfalls dafür bekannt, Gewebereaktion und -Reizung bei Patienten zu verursachen. Der Verlust von Gleitfähigkeit kann zu Unwohlsein während der Einbringung in einen Patienten führen, und zur Beschädigung von Blutgefäßen und Geweben wegen der Reibungskräfte während der Einführung oder der Entfernung des Gerätes.
Eine Klasse polymerer Substanzen, die sich in einer wässrigen Umgebung auflösen oder quellen, auf die oft als "Hydrogele" Bezug genommen wird, sind in der Lage, Gleitfähigkeit aufzuweisen, wenn sie in einem nassen Zustand sind, und werden gerne als gleitfähige Beschichtungen für medizinische Geräte verwendet.
Wenn sie hydratisiert sind, haben diese Substanzen geringe Reibungskräfte in Körperflüssigkeiten einschließlich Speichel, Verdauungsflüssigkeiten und Blut, ebenso wie in salzhaltiger Lösung und Wasser. Solche Substanzen schließen Polyethylenoxide ein, gegebenenfalls an die Substratoberfläche gebunden durch Urethan- oder Ureidobindungen, oder mischpolymerisiert mit Poly(meth)acrylatpolymeren oder - Copolymeren; Copolymere von Maleinsäureanhydrid; (Meth)acrylamidpolymere und -Copolymere; (Meth)acrylsäurecopolymere; Polyvinylpyrrolidon und Mischungen oder Mischpolymerisate mit Polyurethanen; und Polysaccharide.
Diese wasserlöslichen Beschichtungsmaterialien, die zwar beliebt sind, weil sie hervorragende Gleitfähigkeit und Biokompatibilität gewähren, können empfindlich gegen Feuchtigkeit sein.
Ein mit der Feuchtigkeitsempfindlichkeit solcher Hydrogele verbundenes Problem ist, daß sie vorzeitig Umgebungsfeuchtigkeit aufnehmen und klebrig oder haftfähig werden können. Dies kann ein unerwünschtes Verkleben des medizinischen Gerätes mit sich selbst, mit anderen Geräten, wenn massenverpackt, oder mit irgendeiner anderen Oberfläche, mit der es während der Sterilisation oder Lagerung in Berührung kommt, zur Folge haben. Im Fall von Dilatationsballons können diese Hydrogel-Beschichtungen nach der Sterilisation oder Lagerung bei der Ausdehnung des Ballons von der Polymeroberfläche delaminiert werden, weil die zusammengefalteten Abschnitte miteinander durch Querpolymerisation oder Brückenbildung verkleben.
Im Fall von Metalldrähten, wie Führungsdrähten, die in Rollen verpackt sein können, kann der "Selbstverklebungs"-Effekt zur Entfernung eines Teils der Beschichtung führen, unter Hinterlassung von Kratern oder vollständigem Abfallen der Beschichtung von der Oberfläche des Drahtes, wenn er abgewickelt wird.
Diese Probleme werden in dem am 23. April 1996 Fan et al. erteilten US-Patent Nr. 5 509 899 erörtert. Fan et al. lehrt einen medizinischen Ballon und Katheter, der um sich selbst herum eingeschlagen und gefaltet ist und wobei der Ballon frei von Verfilzung und Anhaften zwischen aneinander stoßenden Oberflächen ist. Der Ballon hat einen Schichtträger aus einer kontinuierlichen polymeren Oberfläche, der ausdehnbar ist. Auf der polymeren Oberfläche ist eine gleitfähige, biokompatible Hydrogel-Beschichtung aufgebracht, und eine dünne, gleitfähige, blutkompatible Beschichtung ist auf der Hydrogel-Beschichtung aufgebracht und haftet an ihr, um aneinander stoßende Oberflächen der gefalteten polymeren Oberflächen daran zu hindern, während der Aufblähung miteinander zu verkleben und um Delaminierung der Hydrogel-Beschichtung und/oder Zerreißen des Ballons zu verhindern. Vorzugsweise ist die blutkompatible Beschichtung Polyethylenglycol, Methoxypolyethylenglycol oder Mischungen davon mit einem Molekulargewicht von zwischen etwa 100 und 20 000 Gramm pro Mol. Die blutkompatible Beschichtung wird als ein Antiblockmittel aufgebracht. Siehe Spalte 2, Zeilen 18 bis 37.
Die Erfinder haben eine Beschichtung für medizinische Geräte gefunden, die die obenerwähnten Probleme vermeidet, umfassend eine erste Beschichtung aus einer polymeren Hydrogel-Substanz und eine zweiten Beschichtung aus einem hydrophoben Silikon mit einem hydrophilen Netzmittel, die das Verfilzen oder Verkleben von zwei Oberflächen zur Verbesserung der Gleitfähigkeit ebenso wie der Lagerstabilität verhindern kann.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft ein medizinisches Gerät zur Einbringung in den Körper, wobei das Gerät mindestens eine Oberfläche hat, die zeitlich wiederkehrend in Berührung mit einer zweiten Oberfläche kommt. Die erste Oberfläche umfasst eine verbesserte gleitfähige Beschichtung mit einer ersten Hydrogel-Schicht und einer zweiten hydrophoben Deckschicht, die die Hydrogel-Schicht daran hindert, vorzeitig zu viel Feuchtigkeit zu absorbieren. Die hydrophobe Deckschicht umfasst mindestens ein hydrophiles Netzmittel, das als ein Träger wirkt, um die Entfernung der hydrophoben Deckschicht beim Eintreten in eine wässrige Umgebung zu erleichtern.
