DE69521690T2

DE69521690T2 - Blutverträglicher beschichteter artikel

Info

Publication number: DE69521690T2
Application number: DE69521690T
Authority: DE
Inventors: Ben Brian; Yung-Ming Chen; A. Edrich; Harold Fisher; Lloyd Forrestal; Marc Voorhees
Original assignee: Cobe Cardiovascular Inc
Current assignee: Cobe Cardiovascular Inc
Priority date: 1994-04-15
Filing date: 1995-04-14
Publication date: 2001-10-25
Anticipated expiration: 2015-04-15
Also published as: JPH09510903A; DE69521690D1; US5643681A; JP3228752B2; MX9604801A; US5702823A; EP0755272B1; AU2289895A; AU692252B2; US5738902A; WO1995028184A1; ATE202942T1; EP0755272A1; CA2187616A1

Description

Gebiet der Erfindung

Die Erfindung zielt auf verbesserte Materialien für medizinische Geräte, insbesondere auf Materialien zur Kontaktierung von Blut- und Lebendzellen, wo nachteilige physiologische Reaktionen, wie eine Verklumpungs- bzw. Gerinnungsinitiierung, minimiert oder eliminiert werden müssen. Solche biokompatiblen Materialien sind in extrakorporalen Blut-Oxygenierungsgeräten, Hämodialysegeräten und dergleichen brauchbar.

Hintergrund und Stand der Technik

Ein grundlegendes Problem bei der Konstruktion von medizinischen Geräten mit Komponenten, die Blut und andere physiologische Fluide kontaktieren müssen, ist, dass Materialien mit guten mechanischen und strukturellen Eigenschaften eine ziemlich schlechte Biokompatibilität besitzen, während hochbiokompatible Materialien schlechte strukturelle Eigenschaften besitzen. Die Biokompatibilität ist selbst ein viele Facetten aufweisendes Problem, welches verschiedene Aspekte besitzt je nach dem Gerätetyp, je nach dem, welche Gewebe oder Fluide es kontaktiert, und der Länge der Kontaktzeit. Bei Geräten, die für die Hämodialyse oder Blut-Oxygenierung bestimmt sind, stehen die Materialien mit dem durch ein Leitungsmaterial, in Behälter, durch Wärmetauscher und über Membrane strömenden Blut in Kontakt. Das Blut kehrt in den Körper des Patienten zurück. Die wesentlichen Elemente der Biokompatibilität sind daher die Verhinderung von Initiierungsprozessen, die in der Folge dem Patienten schaden können, wie die Aktivierung von Gerinnungsmechanismen, die Aktivierung des Komplementärsystems und die Initiierung von Entzündungsreaktionen. Materialien dürfen in Blut oder anderen Körperflüssigkeiten nicht löslich sein, um zu vermeiden, dass sie permanent in den Körper des Patienten hineingeführt werden.
Obwohl bestimmte Polymertypen, wie Silikone und Siloxane, dafür bekannt sind, dass sie zahlreiche Attribute der Biokompatibilität besitzen, gibt keine zuverlässigen physikalischen Korrelate, die eine Voraussage der Biokompatibilität mit einem gewissen Mass an Sicherheit erlauben.
Allgemein sind hydrophobe Oberflächen biokompatibler als hydrophile Oberflächen. Zisman's kritische Oberflächenspannung [Zisman, W. A. (1964) Adv. Chem. Ser. 43] wurde als Parameter zur Unterstützung der Bewertung der potentiellen Biokompatibilität verwendet. Materialien mit einer optimalen kritischen Oberflächenspannung sind häufig biokompatibel, doch es gibt beträchtliche Ausnahmen. Zum Beispiel weisen Polyethylen und Polypropylen kritische Oberflächenspannungen auf, die gut innerhalb des optimalen Bereichs liegen, doch sind sie nicht voraussagbar biokompatibel. Andere Faktoren sind ebenfalls von Bedeutung. Ohne ein genaues Verstehen des Wesens dieser Faktoren bleibt die Biokompatibilität unvorhersagbar.
Aufgrund der attraktiven strukturellen Eigenschaften von Polyolefinen und Polyurethanen wurden verschiedene Misch- und Copolymerisierungstechniken entwickelt, um eine grössere Biokompatibilität zu verleihen. Das US-Patent 4 872 867 beschreibt die Modifizierung eines Polyurethans mit einem wasserlöslichen Polymer und deren Vernetzung in situ mit einem Haftungsmittel vom Silan-Typ zur Bildung eines vernetzten und verflochtenen Polysiloxan-Netzwerks. Das US-Patent 4 636 552 beschreibt ein Polydimethylsiloxan mit Polylacton-Seitenketten, die für die Verleihung von Biokompatibilität nützlich sein sollen bei einer Kombination mit einem Basispolymer oder bei Verwendung zur Ersetzung von Weichmacher. Das US-Patent 4 929 510 beschreibt ein Diblock-Copolymer mit einem hydrophoberen Block und einem weniger hydrophoben Block. Eine Lösung des Diblock-Copolymers in einem Lösungsmittel, welches das Matrixpolymer aufquellen lässt, wird verwendet, um den Diblock in einen Artikel aus Matrixpolyrner einzubringen. Im Anschluss wird der Artikel in Wasser verbracht, um eine Orientierung des eingebrachten Diblock-Copolymers zu erzwingen, so dass der hydrophobere Block in die Matrix eingebettet wird und der weniger hydrophobe Block auf der Oberfläche des Artikels exponiert ist. Beispiele für Diblock-Copolymere schlossen Poly(ethylenoxidpropylenoxid), N-Vinylpyrrolidon-Vinylacetat und N-Vinylpyrrolidon-Styrol ein. Die US-Patente 4 663 413 und 4 675 361 beschreiben segmentierte Blockcopolymere, insbesondere lineare Polysiloxan-Polycaprolacton-Blockcopolymere. Die letzteren wurden in Basispolymermaterialien eingebracht, um deren Oberflächeneigenschaften zu modifizieren. Obwohl es anfänglich in seiner Gesamtmasse in das Basispolymer eingemischt wurde, wandert das Copolymer an die Oberfläche unter Bildung eines aussergewöhnlich dünnen, möglicherweise eines monomolekularen Films, welcher die gewünschte Oberflächencharakteristik, insbesondere Biokompatibilität verleiht.
Obwohl zahlreiche, die Oberfläche modifizierende Zusammensetzungen in dem Fachbereich beschrieben wurden, erfolgte deren beabsichtige Verwendung als Massenformulierungsadditive, als Mischungen mit Basispolymer, vernetzt innerhalb der Polymermatrix, als Substitute für Weichmacher oder eingebracht in die Polymermatrix. In dem Fachbereich wurden Überzüge vermieden, zum Teil aufgrund der erhöhten Herstellungskosten und der Schwierigkeit einer gleichmässigen Aufbringung. Für bestimmte Anwendungen, wie mikroporöse Membrane, könnte die Aufbringung eines Überzugs die Membraneigenschaften nachteilig beeinflussen durch Verstopfung von Membranporen oder im anderen Fall eine Verschlechterung der Leistung. Im Falle mikroporöser Membranen, die durch ein Verfahren zum Recken von Polymerfoliengrundmaterial hergestellt werden, wird der gesamte Oberflächenbereich in einem Maße erweitert, dass die verfügbare Oberflächenkonzentration an Oberflächenmodifizierern, die in herkömmlichen Formulierungsverfahren zugesetzt wird, bis zur Wirkungslosigkeit herabgesetzt wird. Das Vorsehen einer biokompatiblen Oberfläche für eine mikroporöse Membran bleibt eine Sache von entscheidender Bedeutung, da die Membran den grössten Oberflächenbereich aufweist, der mit dem Patientenblut irgendeiner Komponente einer Oxygeniervorrichtung oder einer Hämodialyseanlage in Kontakt steht. Eine weitere Komponente mit einer grossen Blutkontaktfläche ist ein Wärmetauscher, häufig aus Metall gefertigt, welcher zur Aufrechterhaltung einer gewünschten extrakorporalen Bluttemperatur eingesetzt wird. Aluminium, Titan und nichtrostender Stahl werden alle für verschiedene Arten von Blut-Kontaktierungsgeräten verwendet. Aluminium ist mit Blut reaktionsfähig und ist häufig mit Epoxy oder Polyurethan überzogen, um nachteiligen Reaktionen zu verhindern. Obwohl weniger reaktiv als Aluminium, weisen sowohl nichtrostender Stahl als auch Titan eine nicht ganz optimale Biokompatibilität bei Kontakt mit Blut auf.
In Anbetracht dessen, was über deren Eigenschaften als Massenadditive bekannt ist, wären die Triblock-Copolymere unwahrscheinliche Kandidaten für die Verwendung als Überzüge, da die Blöcke, die normalerweise das Copolymer in der Basispolymermatrix verankern, auf der Oberfläche freiliegen würden. Nichtsdestotrotz, wie hierin ausführlich beschrieben, fand man nun heraus, dass bestimmte Triblock-Copolymere als Überzüge aufgebracht werden können, um den polymeren Oberflächen Biokompatibilität zu verleihen. Man fand auch unerwarteterweise heraus, dass dieselben Copolymere zur Beschichtung von Oberflächen anderer polymerer und metallischer Artikel verwendet werden können, wodurch diesen eine ausgezeichnete Biokompatibilität verliehen wird. Dieselben Copolymere verbessern auch die Biokompatibilität von polymerbeschichteten Metalloberflächen, beispielsweise mit Epoxy oder Polyurethan beschichtetes Aluminium.

Zusammenfassung der Erfindung

Die Erfindung stellt poröse Membrane und andere polymere Artikel, die zur Verbesserung der Biokompatibilität der Membran oder eines anderen Artikels beschichtet werden im Vergleich mit der polymeren Basismasse einer unbeschichteten Membran oder eines Artikels bereit. Die Erfindung stellt auch Metallflachbleche und metallische Artikel bereit, die beschichtet werden, um die Biokompatibilität des Blechs oder Artikels im Vergleich zu dem unbeschichteten Metallblech oder Artikel zu verbessern. Das Beschichtungsmaterial ist eines von mehreren Triblock- Copolymeren mit einem Polysiloxan-Segment, welches von zwei Polylacton-Segmenten flankiert wird oder mit diesen Endkappen bildet. Die Überzugsdicke muss innerhalb eines optimalen Bereichs liegen, um für eine optimale Biokompatibilität zu sorgen. Die polymere Basismasse oder das Basismetall kann jegliches Material sein, aus welchem poröse Membrane oder andere Artikel hergestellt werden können. Die Erfindung ist besonders für mikroporöse Membrane von Nutzen, die bei extrakorporalen Blut-Oxygeniervorrichtungen, wo O&sub2; und CO&sub2; durch die Poren diffundieren, H&sub2;O dagegen nicht, sowie bei Hämodialyse-Membranen eingesetzt werden. Bei solchen Geräten wird der Blutkontakt mit den Membranoberflächen maximiert, und der Notwendigkeit von Biokompatibilität kommt eine grosse Bedeutung zu. Die Erfindung ist auch für metallische Oberflächen bei extrakorporalen Blutverarbeitungsgeräten von Nutzen, beispielsweise bei Thermistorsonden und Wärmetauschern. Die Biokompatibilität wird hierin durch die verminderte Tendenz zur Anregung der Gerinnungsenzymaktivität, zur Anregung der Kallikreinähnlichen Aktivität, zur Aktivierung der Komplementkaskade bei Blut- und Plasmaexponierungen, der Induzierung von IL-1β durch Mononukleozyten, durch Plättchenablagerung in Ex-vivo- Shunt-Untersuchungen und durch In-vitro-Plättchen-Aktivierungstests gemessen.

Kurze Beschreibung der Figuren

Die Fig. 1 ist eine graphische Darstellung des Thrombin-Antithrombin III-(TAT-)Komplexes in menschlichem Vollblut, das an verschiedene mikroporöse Membrane für die auf der Abszisse angegebenen Zeiten exponiert wird. Feste Punkte: Celgard-Membran (Handelsname Hoechst Celanese, Charlotte, NC), tauchbeschichtet mit einer 0,5%igen SMA-423-Lösung; Quadrate:
Celgard-Membran, tauchbeschichtet mit einer 2,5%igen SMA-423-Lösung; Dreiecke: unbeschichtete Celgard-Membran; Dreiecke (umgedreht): Polystyrol-Plaque.
Die Fig. 2 ist eine graphische Darstellung eines TAT-Komplexes in menschlichem Vollblut, das unterschiedliche Konzentrationen an Heparin enthält, nach einer 30-minütigen Exponierung an verschiedene mikroporöse Membrane. Punkte, Quadrate und Dreiecke in Fig. 1. Dreiecke (umgedreht): Celgard-Membran mit PS-252-Silikon (United Chemical Technology, Bristoll, PA); Karozeichen: Polystyrol-Plaque.
Die Fig. 3 ist eine graphische Darstellung der Kallikrein-ähnlichen Aktivität in verdünntem, plättchenarmem Plasma nach einer 3-minütigen Exponierung bei 4ºC an verschiedene Oberflächen.
Die Fig. 4 ist ein Balkendiagramm, das die Rate des exponentiellen Anstiegs des terminalen Komplementkomplexes (TCC) in rekalzifiziertem menschlichen Vollblut nach der Exponierung an verschiedene Oberflächen zeigt.
Die Fig. 5A-5G sind graphische Darstellungen eines TAT-Komplexes in rekalzifiziertem, antikoaguliertem menschlichen Vollblut, das an verschiedene Oberflächen für die auf den Abszissen angegebenen Zeiten exponiert wurde. Fig. 5A: unbeschichteter, nichtrostender 316L- Stahl; Fig. 5B: nichtrostender 316L-Stahl, tauchbeschichtet mit einer 0,1%igen SMA-423- Lösung; Fig. 5C: nichtrostender 316L-Stahl, tauchbeschichtet mit einer 0,5%igen SMA-423- Lösung; Fig. 5D: nichtrostender 316L-Stahl, tauchbeschichtet mit einer 1,0%igen SMA-423- Lösung; Fig. 5E: nichtrostender 316L-Stahl, tauchbeschichtet mit einer 2,0%igen SMA-423- Lösung; Fig. 5F: PDMS-(PS-252-)beschichtetes Polystyrol; Fig. 5G: Polystyrol (unbeschichtet).
Die Fig. 6 ist ein Balkendiagramm der Gerinnungszeit von rekalzifiziertem menschlichen Vollblut, das an verschiedene Oberflächen exponiert wurde.
Die Fig. 7 ist ein Balkendiagramm der TAT-Erzeugungs-Lag-Zeitphasen von rekalzifiziertem menschlichen Vollblut, das an verschiedene Oberflächen exponiert wurde.
Die Fig. 8 ist ein Balkendiagramm, das die Rate des exponentiellen Anstiegs des TAT- Komplexes in rekalzifiziertem menschlichen Vollblut nach der Exponierung an verschiedene Oberflächen zeigt.