Das medizinische Gerät kann einbringbar oder implantierbar sein, und/oder es kann ein ausdehnbares medizinisches Gerät wie ein Ballonkatheter sein, oder es kann ein gestrecktes Gerät sein, konstruiert zur Handhabung innerhalb des Körpers.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist eine Seitenansicht eines Katheters, mit einem zur Einbringung dicht eingeschlagenen und gefalteten Ballon für ein medizinisches Behandlungsverfahren.
Fig. 2 ist eine Perspektivansicht eines Dilatationskatheters, welcher den aufgeblasenen beschichteten Ballon der Fig. 1 einschließt.
Fig. 3 ist eine schematische Wiedergabe eines gestreckten medizinischen Gerätes der Erfindung.
Fig. 4 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der Beschichtungen, die entweder auf dem Ballon der Fig. 2 oder einem gestreckten medizinischen Gerät wie in Fig. 3 zu sehen sind.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNGEN DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Fig. 2 ist eine schematische Wiedergabe eines aufgeblähten Dilatationsballonkatheters der vorliegenden Erfindung, der allgemein unter 10 veranschaulicht wird. Der aufgeblasenen Ballon 14 ist auf dem distalen Ende eines gestreckten flexiblen Schaftes 12 angebracht. Außer wie hierin angemerkt, ist der Katheter 10 herkömmlich in seiner Konstruktion, wobei er zum Aufblähen und Ablassen des Ballons mit einem Lumen ausgerüstet ist, das mit dem Inneren des Ballons 14 in Verbindung steht, und anderen zusätzlichen Merkmalen, die nach dem Stand der Technik von Dilatationskathetern üblich sind. Der Ballon 10 hat eine aufgeblähte Zustandsform, veranschaulicht in Fig. 2, und besteht aus drei Hauptteilen: dem Körper 24, den Kegeln 26 und den Einschnürungsteilen 28. Fig. 1 veranschaulicht die hydrophobe Hydrogel-Beschichtung 13 und die hydrophobe Deckschicht 15 auf dem Körper 24, den Kegeln 26 und den Einschnürungen 28. Fig. 2 veranschaulicht eine Beschichtung, die auf allen Teilen des Ballens von einer gleichmäßigen Dicke ist. Es könnte auch ein Beschichtungsgradient eingerichtet werden, bei dem Auftragsgewicht auf dem Körper 24 geringer ist als das Auftragsgewicht auf den Kegeln und die Beschichtung auf dem Kegelteil zunächst der Einschnürung und auf der Einschnürung selbst am dicksten ist.
Ballons werden typischerweise mittels eines Verfahrens durch Extrudieren des Ballonmaterials in eine röhrenförmige Vorform, Blasformen des Ballons und Annealen (Spannungsfreimachen) hergestellt. Die röhrenförmige Vorform kann vor dem Blasen verstreckt werden. Die Beschichtungen der vorliegenden Erfindung können vor dem Blasen auf die röhrenförmige Vorform aufgebracht werden. In diesem Fall wird die Beschichtung einen Gradienten bilden, wobei das Auftragsgewicht umgekehrt proportional zu dem Ausmaß der Ausdehnung sein wird, die die verschiedenen Teile des Ballons erfahren. Beispielsweise werden die niedrigsten Auftragsgewichte auf dem Körper des Ballons gefunden werden, der sich am meisten ausdehnt. Das Auftragsgewicht wird auf dem Einschnürungsteil am schwersten sein, der sich nur leicht ausdehnen, gleichbleiben oder sogar leicht an Größe abnehmen kann.
Fig. 3 ist eine schematische Wiedergabe eines gestreckten medizinischen Gerätes, das ein Führungsdraht, Katheter, eine Kanüle, ein faseroptisches Gerät und dergleichen sein kann. Das Gerät 40 erstreckt sich zwischen dem proximalen Ende 16 und dem distalen Ende 18 und schließt einen gestreckten Körper 41 ein. Ein Steuermechanismus 17 kann gegebenenfalls an oder nahe dem proximalen Ende des Gerätes 40 vorgesehen sein, um die Handhabung des Gerätes und/oder die Ingangsetzung einer auf dem Gerät angebrachten funktionellen Struktur zu erleichtern, wie einem Lumen zur Medikamentabgabe oder zum Aufblähen des Ballons.
Das Gerät 40 kann gegebenenfalls ebenfalls mit einer funktionellen Struktur 19 ausgestattet sein, wie einem aufblähbaren Ballon, einsetzbaren intraluminaren Gefäßprothese, Medikamentabgabemechanismus oder dergleichen, typischerweise an oder nahe dem distalen Ende 18.
Dem Material für den gestreckten Körper 41 wird sehr wenig Einschränkung auferlegt. Die meisten Geräte werden einen verhältnismäßig biegsamen Körper haben, so wie wenn das Gerät 40 ein Katheter oder ein Führungsdraht ist. Indessen kann die Erfindung auch bei inflexiblen transdermalen Geräten wie einer Nadel angewendet werden. Der Körper 41 kann aus organischen hochpolymeren Materialien wie Polyamid, Polyester, Polyvinylchlorid, Polystyrol, Polyacrylat, Polymethacrylat, Polyacrylnitril, Polyacrylamid, Polyethylen, Polypropylen, Polyurethan, Polyvinylacetat, Silokonharzen und Copolymeren und Mischungen davon hergestellt sein. Indessen können verschiedene anorganische Materialien wie Glas, Keramik, rostfreier Stahl und superelastisches Material oder eine Formgedächtnislegierung wie Ni-Ti und dergleichen an einem Teil oder dem ganzen Körper 41 verwendet werden. Der Körper 41 kann ebenso als ein Verbundstoff von verschiedenen Materialien gebildet werden, die zusammenlaminiert werden. Abhängig von der Art des spezifischen Gerätes 40, kann der Körper 41 mit einem oder mehreren Lumina, elektrischen Anschlußstücken, optischen Fasern oder dergleichen versehen werden, wie in der Medizintechnik wohl bekannt ist.