Ausführliche Beschreibung der Erfindung

Die Beschichtungsmaterialien der vorliegenden Erfindung sind Triblock-Copolymere mit einem Polysiloxan-(S-)Block, flankiert durch Polylacton-(L-)Blöcke. Die Abkürzung LSL wird zur Bezeichnung solcher Polylacton-Polysiloxan-Polylacton-Copolymere hierin verwendet. Geeignete Triblock-Copolymere sind im Handel erhältlich, beispielsweise von Thoratec Laboratories, Berkeley, CA, die eine Reihe solcher Polymere mit der Bezeichnung "SMA" bereitstellen, in welchen das Siloxan Dimethylsiloxan ist und das Lacton Caprolacton ist. Die nominellen Molekulargewichte (zahlenmittleren) der für die hierin beschriebene Anwendung nützlichen Polysiloxan-Blöcke liegen im Bereich von etwa 1000 bis etwa 5000, während die nominellen Molekulargewichte der Caprolacton-Blöcke im Bereich von etwa 1000 bis etwa 10000 liegen. Ein LSL- Triblock-Copolymer mit Polycaprolacton-Blöcken von 1000 und Polysiloxan-Blöcken von 1000 (SMA-411) erwies sich als verwendbar, ebenso wie ein Copolymer mit Polycaprolacton-Blöcken von 10000 und Polysiloxan-Blöcken von 5000 (SMA-10-5-10). Eine niedrigere Molekulargewitchtsgrenze ist mit der Erfordernis einer Schmelztemperatur von oberhalb Raumtemperatur verbunden, und die Obergrenze wird durch praktische Erwägungen, wie die Löslichkeit, die Lösungsviskosität und die Tendenz zur Ausfüllung der Membranporen, beeinflusst. Ein bevorzugtes Beschichtungsmaterial wird durch SMA-422 oder SMA-423 bereitgestellt, welches Polycaprolacton-Blöcke mit einem nominellen Molekulargewicht von 2000 und Polysiloxan-Blöcke mit einem nominellen Molekulargewicht von 2000 bzw. 3000 aufweist. Die durch die betreffenden Blöcke übertragenen physikalischen Eigenschaften und die Auswirkung der Variierung der relativen Grössen sind in dem Fachbereich wohlbekannt; siehe z. B. Lovinger et al. (1993), J. Polymer Sci. Teil B (Polymer Physics) 31: 115-123.
Die poröse Membran kann aus einer beliebigen Basispolymermasse, die sich für die Herstellung poröser Membrane eignet, angefertigt werden. Poröse Membrane besitzen eine Vielzahl von Anwendungsmöglichkeiten in medizinischen Geräten. Die Porengrösse variiert mit der Anwendung. Solche Anwendungen schliessen die Dialyse, die Ultrafiltration, die Plasmaabtrennung, die Proteinreinigung, die Blutoxygenierung, die Hämodialyse, die Haemokonzentration, Blutfilter und Katheterhüllen ein. Bestimmte Dialysemembrane haben Porengrössen mit Abmessungen im Angströmbereich und sie sind nur für Atome und Moleküle mit einem Molekulargewicht von weniger als ungefähr 5000 durchlässig. "Mikroporöse" Membranen weisen allgemein Poren mit Abmessungen im Mikronbereich auf und können für die Blutoxygenierung verwendet werden. Noch grössere Poren von 20u - 40u werden in Blutfilterelementen verwendet, die den Durchgang von Blutzellen ermöglichen sollen, aber Thromben und andere Ansammlungen ausschliessen sollen. Poröse Membrane werden aus verschiedenen Basispolymeren durch eine Vielzahl von im Fachbereich bekannten Verfahren angefertigt. Die Wahl des Basispolymers und das Verfahren zur Herstellung wird in gewisser Weise durch die Grösse und die Art der gewünschten Poren bestimmt. Die Biokompatibilität von allen derartigen porösen Membranen wird stark durch die hierin beschriebenen Beschichtungsmaterialien und Verfahren verbessert.
Typische Basispolymere, die gemäss der vorliegenden Erfindung verwendet werden können, schliessen Polycarbonate, Fluorkohlenstoffpolymere, Polyurethane, Polysulfone, Polyester, Polyethylene, Polypropylene, Polystyrole, Poly(acrylnitril-butadien-styrol), Polybutadien, Polyisopren, Styrol-Butadien-Styrol-Blockcopolymere, Styrol-Isopren-Styrol-Blockcopolymere, Poly(4-methylpenten), Polyisobutylen, Polymethylmethacrylat, Polyvinylacetat, Polyacrylnitril, Polyvinylchlorid, Polyethylenterephthalat, Cellulose und deren Ester oder Derivate, Copolymere der Vorgenannten und dergleichen ein. Poröse Membrane werden durch eine Vielzahl wohlbekannter Techniken angefertigt, von denen jedwedes entsprechend der gewählten Basispolymermasse angewandt werden kann. Zum Beispiel eignen sich durch ein Verfahren zum Recken von tafelförmigem Polypropylen-Grundmaterial, wie Celgard-Membrane (Handelsnam Hoechst Celanese, Charlotte, NC) gebildete mikroporöse Membranen für die Erfindung. Solche Membranen besitzen allgemein längliche Poren mit einem kleineren Durchmesser von etwa 0,02 um und einem grösseren Durchmesser von etwa 0,2 um und sind gegenüber O&sub2; und CO&sub2; durchlässig, wodurch sie für die Blutoxygenierung geeignet sind.
Neben den polymeren Membranen und Artikeln zieht die vorliegende Erfindung eine breite Vielzahl an biokompatiblen metallischen Oberflächen und Artikeln in Betracht. Typische Metallmaterialien, die gemäss der vorliegenden Erfindung verwendet werden können, schliessen nichtrostenden Stahl, Aluminium, Titan, polymerbeschichtete Metalle und dergleichen ein.
Ein grösserer Nachteil der Basispolymermassen von porösen Membranen und der Metalloberflächen von extrakorporalen Blutverarbeitungsgeräten liegt in der Tatsache, dass die Materialien in einem unterschiedlichen Grade nicht biokompatibel sind. Überraschenderweise stellte man fest, dass eine beträchtliche Verbesserung der Biokompatibilität erzielt wird, ohne an O&sub2;/CO&sub2;- Austauschvermögen oder Dialysevermögen einzubüssen, indem man eine poröse Membran mit einem LSL-Triblock-Copolymer des hierin beschriebenen Typs beschichtet. Auf diese Weise werden mehrere unerwartete Befunde hierin vereint, nämlich: dass stabile Überzüge durch LSL- Copolymere gebildet werden, dass die Überzüge so gebildet werden können, dass die für den O&sub2;/C&sub0;&sub2;-Austausch für den Durchlass von Ionen und kleinen Molekülen essentiellen Membranporen nicht blockiert werden, und dass die Biokompatibilität durch das Vorhandensein des Überzugs verbessert wird. Ausserdem zeigte es sich, dass eine optimale Biokompatibilität aus einem Überzug mit optimaler Oberflächenkonzentration resultiert. Auch stellt man unerwarteterweise fest, dass ein stabiler LSL-Überzug ebenfalls auf eine Metalloberfläche aufgebracht werden kann. Das Beschichtungsverfahren ist von den Misch-, Schmelzmisch-, Colösungs-, Copolymerisations- oder anderen Basisformulierungsverfahren zu unterscheiden. Deshalb ist der Überzug ein solcher, welcher durch ein Nach-Fertigungs-Oberflächen-Aufbringungsverfahren aufgebracht wird.
Ein Überzug aus LSL-Copolymer kann durch jede zweckmässige Technik zum Beschichten von Dünnfilmmaterialien, festen Artikeln, Schmelzen und dergleichen aufgebracht werden, einschliesslich, aber nicht beschränkt auf, das Eintauchen, Besprühen, Führen durch ein Beschichtungsbad und dergleichen. Durch Verändern der Verfahrensparameter lässt sich die Oberflächenkonzentration des LSL-Beschichtungspolymers regulieren. Zum Beispiel kann in einem Tauchbeschichtungsverfahren die Oberflächenkonzentration durch Verändern der Konzentration art LSL in der Tauchlösung reguliert werden. In einem kontinuierlichen Durchlaufverfahren, welches sich mehr für das Beschichten grosser Membranflächen eignet, wird die Oberflächenkonzentration sowohl durch die Konzentration von LSL in dem Beschichtungsbad als auch durch die Durchlaufgeschwindigkeit des Membran-Ausgangsmaterials durch das Bad reguliert. Für das Beschichten von Membranen ist es bevorzugt, dass das Lösungsmittel so gewählt wird, dass das Basispolymer der Membran nicht aufgelöst wird. Optimale Oberflächenkonzentrationen von SMA-422 und SMA-423 wurden durch Eintauchen von Celgard-Membran in eine 0,5%ige (w/v) Lösung aus Copolymer in Aceton und Lufttrocknung erhalten. Alternativ wurde eine optimale Oberflächenkonzentration durch kontinuierliches Führen einer Celgard-Tafel durch ein Bad aus 2%igem (w/v) Copolymer in Aceton mit einer Geschwindigkeit von 100 ft/min. gefolgt von einem Durchlaufen einer erhitzten Trocknungskammer, erhalten.
Für das Beschichten von Metalloberflächen geeignete Lösungsmittel schliessen ohne Einschränkung Methylethylketon (MEK), eine Mischung aus Methylenchlorid und Alkohol (z. B. Isopropyl und Ethanol), Toluol, Aceton, Trichlorethylen, Cyclohexanon und Tetrahydrofuran ein. Ein geeignetes Lösungsmittel sollte in der Lage sein, das LSL-Copolymer zu lösen und zur Benetzung der Metalloberfläche fähig sein. Im allgemeinen sollten Lösungsmittel mit einem Löslichkeitsparameter von etwa 8 bis 10 das LSL-Copolymer auflösen; siehe z. B. Hoy, K. L. (1970), J. Paint Technology 42 (541): 761-818. Ein weiteres Erfordernis für Beschichtungspolymere und polymerbeschichtete Metalle ist, dass das Lösungsmittel die zu beschichtende Polymeroberfläche nicht verätzen oder verschlechtern sollte. Zum Beispiel schliessen zusätzliche geeignete Beschichtungslösungsmittel zweibasische Säureester, wie Diisobutylglutarat, Glykolether, wie Dipropylenglykolmethylether, Propylenglykolmethylether (1-Methoxy-2-propanol) und Tripropylenglykolmonomethylether, N-Methylpyrrolidon und dergleichen ein. Bei Verwendung von Müschungen aus Methylenchlorid in Alkohol beträgt die Methylenchlorid-Konzentration vorzugsweise mindestens 10% (v/v). Optimale Oberflächenkonzentrationen von SMA-423 wurden durch Eintauchen von Scheiben aus nichtrostendem Stahl (nichtrostender 316L-Stahl) in 1,0 %igen und 2,0%igen (w/w) Lösungen von Copolymer in MEK und Lufttrocknen erhalten.