Eine spezifische Ausführungsform des Gerätes 40 ist ein Ballonkatheter für Blutgefäßrekonstruktion und dergleichen, in welchem Fall die funktionelle Struktur 19 einen aufblasbaren Ballon einschließen wird, der sehr nahe am distalen Ende 18 des Gerätes 40 untergebracht ist. Der gestreckte Körper 41 wird ein biegsamer, typischerweise polymerer Schlauch sein, enthaltend mindestens ein Aufblähflüssigkeitslumen für den Ballon, und ein Steuermechanismus 17 herkömmlicher Bauart, der an dem proximalen Ende 16 des Gerätes 40 untergebracht ist, wird zum Manipulieren des Katheters an die gewünschte Stelle im Körper und zur Veranlassung des Ballens, sich wie gewünscht aufzublähen und abzuschwellen, vorgesehen sein. Ein solcher Katheter kann auch mit einer weichen distalen Spitze als Teil der funktioneilen Struktur 19 ausgerüstet sein, um das Manövrieren des Ballons zum Durchqueren einer Verletzung zu erleichtern und/oder einem Führungsdrahtlumen, um den Katheter über einen Führungsdraht einbringen zu lassen.
Eine andere besondere Ausführungsform des Gerätes 40 ist ein Führungsdraht, in welchem Fall der Körper 41 ein Metalldraht sein kann. Es kann keinerlei Steuermechanismus 17 an dem proximalen Ende 16 vorhanden sein, und die distale funktionelle Struktur 19 an dem distalen Ende 18 kann einfach eine herkömmliche spiralförmige oder weichpolymere Spitze sein.
Die beschichteten Teile können der Körper 41 des Gerätes 40 sein, der in Fig. 3 mit einer Hydrogel-Beschichtung 43 und der hydrophoben Deckschicht 45 der vorliegenden Erfindung beschichtet ist.
Wenn die funktionelle Struktur 19 ein Dilatationsballon ist, kann der Ballon ebenfalls beschichtet werden, wie allgemein unter 10 in Fig. 2 gezeigt, worin der aufgeblähte Ballon mit der Hydrogel-Beschichtung 13 und der hydrophoben Deckschicht 15 beschichtet ist.
Fig. 4 ist eine schematische Querschnittswiedergabe einer Ballonwand 20 mit einer darauf angebrachten gleitfähigen Hydrogel-Beschichtung 23 und einer auf der Hydrogel-Beschichtung 23 angebrachten hydrophoben Deckschicht 25. Die Wand kann aus irgendeiner biegsamen polymeren Substanz gebildet sein. In einigen bevorzugten Ausführungsformen wird die Ballonwand aus Polyetherblockamiden, wie Pebax® 7033 oder 7233; Polyesterblockethern wie Arinitel® EM 40; Polethylenterephtalat; und Nylon gebildet. Fig. 4 kann auch repräsentativ für eine beschichtete röhrenförmige Vorform oder ein inneres Lumen zum Transportieren von Flüssigkeiten sein.
Fig. 5 ist eine schematische Querschnittswiedergabe eines Führungsdrahtes 30 mit einer darauf angebrachten gleitfähigen Hydrogel-Beschichtung 33 und einer auf der Hydrogel-Beschichtung 33 angebrachten hydrophoben Deckschicht 35. Der Führungsdraht kann aus einem Metall gebildet sein und kann vorzugsweise eine Formgedächtnislegierung, so wie eine Ni-Ti-Legierung, sein.
Fig. 4 und Fig. 5 sind vergrößerte Ansichten solcher medizinischer Geräte und sind nicht dazu gedacht, das Verhältnis der Auftragsgewichte der Hydrogel-Beschichtung zu der Deckschicht zu begrenzen. Die Auftragsgewichte können schwanken.
Die Hydrogel-Beschichtung hat eine Dicke zwischen etwa 1 und 10 (im. Die Hydrogel-Beschichtung ist ein gleitfähiges, hydrophiles Material, das die Fähigkeit hat, bei Aussetzung an eine Umgebung wässriger Art zu quellen oder sich aufzulösen. Es können wasserlösliche Polymere verwendet werden, die im Allgemeinen kettenstrukturiert sind, nicht-vernetzte Polymere mit einer hydrophilen Gruppe, so wie - OH, -CONH&sub2;, -COOH, -NH&sub2;, -COO-, -SO&sub3;, und NR&sub3;&spplus;, worin R Alkyl oder ein Wasserstoffatom ist.
Natürliche wasserlösliche Polymere, wie Carboxymethylcellulose, Methylcellulose, Hydroxyethylcellulose und Hydroxypropylcellulose, Heparin, Dextran, modifiziertes Dextran und Chondroitinsulfat können ebenfalls verwendet werden.
Synthetische wasserlösliche Polymere schließen die Polyalkylenglycole und Polyoxyalkylenglycole ein wie Polyethylenoxid, Polyethylenoxid/Polypropylenoxid-Copolymere und Methoxypolyethylenoxid; Copolymere von Maleinsäureanhydrid einschließlich Methylvinylether- Maleinsäureanhydrid-Copolymere; Pyrrolidone einschließlich Polyvinylpyrrolidon; Acrylamide einschließlich Poly(N-alkylacrylamid); Polyacrylsäure; Polycarbonsäuren; Polyvinylalkohol; Polyethylenimin; Polyamide; wasserlösliche Nylone; Polyurethane; und so fort.
Derivate irgendwelcher dieser Polymere können verwendet werden, vorausgesetzt daß genügend von der Grundstruktur der obenerwähnten Polymere, die Empfindlichkeit, Löslichkeit oder Dispergierbarkeit in Bezug auf Wasser bereitstellt, erhalten ist, um das Polymer genügend Wasser aufnehmen zu lassen, um bei Aussetzung an Feuchtigkeit ausreichend zu quellen oder sich teilweise aufzulösen, um für Gleitfähigkeit zu sorgen, so daß Reibungskräfte zwischen der Oberfläche, auf die es beschichtet ist, und einer anderen Oberfläche, wie Gewebe-, Metall- oder Polymeroberflächen, verringert werden. Wasserunlösliche Derivate können insoweit verwendet werden, als sie die Freiheit in der Molekülkette haben und hydratisiert werden können. Beispiele schließen ein veresterte Polymere, Salze, Amide, Anhydride, Halogenide, Ether, Hydrolysate, Acetale, Formale, Alkanole, quaternäre Polymere, Diazoverbindungen, Hydrazide, Sulfonate, Nitrate und Ionenkomplexe, die durch Reaktionen der Kondensation, Addition, Substitution, Oxidation oder Reduktion der oben erwähnten wasserlöslichen Polymere erhalten werden. Ebenso verwendet werden Polymere, die vernetzt mit Substanzen mit mehr als einer reaktiven funktionellen Gruppe wie Diazonium-, Azid-, Isocyanat-, Säurechlorid-, Säureanhydrid-, Iminocarbonat-, Amino-, Carboxyl-, Epoxy-, Hydroxyl- und Aldehydgruppen sind.
Copolymere mit Vinylgruppen, Acrylsäure, Methacrylsäure, Dienverbindungen und Maleinsäureanhydrid wurden vorzugsweise verwendet.
Carbonsäurehaltige Polymere können vorzugsweise als Beschichtungsmaterialien in der Erfindung verwendet werden.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform kann ein Hydrogel von Polyethylenoxid in einem sich gegenseitig durchdringenden vernetzten Acrylpolymer-Netzwerk durch Polymerisieren einer Mischung einer Acrylmonomerzusammensetzung, umfassend ein Monomer mit mehreren (Meth)acrylatgruppen und Polyethylenoxid, eingefangen werden, um dadurch eine Hydrogelbeschichtung bereitzustellen. Die Gleitfähigkeit einer solchen Beschichtung kann beispielsweise durch Reaktion der aktiven Wasserstoffgruppen des Polyethylenoxids mit einer mit aktivem Wasserstoff reaktiven Verbindung wie einem Isocyanat, einem Säurechlorid, einem Anhydrid, einem Alkylhalogenid usw. modifiziert werden. Verändern des Verhältnisses von Monomer zu Polyethylenglycol über die Länge der Beschichtung kann auch verwendet werden, um einen Gradienten der Gleitfähigkeit der Beschichtung zu erzeugen.
Die Hydrogel-Beschichtung wird dann überschichtet oder behandelt mit einer hydrophoben Beschichtung, wie einer Beschichtung auf Silikonbasis. Diese Silikone können vom Siloxantyp sein. In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird Dow Corning® DC 360 als das hydrophobe Silikonagens verwendet. Andere für die vorliegende Erfindung nützliche hydrophobe Verbindungen schließen Chlortrifluorethylen (CTFE-Öl), Polyphenylether und so weiter ein.
Die für die vorliegende Erfindung nützlichen hydrophilen Netzmittel schließen polyoxyethylen-modifizierte Silikone ein, die zum Zusatz zu der hydrophoben Deckschicht nützliche nichtionische Netzmittel sind. Diese schließen die von Witco hergestellten Silwet®-Netzmittel ein. Diese sind lineare Polydimethylsiloxane, die durch Hydrosilylierung oder durch die Si-O-C Bindungen mit EO und PO gepfropft wurden. Durch Veränderung des Verhältnisses von EO und PO und durch Veränderung der Molekulargewichte ist ein breiter Bereich von Silwet®-Netzmitteln auf dem Markt erhältlich, die einzigartige Eigenschaften und Leistungsvorteile gegenüber anderen herkömmlichen organischen Netzmitteln bieten. Ein hydrophiles Netzmittel wird dem hydrophoben Silikon durch Auflösen in einem Verschnittlösemittel oder einer Mischung von Lösemitteln beigemischt. Die Netzmittel haben sowohl einen hydrophoben Teil, gewöhnlich einen langkettigen Kohlenwasserstoff, wie auch einen hydrophilen Teil, was sie eine gewisse Kompatibilität mit dem Silikonagens wie auch etwas Wasserlöslichkeit aufweisen lässt. Das hydrophile Netzmittel kann ein Alkylenglycol oder ein Polyoxyalkylenglycol vom Typ der Ethylenoxid/Propylenoxid-Copolymere sein. Typische Beispiele schließen die von BASF erhältlichen Pluronic® und Pluronic® R Ethylenoxid(EO)/Propylenoxid(PO)- Blockcopolymer-Netzmittel ein. Pluronic®-Netzmittel sind Blöcke von EO/PO/EO mit etwa 10% bis etwa 80% EO. Pluronic® R-Netzmittel sind PO/EO/PO- Blöcke. Das Molekulargewicht reicht von etwa 1800 bis etwa 8500 g/Mol und sie haben von etwa 10% bis etwa 80% EO. Die umgekehrten hydrophoben und hydrophilen Blöcke erzeugen Unterschiede in der Leistung gegenüber den EP/PO/EO-Blöcken.