Die relative Oberflächenkonzentration des LSL-Copolymers kann quantitativ durch Röntgenstrahlungsfluoreszenz (XRF) bewertet werden. Silicium weist ein charakteristisches Röntgenstrahlungs-Fluoreszenzband (Kct) auf, dessen Intensität eine Funktion der Konzentration an Siliciumatomen der beschichteten Oberfläche ist. Durch Vergleich der Röntgenstrahlungs- Fluoreszenz-Intensität der Probe mit einem internen Standard lässt sich das Intensitätsverhältnis berechnen, welches ein Maß für die relative Silicium -Oberflächenkonzentration und daher der LSL-Oberflächenkonzentration ist.
Um die XRF-Analyse durchzuführen, wird die zu messende Film- oder Membranprobe über einem Röntgenstrahlen-Probenbecher (Chemplex #1930-Probenbecher) gereckt und mit einem Schnappring festgehalten. Eine beschichtete Metallscheibe oder ein beschichteter polymerer Artikel wird direkt in das Probenfach gelegt. Das Probenfach eines Philips AXS-Wellenlängen- Dispersions-Spektrometers wird mit Helium gespült. Das Spektrometer sollte mit einer Chrom- Röntgenstrahlenröhre ausgestattet sein. Andere Maschinenparameter sind untenstehend aufgeführt. XRF-MASCHINENPARAMETER
Wenn die Siliciumatome in dem Triblock-Copolymer, zum Beispiel SMA423, durch die aus der Chrom-Röntgenstrahlungsröhre kommende Strahlung angeregt werden, senden sie eine fluoreszierende Strahlung aus, die für Silicium (Ka) charakteristisch ist. Die Intensität dieser fluoreszierenden Strahlung ist direkt proportional zu der Oberflächenkonzentration von Silicium und damit zu der Konzentration von SMA423. Die Intensität der Strahlung wird in Zählimpulsen pro Sekunde gemessen und auf einen inneren Silicium-Maschinenstandard normiert, welcher jede mögliche Veränderung der Maschinenparameter berücksichtigt bzw. wiedergibt. Der bei diesen Analysen angewandte innere Maschinenstandard liefert eine Zählimpulsrate von 42 000 Zählimpulsen/s. Dieses Verhältnis ist als das Intensitätsverhältnis bekannt, welches seinerseits direkt proportional zu der Oberflächenkonzentration des Siliciums ist. Wie zuvor erwähnt, hatte die in einer 0,5%igen Copolymerlösung tauchbeschichtete Membran eine optimale Biokompatibilität. Die bei den Proben solcher Membranen gemessenen Intensitätsverhältnisse waren wie folgt: Probe Nr. Intensitätsverhältnis
1 0,1836
2 0,1720
3 0,1699
4 0,1760
5 0,172 5
6 0,1789
7 0,1897
8 0,1855
9 0,1793
10 (Durchschnittswert ± Standardabweichung) 0,1786 ± 0,0067
Anhand dieser und ähnlicher Untersuchungen stellte man fest, dass Polymere (einschliesslich Membranen) und Metalloberflächen mit Copolymerbeschichtungen, deren Oberflächenkonzentrationen XRF-Intensitätsverhältnisse im Bereich von 0,02 - 0,35 zeigen, eine für den Betrieb geeignete Biokompatibilität vorsehen. Ein bevorzugter Bereich der XRF-Intensitätsverhältnisse ist 0,05 - 0,25, während die maximale Biokompatibilität mit den hierin getesteten Membranen bei Membranen mit XRF-Intensitätsverhältnissen im Bereich von 0,16 - 0,2 zu beobachten war. Es versteht sich, dass Fachleute auf dem Gebiet unter Anwendung der eben beschriebenen XRF- Technik optimal biokompatible Oberflächenkonzentrationen von Beschichtungen gemäss der Erfindung messen können.
Die auf poröse Membranen aufgebrachten Beschichtungen verringern oder modifizieren deren Porosität nicht. Zum Beispiel wurden eine optimal beschichtete Celgard-Membran und eine unbeschichtete Membran auf Widerstand gegenüber Luftströmung gemäss der ASTM-D-726 (B)- Testmethode untersucht. Die Herstellerspezifikationen für unbeschichtete Celgard-Membranen ist 50-120 Gurley-Sekunden. Ein unbeschichtetes Probenexemplar wies einen Luftwiderstand von 74 Gurley-Sekunden auf, während das beschichtete Material eine Beständigkeit von 67 Gurley-Sekunden aufwies.
Wie zuvor erwähnt, wies eine Scheibe aus nichtrostendem Stahl, die in 1,0%iger und 2,0%iger Copolymerlösung tauchbeschichtet wurde, eine optimale Biokompatibilität auf. Die bei den Proben von Scheiben aus nichtrostendem 316L-Stahl gemessenen Intensitätsverhältnisse waren wie folgt:
Oberflächen aus nichtrostendem Stahl mit Copolymerbeschichtungen, deren Oberflächenkonzentrationen XRF-Intensitätsverhältnisse im Bereich von 0,02 bis 0,35 zeigen, liefern eine für dem Betrieb geeignete Biokompatibilität. Ein bevorzugter Bereich der XRF-Intensitätsverhältnisse für Beschichtungen von nichtrostendem Stahl ist 0,05 - 0,25, während eine maximale Biokompatibilität mit den hierin untersuchten Scheiben aus nichtrostendem Stahl bei Scheiben mit XRF-Intensitätsverhältnissen im Bereich von 0,09 - 0,18 festzustellen war. Ausgezeichnete Resultate wurden unter Verwendung einer 2,5%igen (w/w) SMA-423 für die Membranbeschichtung und einer 1,0%igen (w/w) SMA-423 für Beschichtungen für Wärmetauscher aus nichtrostendem Stahl erzielt.
Die Biokompatibilität beinhaltet verschiedene Aspekte von Reaktionen zwischen biologischem Gewebe und synthetischen Materialien. Am häufigsten vorkommend und am gefährlichsten für den Patienten sind die Aktivierung der Blutgerinnungskaskade, die Komplementaktivierung, entzündliche zelluläre Responses und die Plättchenaktivierung. Die Aktivierung der Gerinnungsreaktionen wurde entweder durch einen kommerziell verfügbaren Thrombin-Anti-Thrombin- ELISA-Test (Behring Diagnostica, Inc. Marburg, Deutschland) oder durch Untersuchen (Assay) der Kallikrein-ähnlichen Aktivität (innere Gerinnungskaskade) unter Verwendung einer chromogenen Substratreaktion, verfügbar von Kabi Diagnostica, Mölndal, Schweden, gemessen. Die Komplementaktivierung wurde durch ein ELISA-Assay für löslichen terminalen Komplement- Komplex (TCC) [Deppisch, R. et al. (1990), Kidney International 37: 696-706] gemessen. Die Interleukin-1J3 (IL-153)-Erzeugung durch Mononukleozyten, die an Flachbleche bzw. -tafeln oder Membranen exponiert wurden, wird durch einen ELISA-Test, verfügbar von R&D Systems Minneapolis, Minnesota, gemessen. Zudem wurde die Plättchenhaftung und die Aktivierung auf Testoberflächen, die einem Ex vivo-Shunt unterzogen wurden, durch Abtast-Elektronenmikroskopie untersucht. Ein In vitro-Plättchen-Aktivierungstest wurde ebenfalls durchgeführt.
Es wird anerkannt, dass herkömmliches polymeres Grundmaterial, Leitungsmaterial, Formartikel und dergleichen ebenfalls durch ein LSL-Copolymer in der für mikroporöse Membranen beschriebenen Weise beschichtet werden können. Gleichfalls können verschiedene metallische Oberflächen und Artikel durch ein LSL-Copolymer in der für Scheiben aus nichtrostendem Stahl beschriebenen Weise beschichtet werden. Die Oberflächenkonzentration von LSL kann durch XRF in derselben Weise bewertet werden, wobei die optimale Oberflächenbeschichtung innerhalb derselben Bereiche für die Intensitätsverhältnisse liegt wie für die durch Beispiele veranschaulichten polymeren Membranen und metallischen Scheiben. Biokompatibilitätstests wurden elöenfalls mit Tafeln und Leitungsmaterial aus Polypropylen und Polyvinylchlorid durchgeführt.
Man fand heraus, dass man eine wirksame LSL-Copolymerbeschichtung auf Blutkontaktierungsflächen eines zusammengesetzten Oxygenator-Wärmetauschers oder bei nachträglich montierten Komponenten eines Oxygenators erzielen kann, wodurch das Erfordernis der Verwendung vorbeschichteter Membranen oder vorbeschichteter Wärmetauscher eliminiert wird. Durch Aufbringen der Beschichtung in einem Nach-Montage-Stadium werden die Herstellungskosten gesenkt, beschichtetes Material wird nicht verschwendet und das Risiko einer Beschädigung der beschichteten Oberfläche wird minimiert. Das Nach-Montage-Beschichtungsverfahren wird durch Pumpen einer Lösung aus LSL-Copolymer mit einer festgelegten Konzentration bei einer vorbestimmten Strömungsrate durch die Blutkontaktierungskanäle eines zusammengesetzten Oxygenator-Wärmetauschers oder durch nachträglich montierte Komponenten eines Oxygenators, wie durch die Sauerstoffaustausch- und Wärmeaustauschkomponenten, in getrennter Weise durchgeführt.
Beschrieben sind hierin spezifische Methoden, die zur getrennten Beschichtung eines Sauerstofftauschers und eines Wärmetauschers angewandt werden, wobei ein Rezirkulationssystem zum Pumpen von LSL-Copolymerlösungen und zum Ausspülen von restlichem Lösungsmittel mit einem Gasstrom verwendet wird. Überraschenderweise fand man heraus, dasss eine SMA- Lösung in MEK die Oxygenator-Membran von der Blutseite zu der Gasseite nicht passiert, insbesondere wenn die Öffnungen auf der Gasseite verstopft sind, während Copolymerlösung durch die mit Blut überzogene Seite des Geräts strömt.
Eine Beschichtungsmaschine wird zum Beschichten der Sauerstoffaustauscher von Oxygenatoren mit LSL-Copolymer vor dem Anschluss des Wärmeaustauschers eingesetzt. Die Gerätschaft beschichtet die Blutseite eines leckgetesteten Oxygenators mit SMA-423 unter Verwendung von MEK als Lösungsmittel/Träger. Während des Beschichtungsbetriebs wird die Gasseite des Oxygenators völlig verschlossen, um zu verhindern zu helfen, dass MEK über die Membran in die Gasseite des Geräts strömt. Pneumatisch betätigte Zylinder werden verwendet, um die Öffnungen auf der Gasseite zu verschliessen.
Die Beschichtungsmaschine enthält eine Sauerstoffaustauscher-Beschichtungsstation. Nachdem ein Operator den Wärmetauscher in einem Führungssatz untergebracht hat, pumpt die Maschine eine SMA/MEK-Lösung (2,5% w/w) aus einem Tank durch die Blutseite des Oxygenators und zurück zu dem Tank während eines Zeitraums, der ausreichend ist, um den Kontakt mit allen Oberflächen zu gewährleisten. Ein Strömungsschalter stromabwärts des Oxygenators stellt fest bzw. detektiert, dass die festgelegte Strömungsrate erreicht worden ist, typischerweise etwa 1 gal/min. Druckluft, die getrocknet und filtriert wurde, wird danach für eine bestimmte Zeit durch den beschichteten Oxygenator gepresst, um das Lösungsmittel aus diesem zu spülen und diesen zu trocknen, in der Regel für etwa 10-30 Minuten je nach der Lufttemperatur. Die vollständige Lösungsmittelentfernung lässt sich durch Trocknen des Gerätes auf ein konstantes Gewicht nachweisen.