Andere nützliche hydrophile Netzmittel schließen Blockcopolymere auf Polyethylenoxidbasis wie die von BASF hergestellte Tetronic®-Reihe von Netzmitteln ein. Tetronic® Netzmittel sind tetrafunktionelle Blockcopolymere, abgeleitet von der aufeinanderfolgenden Zugabe von EO und PO zu Ethylendiamin. Der Aminrest in diesen Netzmitteln sorgt für leicht kationische Eigenschaften und trägt zur thermischen Stabilität bei. Das Molekulargewicht dieser Verbindungen reicht von etwa 2600 bis etwa 20 500 g/Mol und sie enthalten von etwa 10% bis etwa 80% EO.
In anderen bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden Polyoxyethylenderivate von Rizinusöl als das hydrophile Netzmittel verwendet. Polyoxyethylenderivate von Rizinusöl sind eine Reihe von Materialien, die durch Umsetzung verschiedener Mengen von Ethylenoxid mit entweder Rizinusöl oder hydriertem Rizinusöl erhalten werden. Einige verschiedene Typen von Materialien sind im Handel erhältlich, eine Reihe davon ist die Cremophor®-Reihe von BASF, einschließlich Cremophor® EL 35 und Cremophor® RH 40.
Für die vorliegende Erfindung nützliche nichtionische hydrophile Netzmittel schließen Ethoxylate von Decyl- und Tridecylalkohol ein. Im Handel erhältliche Beispiele schließen die von BASF hergestellte Iconol®-Reihe einschließlich Iconol® NP und Iconol® OP ein. Diese Verbindungen haben eine EO- Konzentration von etwa 4 bis etwa 70 Gew.-%. Andere ähnliche nichtionische Netzmittel schließen Icomeen® Fettaminethoxylat-Netzmittel ein; Klearfac® Phosphatester-Netzmittel; Plurafac® lineare Alkoholalkoxylat-Netzmittel; Pluracol® E Polyethylenglycole; Pluracol® W polyalkoxylierte Polyether; Sokalan® CP Acrylsäure- oder Maleinsäureanhydrid- Copolymere; und so fort.
Die Lösemittelmischung kann eine Mischung sein, die sowohl das hydrophobe Siliconagens wie auch das hydrophile Netzmittel löslich macht. Beispielsweise kann diese Verschnittlösemittelmischung vorzugsweise Isopropanol und aliphatische Kohlenwasserstoffe wie Heptan oder Hexan einschließen. Andere nützliche polare Lösemittel können Ethanol, Methanol, Stearylalkohol, Ethylenglycol, Propylenglycol, Glycerin, Wasser und so fort einschließen. Andere nützliche unpolare Lösemittel schließen Lösungsbenzin ein; aromatische Kohlenwasserstoffe wie Toluol oder Xylol; chlorierte Kohlenwasserstoffe wie Perchlorethylen, Methylenchlorid, Chloroform, Tetrachlorkohlenstoff, 1,1,1-Trichlorethan, Fluorkohlenstoffe und so fort. Das hydrophobe Agens, d. h. Silikon, und das hydrophile Netzmittel können dann aus dieser Verschnittlösemittelmischung heraus beschichtet werden.
Das hydrophile Netzmittel wird bei Konzentrationen im Lösemittel von etwa 1% bis etwa 90% verwendet, vorzugsweise von etwa 1% bis etwa 30% und am bevorzugtesten von etwa 5% bis etwa 20%. Das hydrophobe Agens wird bei Konzentrationen im Lösemittel von etwa 1% bis etwa 30% verwendet, vorzugsweise von etwa 1% bis etwa 10% und am bevorzugtesten von etwa 2% bis etwa 5%.
Die hydrophobe Verbindung und das hydrophile Netzmittel können in einem Lösemittel oder in einer Mischung von Lösemitteln aufgelöst werden. Nützliche Lösemittel schließen Alkohole, aliphatische Kohlenwasserstoffe, aromatische Kohlenwasserstoffe, chlorierte Lösemittel, Ester, Glycole, Glycolether, Ketone und so fort ein. Polare Lösemittel schließen Alkohole, Glycole, Wasser und so fort ein. Typische Beispiele schließen Ethanol, Methanol, Isopropylalkohol (IPA), Stearylalkohol, Ethylenglycol, Propylenglycol, Glycerin, Wasser, Methylethylketon (MEK) und so fort ein. Unpolare Lösemittel schließen aliphatische Kohlenwasserstoffe wie Heptan und Hexan ein; aromatische Kohlenwasserstoffe wie Toluol und Xylol; chlorierte Kohlenwasserstoffe wie Perchlorethylen, Methylenchlorid, Chloroform, Tetrachlorkohlenstoff, 1,1,1-Trichlorethan, Fluorkohlenstoffe; Lösungsbenzine und so fort. Typischerweise kann eine Verschnittlösemittelmischung eines polaren Lösemittels, wie Isopropanol, und eines unpolaren Lösemittels, wie Heptan, verwendet werden.
Diese Beschichtungen können an allen einbringbaren oder implantierbaren medizinischen Instrumenten oder Geräten einschließlich Führungsdrähten, Kathetern, Dilatationsballons, intraluminaren Gefäßprothesen, Pfropfen für intraluminare Gefäßprothesen, Pfropfen oder Füller für Hohlvenen und so fort verwendet werden.
Ballone werden typischerweise aus polymeren Materialien einschließlich Nylon, Selar®, Polyether-Polyester-Blockcopolymeren (d. h. Hytrel®), Pebax®, Polyethylenterephtalat, Polytetrafluorethylen, Polyvinylchlorid, Polyurethanen, Polyetherurethanen, Polyesterurethanen, Polyurethan-Harnstoffen, Polyuremansiloxan- Blockcopolymeren, Polyethylen, Polypropylen oder anderen ähnlichen extrudierbaren thermoplastischen, polymeren Materialien oder Verbundstoffen daraus hergestellt. Solche Materialien sind typischerweise eigentlich nicht gleitfähig, was es notwendig macht, der Oberfläche irgendeine Art von gleitfähiger Beschichtung hinzuzufügen, um das Gerät leichter durch das Blutgefäß vorwärts zu schieben.
Eine besondere Ausführungsform eines medizinischen Gerätes der vorliegenden Erfindung ist ein Ballonkatheter für die Blutgefäßrekonstruktion und dergleichen, in welchem Fall die funktionelle Struktur einen sehr nahe zum distalen Ende des Gerätes untergebrachten aufblasbaren Ballon einschließen wird. Der gestreckte Körper wird eine typischerweise polymere biegsame Röhre sein, enthaltend mindestens ein Aufblähfluidlumen für den Ballon. Ein Steuermechanismus der herkömmlichen Bauart ist zum Manipulieren des Katheters zu der gewünschten Zielstelle im Körper und zum Veranlassen des Ballons, sich wie gewünscht auszudehnen und einzuschrumpfen, vorgesehen. Ein solcher Katheter kann auch mit einer weichen distalen Spitze und/oder einem Lumen für einen Führungsdraht, um den Katheter mittels eines Führungsdrahtes einführen zu lassen, ausgerüstet sein.
Eine andere besondere Ausführungsform eines medizinischen Gerätes der vorliegenden Erfindung ist ein Führungsdraht, in welchem Fall der Körper ein Metalldraht, wie eine Ni-Ti-Legierung, sein kann. In diesem Fall kann es sein, daß keinerlei Steuermechanismus an dem proximalen Ende vorhanden ist und die distale funktionelle Struktur kann eine herkömmliche spiralförmige oder weiche polymere Spitze sein.
Die Beschichtung der vorliegenden Erfindung kann auf irgendeiner oder allen der Strukturen des medizinischen Gerätes verwendet werden. Diese Beschichtungen haben eine besondere Gebrauchseignung für Dilatationsballons und für Führungsdrähte gefunden. Im Fall des Dilatationsballons verhindert die Beschichtung die Polymeroberflächen am Anhaften und miteinander Verkleben im gefalteten Zustand. Eine Hydrogelbeschichtung allein kann zusammenbacken und letzten Endes Zerreißen des Ballons beim Aufblähen verursachen. Die hydrophobe Deckschicht mit dem hydrophilen Netzmittel verbessert die Lagerfähigkeit des gefalteten Ballons, indem sie die Hydrogelbeschichtung davor bewahrt, zu viel Flüssigkeit aufzunehmen und zusammenzubacken.
Im Fall von Lumina für Führungsdrähte werden große Längen des Drahtes oft mit angrenzenden Oberflächen im Kontakt miteinander aufgerollt. Die Beschichtungen der vorliegenden Erfindung bewahren die Hydrogelbeschichtung vor dem Zusammenbacken und mit sich selbst verkleben, was letzten Endes dazu führen kann, daß die Beschichtung von der Drahtoberfläche weggezogen wird und dabei unbedeckten Draht hinterlässt, was wiederum zu Unwohlsein während der Einbringung in einen Patienten und letzten Endes zu Gewebsverletzung führen kann.
Das Gerät wird zuerst mit der Hydrogel-Beschichtung beschichtet. Diese Beschichtung sorgt für die Gleitfähigkeit. Hydrogel-Beschichtungen verbessern typischerweise die Gleitfähigkeit durch Aufnahme von Wasser, was sie schlüpfrig und gleitfähig werden lässt.
Nach dem Beschichten wird das Gerät vorzugsweise unter Anwendung von Wärme getrocknet und daraufhin beispielsweise UV-Licht ausgesetzt, um die Beschichtung zu vernetzen oder zu härten.
Das Gerät wird dann mit der Zweitbeschichtung oder Deckschicht beschichtet, die die hydrophobe Silikonverbindung und das hydrophile Netzmittel umfasst. Diese wird aus einer Lösung beschichtet. Diese Deckschicht schützt die Hydrogel- Beschichtung davor, zu viel Umgebungsfeuchtigkeit zu absorbieren und klebrig zu werden. In dem Fall eines Dilatationsballons, der vor dem Gebrauch zusammengefaltet wird, kann das Zusammenbacken oder Kleben der Beschichtung so stark werden, daß der Ballon beim Aufblähen reißt. Beim Einbringen des Gerätes in eine Körperöffnung und bei seiner Aussetzung an Körperflüssigkeiten ermöglicht der hydrophile Teil des Netzmittels, daß die Deckschicht weg gewaschen wird. Die Biokompatibilität des Netzmittels ermöglicht es ihm, von dem Körper ohne übermäßige Gewebereizung leicht ausgeschieden zu werden. Das Netzmittel befördert das Siliconagens mit seinem hydrophoben Teil mit sich, wodurch die Deckschicht entfernt wird und der gleitfähigen Beschichtung ermöglicht wird, bei Aussetzung an die wässrige Umgebung zu quellen.
Das medizinische Gerät, d. h. der Ballon, kann durch Eintauchen. Besprühen, Abwischen und so fort beschichtet werden.
Die folgenden, nicht einschränkenden Beispiele veranschaulichen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung weiter.