Eine Filter-Rezirkulationsschleife durch den Lösungsmitteltank ist normalerweise aktiv. Um einen Oxygenator zu beschichten, wird die SMA/MEK-Lösung durch eine Reihe von Ventilen zu dem Oxygenator umgeleitet. Lösung strömt anschliessend durch ein Sieb und einen Strömungsschalter und zurück zu dem Tank. Der beschichtete Oxygenator wird anschliessend durch Leiten von Luft durch eine Reihe von Ventilen zu dem Oxygenator und in einen Flüssigkeit/Dampf-Separator getrocknet. Flüssigkeit wird rückgewonnen und zu dem Tank zurückgeleitet. Luft und Dampf werden entlüftet. Benetzte Materialien bestehen aus nichtrostendem Stahl, Teflon, Polypropylen, Ethylen-Propylen und Silikon.
Es wurden drei Durchläufe mit Probenbeschichtungen durchgeführt unter Verwendung verschiedener Konzentrationen von SMA-423 in MEK, einer Strömungsrate von 4 l/min und einer Kontakaierungszeit von 1 Minute. Die resultierenden Oberflächenkonzentrationen von SMA auf der Membranoberfläche, wie durch Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz (XRF) gemessen, sind in der folgenden Tabelle aufgeführt.
Eine Flachblech-Wärmetauscher-Beschichtungsmaschine wird zur Beschichtung von Wärmetauschern mit LSL-Copolymer eingesetzt. Die Gerätschaft beschichtet die Blutseite von leckgetesteten Flachblech-Wärmetauschern mit SMA-423 unter Verwendung von MEK als Lösungsmittel/Träger mit 1% (w/w).
Die Maschine enthält drei Wärmetauscher-Beschichtungsstationen. Nachdem ein Operator einen Wärmetauscher auf die Feststellstifte einer der Stationen gestellt hat, pumpt die Maschine eine SMA/MEK-Lösung aus einem Tank durch die Blutseite des Wärmetauschers und zurück zu dem Tank während eines festgelegten Zeitraums, der ausreichend ist, um den völligen Kontakt, typischerweise für 15-30 Sekunden, mit allen Oberflächen zu gewährleisten. Ein Strömungsschalter stromabwärts des Wärmetauschers stellt fest, dass die konstante Strömungsrate (1 gal/min) erreicht worden ist. Druckluft, die getrocknet und filtriert wurde, wird danach für eine bestimmte Zeit, typischerweise 2-4 Minuten, durch den beschichteten Wärmetauscher gepresst, um das Lösungsmittel aus diesem zu spülen und diesen zu trocknen.
Eine Filter-Rezirkulationsschleife durch den Tank ist normalerweise aktiv. Wenn eine Wärmetauscherstation für das Beschichten gewählt wird, wird die SMA/MEK-Lösung durch ein Ventil- Verteilerstück zu der gewählten Station umgeleitet. Die Lösung strömt anschliessend durch ein Sieb und einen Strömungsschalter und zurück zu dem Tank. Der beschichtete Wärmetauscher wird anschliessend durch Leiten von Luft durch ein Ventil-Verteilerstück zu der Station und in einen Flüssigkeit/Dampf-Separator getrocknet. Flüssigkeit wird rückgewonnen und zu dem Tank zurückgeleitet. Luft und Dampf werden entlüftet. Benetzte Materialien bestehen aus nichtrostendem Stahl, Teflon, Polypropylen, Ethylen-Propylen und Silikon.
Die Biokompatibilität wird auch durch die Stabilität der Beschichtung in Gegenwart von Blut beeinflusst. Insbesondere sollte ein biokompatibler Überzug bei Kontakt mit Blut nicht auslaugen oder sich (auf)lösen. Die Tests wurden mit Proben von Celgard-Membran, die mit einer 0,5 %igen Tauchbeschichtung aus SMA-423 beschichtet waren, durchgeführt. Die XRF-Intensitäts- Verhältnisse einzelner Proben und Kontrollen wurden vor und nach einer 6,5-stündigen Inkubation bei 37ºC mit Rindervollblut gemessen. Es gab keinen signifikanten Unterschied hinsichtlich der Membran-Intensitätsverhältnisse vor und nach der Inkubation. Die SMA-Beschichtung auf Metallen zeigt eine ähnliche Stabilität.
Es wurde ganz unerwartet festgestellt, dass LSL-Copolymerbeschichtungen auf der Oberfläche durch Exposition an ionisierende Strahlung stabilisiert werden können. Wenn zum Beispiel ein Artikel mit SMA 423 lösungsmittelbeschichtet wird und anschliessend an ein weiteres Lösungsmittel für SMA 423 exponiert wird, kann die SMA-423-Beschichtung vollständig von der Oberfläche abgelöst werden. Wenn der beschichtete Artikel hingegen an eine ionisierende Strahlung exponiert wird, für welche Röntgenstrahlen, γ-Strahlen oder Elektronenstrahlen beispielhaft genannt werden können, und anschliessend mit einem Lösungsmittel für SMA 423 kontaktiert wird, wird nur ein Teil der SMA 423 von der Oberfläche abgelöst. Die verbleibende SMA 423, die nicht von der Oberfläche abgelöst wird, scheint hartnäckig an der Oberfläche haftenzubleiben. Die Biosicherheit eines LSL-beschichteten Artikels wird daher durch Exponieren eines beschichteten Artikels an ionisierende Strahlung erhöht, da die Tendenz, dass die Beschichtung entfernt wird, verringert wird. Röntgenstrahlen in einem Dosierungsbereich von 0,25 bis 13,0 Mrad resultieren in einer Stabilisierung der Beschichtung auf Blutkontaktierungsoberflächen. Ein Röntgenstrahlendosis von 12 Mrad führt dazu, dass mindestens 50% der SMA-423 gegenüber einer Ethanolspülung beständig gemacht werden (Beispiel 7).
Beispiel 1. Trägheit einer LSL-beschichteten mikroporösen Membran gegenüber einer Verklumpungs- bzw. Gerinnungsaktivierung, wie durch ein Thrombin-Antithrombin-Assay gemessen. Thrombin, eine Serin-Protease, ist das zentrale bioregulatorische Enzym bei der Hemostase [Fenton, J. W. (1986) Ann. N. Y. Acad. Sci. 485: 5-15]. Die Bewertung der Thrombin- Erzeugung ist von wesentlicher Bedeutung, um den Grad der Thrombose oder Hemostase zu bewerten. Im Blut wird die Thrombin-Aktivität hauptsächlich durch den Serin-Proteaseinhibitor Antithrombin III reguliert, welcher einen stabilen, katalytisch inaktiven Komplex mit Thrombin bildet. Da der Spiegel von Thrombin-Antithrombin-III-Komplex (TAT) in Blut die Bildung von Ihrombin wiederspiegelt, wurde die TAT-Konzentration als ein empfindlicher Parameter der Gerinnungsaktivität während der extrakorporalen Zirkulation vorgeschlagen [Deguchi, K. et al. (1991) Am. J. Hematology 38: 86-89]. Celgard-Membranen, die mit 0,5%iger SMA-423 tauchbeschichtet wurden (optimale Oberflächenkonzentration nach XRF) wurden mit einer unbeschichteten Celgard-Membran, einer 2,5%igen SMA-423-beschichteten Celgard-Membran (Oberflächenkonzentration zu hoch durch XRF) und Polystyrol-Membranen verglichen. Hepariniertes menschliches Vollblut wurde bis zu 45 Minuten lang an Testmembranen exponiert. Proben wurden in bestimmten Zeitintervallen entnommen und durch einen kommerziellen ELISA- Test (Behring) gemäss den Anweisungen des Herstellers auf TAT untersucht. Die Resultate sind in Fig. 1 aufgeführt. Die beschichteten Membranen zeigten in signifikanter Weise eine niedrigere TAT als entweder die positive Polystyrolkontrolle oder unbeschichtete Celgard-Membran.
In einem getrennten Experiment wurden Blutproben, die unterschiedliche Heparin-Spiegel enthielten (3,0, 1,0 oder 0,3 U/ml), auf TAT-Aktivierung nach einer 30-minütigen Exponierung an verschiedene Testmembranen wie obenstehend untersucht, zusätzlich zu Celgard-Membranen, die mit einem ungefüllten Silikon (PS-252) beschichtet waren. Die Resultate sind in Fig. 2 aufgeführt. Die 0,5%ige, mit SMA-423 tauchbeschichtete Membran war anderen Testmembranen einschliesslich der 2,5%igen SMA-423-beschichteten Membran deutlich überlegen.
Beispiel 2. Biokompatibilität einer LSL-beschichteten mikroporösen Membran, wie durch Kallikrein-ähnliche Aktivität gemessen (innere Verklumpungskaskade), terminale Komplement- Komplex-(TCC-)Aktivität (Komplementaktivierung) und Interleukin-1β (IL-1β)-Monoleukozyt- Aktivierung). Um die Kontaktphasenaktivierung zu messen, verwendeten wir ein chromogenes Substrat-Assay zur Überwachung der Erzeugung von Kallikrein-ähnlicher Aktivität in Plasma. Im Gegensatz zu dem Faktor XIIa wird fast das gesamte Kallikrein von der Oberfläche in die Fiuidphase bei Aktivierung freigesetzt. Das chromogene Substrat ist im Handel erhältlich, und die Testprotokolle sind ausreichend nachgewiesen [Lottenberg, R. et al. (1981) Meth. Enzymol. 80: 341-361; Gallimore, M. J. et al. (1982) Thromb, Res. 25: 293-298]. Um die Komplementaktivierung zu messen, wurde TCC untersucht, welches als der beste Index der CS-C&sub9;-Aktivierung während des kardiopulmonaren Bypasses angesehen wurde [Videm, V. et al. (1992) Ann., Thorac. Surg. 54: 725-731]. Um die Resultate zu bestätigen, wurden andere Biomaterialien mit bekanntem starken oder schwachen Komplement-Aktivierungspotential in die Tests aufgenommen. Es zeigte sich, dass die mononuklearen Zellen (Monozyten, Lymphozyten) IL-1β absondern, wenn sie an bioinkompatible Materialien exponiert werden. Daher ist IL-1β ein weiterer guter Index für die Biokompatibilität [Cardona, M. A. et al. (1992) J. Biomed. Mater. Res. 26: 851- 859]. In dieser Untersuchung wurde die IL-1β-Bildung bei verschiedenen Materialien, einschliesslich Cuprophan- und AN69-Dialysemembranen (zwei hydrophile Oberflächen), die beide unbehandelt waren, und SMA-beschichtete Celgard-Polypropylen-Membranen (hydrophobe Oberflächen) gemessen. Lipopolysaccharid (LPS), ein wirksamer Anreger der IL-Iß-Bildung, wurde als positive Kontrolle verwendet (Daten nicht aufgeführt). Blut von drei Donatoren wurde in diesem Assay verwendet. Es sollte erwähnt werden, dass mononukleare Zellen von verschiedenen Donatoren unterschiedlich auf verschiedene Oberflächen reagieren, was bei den Resultaten zu grossen Abweichungen zwischen den Donatoren führt. Nichtsdestotrotz zeigen die beschichteten und unbeschichteten Celgard-Membran-Proben keinen Unterschied hinsichtlich des freigesetzten IL-1β (Tabelle 1). Im Vergleich regen sowohl Celgard als auch SMA-beschichtetes Celgard eine wesentlich geringere IL-1β-Bildung an als die hydrophileren Cuprophan- und AN69-Materialien. Wie in Beispiel 1 wurde menschliches Blut für unterschiedliche Zeiten an die beschriebenen Membranen exponiert. Die Kallikrein-ähnliche Aktivität wurde unter Verwendung des chromogenen Substrats 5-2302 (Kabi) gemessen, welches bei einer Enzymhydrolyse p- Nitroanalin liefert, messbar durch eine Absorptionsveränderung bei 405 nm. Lösliches TCC wurde durch ein ELISA-Assay wie von Deppisch beschrieben (1990) gemessen. IL-1β wurde durch ein ELISA-Assay, im Handel erhältlich über R & D Systems, gemessen. Die Resultate sind in Tabelle 1 angegeben.