BEISPIELE

Hydrogel-Beschichtung 1

In diesem Beispiel wurde ein für die Blutgefäßrekonstruktion verwendbarer Katheter mit einem Ballon mit 3,0 mm Durchmesser und einer Länge von 20 mm verwendet. Der Ballon wurde mit einer Beschichtung aus Polyethylenoxid hohen Molekulargewichts beschichtet, die einen 2,2'-azobis-isobutyronitril-Katalysator hatte (beide von Aldrich Chemical). Die Beschichtung wurde daraufhin getrocknet und unter UV- Strahlung gehärtet, um Vernetzung des Polyethylenoxids zu erleichtern.

Beispiel 1

Es wurde eine Lösung von 4% Dow Corning® DC-360 Polydimethylsiloxan und 10% Pluronic® 31 R1, einem PO/EO/PO-Blockcopolymer von BASF, in einer Verschnittlösemittelmischung aus 1 : 1 (Volumen) Isopropanol und Heptan hergestellt.
Der mit der Hydrogel-Beschichtung 1 beschichtete Ballon wurde unter niedrigem Druck (etwa 2 Atmosphären) aufgebläht, 10 Sekunden lang in die Lösung (siehe oben) getaucht, daraus entfernt und 2 Stunden lang in einem 50ºC-Heizschrank getrocknet. Der Ballon wurde dann abgelassen und in einen Ballonschützer mit 2,0 mm Durchmesser gebracht und in einem 13-Stunden-Zyklus ethylenoxidsterilisiert.

Vergleich A

Ein Ballon wurde lediglich mit der Hydrogel-Beschichtung 1 beschichtet.

Vergleich B

Ein Ballon wurde mit der Hydrogel-Beschichtung 1 und einer Deckschicht aus Corning® DC-360 ohne irgendein hydrophiles Netzmittel beschichtet. TABELLE I
Wie man aus den Werten ersehen kann, wies der mit dem Verfahren der vorliegenden Erfindung beschichtete Ballon, Beispiel 1, die beste Gesamtleistung von niedrigem Öffnungsdruck und niedrigen Reibungskräften auf.

Beispiel 2

Der mit der Hydrogel-Beschichtung, siehe oben, beschichtete Ballon wurde mit der zweiten Beschichtung behandelt, die eine Lösung von 4% Polymethylsiloxan (DC- 360) und 10% Cremophor® EL 35 als das hydrophile Netzmittel in einer Verschnittlösemittelmischung aus 1 : 1 (Volumen) Isopropanol und Heptan war. Es wurde die gleiche Verfahrensweise zum Beschichten und Trocknen befolgt wie in Beispiel 1. Es wurden wieder die Vergleichsbeispiele A und B hergestellt wie oben. Es wurden die folgenden Beispiele erhalten.

Vergleich C

Ein Ballon, beschichtet mit der Hydrogel-Beschichtung 1, gefolgt von einer Deckschicht von Polymethylsiloxan. TABELLE II
Beispiel 2 wies die beste Gesamtleistung von niedriger Öffnungskraft und niedrigen Reibungskräften auf.

Hydrogel-Beschichtung 2

Ein für die Blutgefäßrekonstruktion verwendbarer Katheter mit einem kleinen Ballon mit 2,5 mm Durchmesser und einer Länge von 14 mm wurde in diesem Beispiel verwendet. Der Ballon wurde mit einer 3%igen Lösung eines Polyvinylpyrrolidons mit hohem Molekulargewicht mit einem Dibutylzinn-dilaurat-Katalysator (beide von Aldrich Chemical) in Heptan durch Tauchen beschichtet. Die Beschichtung wurde in einem 50ºC-Heizschrank 5 Stunden lang der Wärme ausgesetzt, um Vernetzung des Polymers zu erleichtern.

Beispiel 3

Eine Lösung von 6% Chlortrifluorethylen (Aldrich Chemical) und 20% polyoxyethylenmodifiziertem Silikon (Silwet® L-7002 von Witco) wurde in Isopropanol/Heptan des Volumenverhältnisses 1 : 1 aufgelöst. Der hydrogel-beschichtete Ballon wurde dann mit dieser zweiten Beschichtung wie in den Beispielen 1 und 2 behandelt.

Vergleichsbeispiel D

Hydrogel-Beschichtung allein.

Vergleichsbeispiel E

Hydrogel-Beschichtung 2, gefolgt von einer Deckschicht von Chlortrifluorethylen. TABELLE III
Beispiel 3 wies die geringste Öffnungskraft und eine mit dem nur mit der Hydrogel- Beschichtung 2 beschichteten Ballon (Vergleich D) vergleichbare Gleitfähigkeit auf.