Der Test der Kallikrein-ähnlichen Aktivität ergab, dass eine optimal beschichtete Celgard- Membran sowohl einer unbeschichteten als auch einer zu stark beschichteten Membran überlegen war. Alle drei waren Polystyrol überlegen.
Die Resultate der Komplementaktivierung zeigen, dass Celgard-Membranen schwache Komplementaktivatoren sind, ganz gleich, ob sie beschichtet sind oder nicht. Der Grad der Komplementaktivierung war mit einer kommerziellen Polyacrylnitril-Dialysemembran, AN69, vergleichbar, die als schwaches Komplement-Aktivierungsmaterial bekannt ist. Cuprophan, eine weitere Dialysemembran, zeigte die höchste Komplementaktivierung, in Übereinstimmung mit den Berichten anderer. Tabelle 1 Resultate der Biokompatibilitätsassays: Unbeschichtete und SMA-beschichtete Celgard-Membran
* Die "Kallikrein-ähnliche Aktivität" bei Plasmaproben ist proportional zu der Veränderungsrate der Absorption bei 405 nm, der in diesem Assay angewandten Analysenwellenlänge zur Messung der Erzeugung von p-Nitroanalin aus dem chromogenen Substrat, S-2302
** Die TCC-Aktivitäts-Werte basieren auf der Annahme von 1 Einheit = 42 ng TCC.
--- Material, welches nicht unter diesem Assay getestet wurde.
Beispiel 3. Plättchenhaftung und -aktivierung. Es wurden arteriovenöse Ex-vivo-Shunts von Hunden zur Untersuchung der Plättchenhaftung und -aktivierung verwendet. Über ähnliche Studien berichteten Lelah, M. D. et al. (1984) J. Biomed. Maler. Res. 18: 475-496, und Zingg, W. et al. (1986) Life Support Syst. 4: 221-229. SMA-behandeltes Polypropylen-Leitungsmaterial wurde mit unbeschichtetem Leitungsmaterial und unbeschichtetem Polyvinylchlorid-Leitungsmaterial verglichen. Tiere wurden systemisch hepariniert, um extrakorporale Kreislaufbedingungen nachzuahmen. Shunts wurden in Intervallen von 30 Minuten und drei Stunden entnommen. Proben von Kontrollen und beschichtetem Leitungsmaterial wurden mit 2%igem Glutaraldehyd in Salzlösung fixiert und durch Abtastelektronenmikroskopie unter Einsatz eines JEOL JSM-6400- Gerätes untersucht. Die Plättchenablagerung zeigte zwei verschiedene Muster. Auf Kontrolloberflächen wurden nach einer 30-minütigen Exponierung Plättchen von sphärischer und dendritischer Gestalt gleichmässig verteilt, die an der Oberfläche in einer einzigen Schicht anhafteten. Nach 3 Stunden waren zwei Schichten auf dem Kontroll-Leitungsmaterial zu sehen. Die zu Beginn angelagerten Plättchen gingen in die am meisten aktivierte Pfannkuchenform über und waren durch die zweite Schicht von frischen Plättchen mit grösstenteils dendritischer Form bedeckt. Demgegenüber war auf den SMA-beschichteten Oberflächen lediglich eine einzige Piättchenschicht zu sehen und die Aktivierung war weniger fortgeschritten, wobei sich nur dendritische Formen zeigten. Die Plättchendichte war auf den SMA-beschichteten Oberflächen stets niedriger als auf den Kontrolloberflächen. Die Resultate fielen bei Tests mit nichtheparinierten Tieren noch dramatischer aus, wo nichtbeschichtete Kontroll-Rohrmaterialien mit Fibrin-Klumpen verschlossen wurden und rote Zellen einfingen.
Beispiel 4. Biokompatibilität von LSL-beschichteten Scheiben aus nichtrostendem 316L-Stahl, wie durch Kallikrein-ähnliche Aktivität gemessen (innere Verklumpungskaskade) und terminale Komplement-Komplex-(TCC-)Aktivität (Komplementaktivierung). Scheiben aus nichtrostendem 316L-Stahl, die mit unterschiedlichen Konzentraten von SMA-423 (0,1%, 0,5%, 1,0% und 2,0%ige Lösungen (w/w) in MEK tauchbeschichtet waren, wurden mit einer unbeschichteten Scheibe aus nichtrostendem 316L-Stahl, "benetzbaren" Polystyrol- und PDMS-(PS-252)- beschichtetem Polystyrol (United Chemical Technology, Inc. Bristol, PA) verglichen. Verdünntes, plättchenarmes Plasma wurde an die Testoberflächen bis zu 10 Minuten lang exponiert. Proben wurden entnommen und auf Kallikrein-ähnliche Aktivität unter Verwendung des chromogenen Substrats und des in Beispiel 2 beschriebenen Testprotokolls untersucht. Löslicher TCC wurde durch ein ELISA-Assay wie von Deppisch (1990) beschrieben gemessen. Die Resultate sind in den Fig. 3 und 4 angegeben.
Der Test auf Kallikrein-ähnliche Aktivität (Fig. 3) zeigt, dass Scheiben aus nichtrostendem 316L-Stahl nicht Kontaktaktivatoren der inneren Gerinnungskaskade sind, ganz gleich, ob sie beschichtet sind oder nicht.
Die Resultate der Komplementaktivierung (Fig. 4) zeigen, dass die SMA-Beschichtung die TCC-Spiegel über einen weiten Bereich einer Beschichtungslösungskonzentration senkt. Die Komplementaktivierung durch nichtrostenden 316L-Stahl, welcher mit 0,5%igem SM-423 beschichtet ist, näherte sich derjenigen einer handelsüblichen Polyacrylnitril-Dialysemembran, AN69, an, die als schwaches Komplement-Aktivierungsmaterial bekannt ist.
Beispiel 5. Biokompatibilität von LSL-beschichteten Scheiben aus nichtrostendem 316L-Stahl, wie durch ein Thrombin-Antithrombin-Assay (TAT) gemessen. Rekalzifiziertes, antikoaguliertes menschliches Vollblut wurde an die Testoberflächen bis zu 20 Minuten lang exponiert. Proben wurden in bestimmten Intervallen entnommen und auf TAT durch einen kommerziellen ELISA- Test untersucht, wie zuvor beschrieben. Die Resultate sind in den Fig. 5-8 und in Tabelle 2 gezeigt. Wie in Fig. 5 gezeigt, folgt einer anfänglichen Verzögerungsperiode typischerweise ein exponentieller Anstieg bei der Erzeugung von TAT in rekalzifiziertem menschlichen Blut. Die Verklumpungszeit (Fig. 6), definiert als der Zeitpunkt, zu welchem die letzte Probe vor der Verklumpung genommen wird, nimmt mit einer ansteigenden Oberflächen-Thrombogenizität ab. Die Lag-Zeitphasen (Fig. 7) liegen im Bereich von etwa 1 Minute (für stark kontaktaktivierende Materialien) bis gar 12 Minuten für nicht-kontaktaktivierende Materialien). Die Rate des exponentiellen Anstiegs in TAT, der auf eine Lag-Zeitphase folgt, nimmt mit einer zunehmenden Oberflächen-Thrombogenizität zu (Fig. 8).
Wie in Fig. 6 gezeigt, führt die Hinzufügung von SMA-423-Beschichtungen zu der Oberfläche aus nichtrostendem 316L-Stahl zu einem signifikanten Anstieg der Verklumpungszeit von rekalzifiziertem menschlichen Blut, das an diese Oberflächen exponiert wurde. Die Verklumpungszeit nimmt mit einer zunehmenden Konzentration an SMA in der Klumpenbildungs bzw. Gerinnungslösung zu. Wie in Fig. 7 gezeigt, fördern die beschichteten und unbeschichteten Oberflächen aus nichtrostendem Stahl nicht die Kontaktphasenaktivierung der inneren Gerinnungskaskade, in Übereinstimmung mit den Resultaten des Assays der Kallikrein-ähnlichen Aktivität (Beispiel 4). Durch Beschichten von nichtrostendem 316L-Stahl mit SMA-423 wird die Rate des exponentiellen Anstiegs von TAT in rekalzifiziertem menschlichen Blut in einer von der Dosis abhängigen Weise verringert. SMA-Beschichtungen verbessern die Thrombosen-Beständigkeit der Oberfläche aus nichtrostendem Stahl in einer von der Dosis abhängigen Weise, wobei 1 %ige und 2%ige SMA-423-Beschichtungen die höchste Thrombose-Beständigkeit liefern.
Beispiel 6. Plättchen- und Leukozyt-Kompatibilitäts-Untersuchungen. Vollblut (WB) von freiwilligen Versuchspersonen wurden einem Oberflächenkontakt in Leitungen aus verschiedenen Testmaterialien ausgesetzt, wie untenstehend ausführlich beschrieben. Nach einem 1-stündigen Kontakt wurde das Blut für die Analyse des Plättchenzählergebnisses als ein Mass für den Gesamtplättchenverlust und für die Mikropartikelfreisetzung und die Prozentanteile an Plättchen, welche auf P-Selectin positiv sind als Masse für die Plättchenaktivierung, entnommen. Die Analyse der Plättchen-Leukozyt-Assoziierung als ein Indikator der Plättchenaktivierung, die durch den Kontakt mit Testmaterial angeregt wurde, wurde durch Messen des Plättchen-GPIIb- Antigens, das mit Leukozyten assoziiert ist, in einer Fluoreszenz-aktivierten Zell-Sortiervorrichtung durchgeführt. Die Leukozyt-Aktivierung wurde durch Messen eines Verlusts an L- Selectin und die CD11b-Exprimierung bewertet. Die Daten sind in Tabelle 2 aufgeführt; siehe Gemmell, C. H. et al. (1995) J. Lab. Clin. Med. 125 (2): 276-287, was hierin durch den Bezug eingeschlossen ist.
Plättchenpräparierung: Vollblut von normalen Freiwilligen (4 Einzelpersonen) wurde auf Spritzen, die mit Antigerinnungsmittel vorgefüllt waren, nach Verwerfen des ersten ml aufgezogen. Für die meisten Experimente wurde das Antigerinnungsmittel, PPACK, ein selektiver Thrombin- Inhibitor, in einer Endkonzentration von 60 uM verwendet. Der Calcium-Chelator, 5 mM EGTA für den Metallionen-Chelator, 5 mM EDTA, wurden ebenfalls als Antigerinnungsmittel verwendet. Alle Spritzen waren auf 37ºC vorgewärmt, und das Vollblut wurde unmittelbar für die Experimente, die in einem Raum auf 37ºC durchgeführt wurden, verwendet. Tabelle 2 Plättchen und Leukozyt-Kompatibilität in einer In-vitro-Studie