Claims

1. Ein medizinisches Gerät zur Einbringung in den Körper, wobei dieses Gerät mindestens eine Oberfläche hat, die zeitlich wiederkehrend in Berührung mit einer zweiten Oberfläche kommt, wobei diese erste Oberfläche umfasst:

eine erste gleitfähige Hydrogelschicht, angebracht auf der ersten Oberfläche;

eine zweite, hydrophobe Deckschicht, umfassend mindestens ein hydrophiles Netzmittel.

2. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 1, wobei die erste hydrophile Schicht ein Hydrogel umfasst.

3. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 2, wobei das Hydrogel ein polymeres Material umfasst, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Polyalkylenglykolen, Alkoxypolyalkylenglykolen, Copolymeren aus Methylvinylether und Maleinsäure, Polyvinylpyrrolidon, Poly(N-alkylacrylamid), Polyacrylsäure, Polyvinylalkohol, Polyethylenimin, Polyamiden, Methylcellulose, Carboxymethylcellulose, Polyvinylsulfonsäure, Heparin, Dextran, modifiziertem Dextran und Chondroitinsulfat.

4. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 2, wobei das Hydrogel mindestens ein hydrophiles Polymer, umfassend Polyethylenoxid, umfasst.

5. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 2, wobei das Hydrogel mindestens ein hydrophiles Polymer, umfassend Polyvinylpyrrolidon, umfasst.

6. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 1, wobei die hydrophobe Beschichtung eine hydrophobe Siliciumverbindung umfasst.

7. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 6, wobei die hydrophobe Siliciumverbindung ein Siloxan ist.

8. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 7, wobei das Siloxan Dimethylsiloxan ist.

9. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 1, wobei das hydrophile Netzmittel ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Polyalkylenglykolen, Alkoxypolyalkylenglykolen, Polyoxyethylen-Rizinusöl und Mischungen davon.

10. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 9, wobei das Copolymer aus Ethylenoxid ein Ethylenoxid/Propylenoxid-Blockcopolymer ist.

11. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 9, wobei das hydrophile Netzmittel ein Polyoxyethylen-Rizinusöl ist.

12. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 1, wobei das Gerät ein Dilatationsballon ist.

13. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 1, wobei das Gerät ein Führungsdraht ist.

14. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 12, wobei dieser Ballon ein polymeres Material umfasst, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Polyetherblockamiden, Polyesterblockethern, Polyethylenterephtalat und Nylon.

15. Ein Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Gerätes gemäß Anspruch 1, umfassend die Schritte von

a) Beschichten dieses Gerätes mit einer ersten Schicht eines gleitfähigen hydrophilen polymeren Materials; und

b) Beschichten dieses Gerätes mit einer zweiten Schicht eines hydrophoben Materials, wobei dieses hydrophobe Material mindestens ein hydrophiles Netzmittel umfasst.

16. Ein medizinisches Gerät zur Einbringung in den Körper, umfassend eine polymere Oberfläche, die mindestens zeitlich wiederkehrend der Berührung mit mindestens einer zweiten Oberfläche unterworfen ist, wobei diese erste polymere Oberfläche umfasst:

a) eine erste gleitfähige hydrophile Beschichtung, angeordnet auf dieser ersten polymeren Oberfläche; und

b) eine zweite hydrophobe Beschichtung, angeordnet auf der ersten hydrophilen Beschichtung, wobei diese hydrophobe Beschichtung mindesten eine hydrophobe Siliciumverbindung und mindestens ein hydrophiles Netzmittel umfasst;

wobei die erste hydrophile Beschichtung biokompatibel ist und die zweite hydrophobe Beschichtung die erste hydrophile Beschichtung daran hindert, vorzeitig Wasser aufzunehmen und mit sich selbst zusammenzukleben, und das hydrophile Netzmittel als ein Träger für die hydrophobe Siliciumverbindung beim Eintritt in eine wässrige Umgebung dient.

17. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 16, wobei das Gerät ein Dilatationsballon ist.

18. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 16, wobei die hydrophile Beschichtung ein polymeres Material ist, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Polyalkylenglykolen, Alkoxypolyalkylenglykolen, Copolymeren aus Methylvinylether und Maleinsäure, Polyvinylpyrrolidon, Poly(N-alkylacrylamid), Polyacrylsäure, Polyvinylalkohol, Polyethylenimin, Polyamiden, Methylcellulose, Carboxymethylcellulose, Polyvinylsulfonsäure, Heparin, Dextran, modifiziertem Dextran und Chondroitinsulfat.

19. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 18, wobei die hydrophile Beschichtung mindestens ein Polymer umfasst, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Copolymeren von Maleinsäureanhydrid und Polycarbonsäuren.

20. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 16, wobei die hydrophile Siliciumverbindung ein Siloxan ist.

21. Das medizinische Gerät gemäß Anspruch 16, wobei das hydrophile Netzmittel ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Polyalkylenglykolen, Alkoxypolyalkylenglykolen, ethoxyliertem Rizinusöl und Mischungen davon.

22. Ein medizinisches Gerät, geeignet zur Einbringung in den Körper eines Patienten und zur Handhabung von außerhalb des Körpers, umfassend einen gestreckten Körper zur Einbringung in den Körper, wobei dieser gestreckte Körper mit einer ersten polymeren Hydrogelschicht und einer zweiten hydrophoben Beschichtung beschichtet ist, wobei diese hydrophobe Beschichtung mindestens ein hydrophiles Netzmittel umfasst.