Blutmaterialkontakt: Wie in Fig. 9 gezeigt, wurde frisches Vollblut den Leitungen (25 cm L, 1,57 mm ID) hinzugefügt, deren Enden mit zwei sich von den Seiten einer Schwingplattform erstreckenden Armen verbunden waren (13 Schwingungen pro Minute). Bei Ignorierung der abrupten Veränderung der Strömungsrichtung betrug die maximale Wandscherrate weniger als 25 st Beide Enden des Testsegments endeten in Silastic-Segmenten (1,57 mm ID, 5 cm L), und zu einem bestimmten Zeitpunkt befanden sich 92% des Blutes innerhalb des Testsegments. Für jedes Experiment wurde eine verbleibende Vollblutprobe (0,5 ml) für 1 Stunde bei 37ºC in einem versiegelten Mikrozentrifugenrohr beiseite gestellt. Bei Abschluss des Tests wurden die 525 ul an Vollblut in dem Rohr unter Vermeidung einer Luftgrenzfläche mit 150 ul Hepes-Tyrodes- Puffer verdrängt (HTB: 137 mM NaCl, 2,7 mM KCl, 16 mM NaHCO&sub3;, 5 mM MgCl&sub2;, 3,5 mM Hepes, 1 g/l Glucose, 2 g/l Rinderalbumin, pH-Wert = 7,4). Zu diesem Zeitpunkt wurde EDTA (5 mM Endkonzentration) den Proben hinzugegeben (einschliesslich der verbleibenden Blutprobe) zur Bestimmung der Plättchenzahl sowie für die zytometrische Strömungsanalyse der Plättchenaktivierung und Mikropartikelbildung. Für die zytometrische Strömungsanalyse der Plättchenassoziierung mit Leukozyten wurden die Blutproben ohne die Zugabe von EDTA analysiert.
In bestimmten Fällen wurde zur Identifizierung der potentiellen mutmasslichen Plättchenrezeptoren, die bei der durch Material herbeigeführten Plättchenaktivierung beteiligt sind, unmarkierter Antikörper gegen GPIb (AP1, zum Blocken der vWF-Bindungsstelle fähig) oder Antikörper gel; en GPIIb/IIIa (A2A9, zum Blocken der Fibrinogenbindung fähig) mit bis zu 100 ug/ml dem Vollblut vor dem Materialkontakt hinzugefügt. Das Tetrapeptid, RGDS mit 1 mg/ml, wurde ebenfalls manchmal hinzugegeben, um die Ligandenbindung an GPIIb/IIIa zu inhibieren. Drei Materialien: Polyvinylalkohol-Hydrogel, Polyethylen (Intramedic PE), SilasticTM (Dow Corning), wurden während Zeiten von bis zu 1 Stunde bei 37ºC getestet, und es wurden bis zu 9 Röhren gleichzeitig getestet. Eine Polyvinylalkohol-Hydrogel-Beschichtung auf oxidiertes PE wurde wie zuvor beschrieben durch Glutaraldehyd-Quervernetzung hergestellt (Cholakis, C. H. et al. (1989) J. Biomed. Mater. Res. 23: 417-441).
Strömungszytometrie: Proben wurden auf einem Becton Dickinson FACScan-Strörnungszytometer analysiert (Mountain View, CA). Für die Plättchenanalyse wurden die Lichtstreuungs- und Fluoreszenzkanäle auf logarithmischen Anstieg eingestellt. Eine Zwei-Farben-Analyse wurde angewandt, um den Grad der α-Körnchen-Freisetzung zu bestimmen (P-Selectin; KC4.1) und GIPIIb/IIIa-Rezeptoraktivierung (PAC-1, 9F9). 5-ul-Proben von Vollblut wurden 10-fach mit HIB verdünnt, und Sättigungskonzentrationen von Antikörpern wurden hinzugegeben. Nach 20 Minuten Inkubation wurden Proben mit 1%igem Paraformaldehyd f xiert. Es wurden mindestens 5000 Plättchenvorgänge erfasst durch Gating bzw. Zurückführung auf zytometrische Strömungsvorgänge innerhalb eines Fensters von intakten einzelnen Plättchen, definiert durch Lichtstreuungscharakteristika und positiv auf FITC-markierte plättchenspezifische Antikörper (GPIb oder GPIIb/IIIa). Das Vorliegen des PE-markierten spezifischen Aktivierungs-Antikörpers (KC4.1, PAC-1, 9F9) wurde dazu verwendet, den Prozentanteil an aktivierten Plättchen zu bestimmen. Ferner wurden die willkürliche Fluoreszenzintensität der aktivierten Plättchenpopulation sowie das gesamte Fluoreszenzsignal aufgezeichnet.
Plätachen-spezifische Vorgänge, einschliesslich der Mikropartikel, wurden durch Zurückführen auf GPIIb/IIIa (FITC-P2) oder GPIb (FITC-APl)-positive Vorgänge identifiziert, und es wurden Milcropartikel durch eine Vorwärtsstreuungs-Grössenanalyse voneinander unterschieden. Der Vorwärtsstreuungs-Cutoff wurde auf die unmittelbare linke Seite der intakten Einzelplätttchenpopulation einer verbleibenden Vollblutprobe gesetzt, und es sind sehr geringe Anpassungen von Tag zu Tag infolge der Gerätevariabilität erforderlich. Die Konzentration an Mikropartikeln wurde durch Multiplizieren des Zählergebnisses an intakten einzelnen Plättchen (ermittelt in einer EDTA enthaltenden WB-Probe, so dass alle Aggregate und Plättchen/Leukozyten zerstört werden könnten) mit dem Prozentanteil an Plättchenvorgängen (Plättchen und Mikropartikel), die in das Mikropartikelfenster wie durch Fliesszytometrie bewertet fallen, geschätzt. Die Plättchenschleusen des Coulter-Zählers betragen in etwa zwischen 2 und 30 fl, was darauf hindeutet, dass die gezählten Plättchen zwischen 1,5 und 3,8 um liegen, wenn man eine sphärische Gestalt voraussetzt. Es ist möglich, dass einige grosse Mikropartikel als Einzelplättchen bei Einsatz des Coulter-Zählers gezählt werden könnten. Unter Verwendung von fluoreszierenden Kügelchen (3, 2, 1, 0,46, 0,23 und 0,14 um, Polysciences Inc.) wiesen wir nach, dass unsere Mikropartikel eine heterogene Population in einem Grössenbereich von 0,1 bis 0,8 um sind. 5000 positive Plättchenvorgänge wurden analysiert, und die Mikropartikel wurden als Prozentanteil der gesamten Plättchenvorgänge ausgewiesen.
Um den Prozentanteil an Leukozyten mit gebundenen Plättchen zu ermitteln, wurden Sättigungskonzentrationen an PE-Anti-CD45 und FITC-P2 (Anti-GPIIb/IIIa) zu verdünnten (1 : 10) Vollblutproben (5 ul) hinzugegeben und 20 Minuten lang inkubiert. Die Proben wurden anschliessend verdünnt, fixiert und analysiert. Die Erfassung wurde so gesteuert, dass nur die auf PE-Anti-CD45 MoAb positiven Vorgänge, die Pfannen-Leukozytmarkierung, eingeschlossen waren. Die zweite Farbe (FITC) wurde verwendet, um die linearisierte Fluoreszenzintensität des mit Leukozyten assoziierten Plättchen-(Anti-GPIIb/IIIa-)Signals zu ermitteln. Die mit Leukozyten assoziierte Hintergrund-FITC-Fluoreszenz wurde anhand von Proben, die 10 mM EDTA enthielten, bestimmt, so dass alle Plättchen von Leukozyten und von einem FITC-markierten irrelevanten, monoklonalen Antikörper (HL 1212) gegen ein Faktor-IX-Epitop abgetrennt würden.
Signifikante Unterschiede als Reaktion auf die Testmaterialien waren bei der Messung des Plättchenverlusts festzustellen (Tabelle 2, Spalte "Plättchenauszählung"). Das Vorhandensein von SMA entweder als Beschichtung oder eingebracht in das Polymer verringerte den Plättchenverlust nach dem Kontakt mit Polyvinylchlorid (PVC)- oder Polypropylenoberflächen. Der Verlust von Plättchen von mit SMA kompoundierten PVC-Oberflächen war dem für Silastic (Handelsname, Dow Chemical Co., Midland, MI), die negative Kontrolle, zu beobachtenden Verlust ähnlich. Polypropylenoberflächen führten zu einem dramatischen (69%) Verlust an Plättchen und das Vorhandensein von SMA, entweder kompoundiert oder beschichtet, verbesserte (verringerte) den Plättchenverlust beträchtlich in einem Maße, dass die Leistung besser war als bei unbehandeltem Polyethylen.
Für alle Oberflächen gab es nur minimale Anzeichen für eine massenhafte Plättchenfreisetzung, wie durch den geringen Prozentanteil an auf P-Selectin positiven Plättchen bewertet (α- Körnchen-Freisetzung). Der Prozentanteil an Mikropartikeln nach dem Oberflächenkontakt lag nur marginal über dem Hintergrund für mit SMA kompoundiertes PVC und für Silastic was auf einen sehr niedrigen Grad der Plättchenaktivierung schliessen lässt. PVC, Polyethylen und Polypropylen führten zu einer erhöhten Mikropartikelbildung, wobei Polypropylen für die grösste Aktivierung sorgte. Das Vorhandensein von SMA verminderte den Grad der Mikropartikelbildung.
Die Analyse der Leukozyt-Aktivierung ergab eine minimale Aufwärtsregulierung von CD11b oder L-Selectin mit jeder der getesteten Oberflächen. Das Vorhandensein von SMA hatte aber keine nachteilige Auswirkung.
Beispiel 7. Eine Polycarbonat-Scheibe wurde in einer 1%igen Lösung von SMA-423 in Arcosolve PM beschichtet. Die Scheibe wurde danach in einem Philips-Röntgenstrahlungs- Fluoreszenz-Spektrometer, welches mit einer Chrom-Anode ausgerüstet war und mit 60 KV und 50 MA betrieben wurde, bestrahlt. Ein Teil der Scheibe wurde durch einen Kupferring maskiert, so dass dieser keine Strahlung erhielt. Der andere Teil der Scheibe erhielt eine Dosis von 12 Mrads. Die Scheibe wurde anschliessend in Ethanol bei 45ºC gewaschen, welches als gutes Lösungsmittel für SMA-423 bekannt ist. Die Retention von SMA-423 wurde durch einen Vergleich vorher und nachher der XRF-Intensitätsverhältnisse gemessen. Die Resultate sind in der nachstehenden Tabelle gezeigt:
Probe % Retention von SMA-423
Keine bestrahlte Beschichtung 0%
Bestrahlte Beschichtung 50%
Mit einer mit der eben beschriebenen identischen Verfahrensweise wurde eine Scheibe aus nichtrostendem Stahl mit SMA-423 beschichtet. Die Resultate des Waschens in 45ºC-Ethanol sind in der folgenden Tabelle gezeigt:
Probe % Retention von SMA-423
Keine bestrahlte Beschichtung 0%
Bestrahlte Beschichtung 56%
Die Lehren der vorliegenden Erfindung liefern einen neuen Weg zur Anfertigung biokompatibler Oberflächen unter Verwendung von Beschichtungsmaterialien. Neben den speziell durch Beispiele erläuterten Basispolymeren, Metallen und LSL-Beschichtungen sollen andere Basispolymere, Metalle und LSL-Beschichtungen innerhalb des Umfangs der Erfindung liegen, basierend auf den hierin beschriebenen Lehren. Andere Beschichtungsverfahrensweisen, wie sie in dem Fachbereich bekannt sind, können angewandt werden. Andere Materialien können zusätzlich zu den LSL-Copolymeren eingeschlossen werden, um andere erwünschte Eigenschaften mit einzubringen oder um die Biokompatibilität weiter zu verbessern, so wie es sich im Fachbereich versteht.

Claims

1. Metallischer oder polymerer Artikel, beschichtet mit einem biokompatiblen Überzug, umfassend ein Polylacton-Polysiloxan-Polylacton-Triblock-Copolymer, wobei der Überzug eine relative Oberflächenkonzentration aufweist, die ausreichend ist, um ein Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis von 0,02 bis 0,35 vorzusehen.

2. Artikel nach Anspruch 1, wobei das Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis 0,05 bis 0,25 beträgt.

3. Polymerer Artikel nach Anspruch 2, wobei das Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis 0,16 bis 0,20 beträgt.

4. Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei das Triblock-Copolymer ein Polycaprolacton-Polysiloxan-Polycaprolacton-Copolymer ist.

5. Artikel nach Anspruch 4, wobei das Triblock-Copolymer Polycaprolacton-Blöcke mit einem nominellen Molekulargewicht von jeweils 1000 bis 10000 und einen Polysiloxan- Block mit einem nominellen Molekulargewicht von 1000 bis 5000 umfasst.

6. Artikel nach Anspruch 5, wobei das Triblock-Copolymer Polycaprolacton-Blöcke mit einem nominellen Molekulargewicht von jeweils 2000 und einen Polysiloxan-Block mit einem nominellen Molekulargewicht von 2000 bis 3000 aufweist.

7. Artikel nach Anspruch 6, wobei der Polysiloxan-Block ein nominelles Molekulargewicht von 3000 besitzt.

8. Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei der biokompatible Überzug einer ionisierenden Strahlung ausgesetzt wurde.

9. Metallischer Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei das Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis im Bereich von 0,09 bis 0,18 liegt.

10. Metallischer Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 9, welcher ein glattfächiger bzw. Glattblech-Wärmeaustauscher oder eine Membrankammer ist.

11. Metallischer Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei das Metall nichtrostender Stahl ist.

12. Metallischer Artikel nach Anspruch 11, wobei der nichtsrostende Stahl 316L ist.

13. Polymerer Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei das Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis im Bereich von 0,1690 bis 0,19 liegt.

14. Polymerer Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 8 und 13, welcher eine poröse Membran ist.

15. Polymerer Artikel nach Anspruch 14, wobei die poröse Membran eine mikroporöse Membran ist.

16. Polymerer Artikel nach Anspruch 14, wobei die poröse Membran eine Polypropylen- Membran ist.

17. Polymerer Artikel nach Anspruch 14, wobei die poröse Membran eine Polyethylen- Membran ist.

18. Polymerer Artikel nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 8 und 13 bis 17, umfassend eine polymerbeschichtete Metallfläche.

19. Verfahren zur Aufbringung eines biokompatiblen Überzugs auf einen metallischen oder polymeren Artikel, umfassend:

(a) Kontaktieren des Artikels mit einer Lösung eines Polylacton-Polysiloxan-Polylacton- Triblock-Copolymers in einem zur Benetzung der Oberfläche des Artikels fähigen Lösungsmittel, wobei die Konzentration an Copolymer in der Lösung eine solche ist, dass der Artikel nach dem Trocknen eine Oberflächenkonzentration an Copolymer aufweist, die ausreichend ist, um ein relatives Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis von 0,02 bis 0,35 vorzusehen;

(b) Kontaktieren des Artikels mit einer Lösung eines Polylacton-Polysiloxan-Polylacton- Triblock-Copolymers in einem zur Benetzung der Oberfläche des Artikels fähigen Lösungsmittel, wobei die Konzentration an Copolymer in der Lösung eine solche ist, dass der Artikel nach der Entfernung des Lösungsmittels eine Oberflächenkonzentration an Copolymer aufweist, die ausreichend ist, um ein relatives Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz- Intensitätsverhältnis von 0,02 bis 0,35 vorzusehen; oder

(c) Führen des Artikels bei konstanter Geschwindigkeit durch eine Lösung eines Polylacton- Polysiloxan-Polylacton-Triblock-Copolymers in einem zur Benetzung der Oberfläche des Artikels fähigen Lösungsmittel, wobei die Konzentration an Copolymer in der Lösung und die Geschwindigkeit, bei welcher der Artikel durch die Lösung geschickt wird, eine solche ist, dass der Artikel nach dem Trocknen oder der Entfernung des Lösungsmittels eine Oberflächenkonzentration an Copolymer aufweist, die ausreichend ist, um ein relatives Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis von 0,02 bis 0,35 vorzusehen.

20. Verfahren nach Anspruch 19, wobei das relative Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz- Intensitätsverhältnis wie in Anspruch 2 oder 3 definiert ist.

21. Verfahren nach Anspruch 19 oder 20, wobei das Triblock-Copolymer wie in Anspruch 4, 5, 6 oder 7 definiert ist.

22. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 21, weiterhin umfassend das Unterwerfen des beschichteten Artikels einer ionisierenden Strahlung.

23. Verfahren nach Anspruch 22, wobei die ionisierende Strahlung in der Form von Röntgenstrahlen, γ-Strahlen oder eines Elektronenstrahls erfolgt.

24. Verfahren nach Anspruch 23, wobei die Strahlung Röntgenstrahlen in einem Dosierungsbereich von 0,25 bis 13,0 Mrad sind.

25. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 24, wobei das Metall nichtrostender Stahl ist.

26. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 24, wobei der Artikel metallisch ist und wobei das relative Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis 0,09 bis 0,18 beträgt.

27. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 24, wobei der Artikel metallisch ist, das Copolymer wie in Anspruch 7 definiert ist und das Lösungsmittel Methylethylketon ist.

28. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 24, wobei der Artikel ein polymerer Artikel ist und wobei das relative Röntgenstrahlungs-Fluoreszenz-Intensitätsverhältnis 0,1690 bis 0,19 beträgt.

29. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 24 und 28, wobei der polymere Artikel eine poröse Membran ist.

30. Verfahren nach Anspruch 29, wobei die poröse Membran eine mikroporöse Polypropylen- Membran ist.

31. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 30, wobei in (b) die Konzentration an Triblock-Copolymer in der Lösung 1,0%-2,5% (w/w) beträgt.

32. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 31, wobei in (b) das Lösungsmittel Methylethylketon ist und das Lösungsmittel durch Verdampfung entfernt wird.

33. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 24, wobei der Artikel ein polymerer Artikel ist und wobei in (c) die Geschwindigkeit 5,08 m/s (100 ft/min) beträgt und die Copolymerkonzentration 2% (w/w) beträgt.

34. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 33, wobei der Artikel eine Blut- Oxygenierungsvorrichtung ist.

35. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 19 bis 33, wobei der Artikel ein Blut- Wärmeaustauscher ist.