DE69530028T2

DE69530028T2 - Medizinische Instrumente mit Oberflächengleiteigenschaften in feuchtem Zustand

Info

Publication number: DE69530028T2
Application number: DE69530028T
Authority: DE
Inventors: Naoki Ishii; Makoto Onishi; Kenichi Shimura
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1994-07-07
Filing date: 1995-07-07
Publication date: 2003-12-18
Anticipated expiration: 2015-07-08
Also published as: EP0693293A1; US5670558A; CA2153466A1; DE69530028D1; EP0693293B1; CA2153466C

Description

Hintergrund der Erfindung

Diese Erfindung bezieht sich auf medizinische Instrumente mit hervorragenden Oberflächengleiteigenschaften und möglicherweise der Fähigkeit zur Verhinderung von Thrombosebildungen.
Um die Chance von Gewebeschädigungen wie etwa von Blutgefäßen zu reduzieren oder um die Manipulationsmöglichkeit zum Erreichen einer Zielstelle zu verbessern, verwenden Katheter und andere medizinische Instrumente im allgemeinen Materialien mit einem geringen Reibungswiderstand auf der Matrixoberfläche. Alternativ dazu kann zur Reduzierung der Reibung auf der Oberfläche eines bestimmten Materials diese mit einem Gleitmittel, einem Harz mit geringer Reibung, einem hydrophilen Polymer, usw. beschichtet. Zum Beispiel werden Fluorharze und Polyethylenharze als eine Matrix mit einem geringen Reibungswiderstand verwendet oder es werden Fluorharze, Silikonharze, Silikonöl oder Olivenöl, Glycerin auf die Oberflächen von bestimmten Materialien aufgebracht. Jedoch sind die meisten dieser Verfahren bezüglich der Sicherheit und der dauerhaften Wirksamkeit nicht ausreichend, da die Gleitmittelsubstanzen dissoziieren, sich abtrennen (sich exfolieren) oder von der Matrixoberfläche weg lösen.
Praktische Überlegungen haben kürzlich Studien zur Versuchsweisen Beschichtung mit hydrophilen Polymeren veranlasst. Zum Beispiel lehrt die US-A-4,100,309 ein Verfahren zur Beschichtung mit einem hydrophilen Polymer (Polyvinylpyrolidon) unter Verwendung eines Isocyanats. Es wurde ebenso vorgeschlagen, dass ein Isocyanat bei der Beschichtung mit einem hydrophilen Polymer, das mit reaktiven funktionellen Gruppen copolymerisiert vorliegt (JP-A- 84/81341), oder bei der Beschichtung von Polyethylenoxid (JP- A-83/193766) eingesetzt werden kann. Die JP-B-89/55023 Lehrt ein Verfahren, in welchem ein Copolymer eines Polyethers, eines Polyamids oder eines Polysiloxans über ein Polyisocyanat an eine Oberfläche mit wenigstens einer Gruppe gebunden sein kann, welche aus Amino-, Imino-, Carboxyl- und Mercaptogruppen ausgewählt ist.
Zusätzlich lehrt die WO-A-90/01344 ein Verfahren, in welchem ein Polymer mit einer reaktiv funktionellen Gruppe auf eine Substratoberfläche aufgetragen wird, gefolgt von einer Beschichtung mit einem hydrophilen Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiv funktionellen Gruppe reagieren kann.
Die JP-B-89/33181 lehrt ein Verfahren, in welchem die auf der Matrixoberfläche eines medizinischen Instruments vorhandenen funktionellen Gruppen kovalent mit einem Maleinsäureanhydridbasierten Polymer gebunden vorliegen, so dass sie der Matrixoberfläche Gleiteigenschaft verleihen.
Diese herkömmlichen Verfahren zur Gewährleistung von Oberflächen mit einer Gleiteigenschaft sind hinsichtlich ihrer Eigenschaften noch nicht hervorragend, da zwei Arten von Verbindungen, eine Isocyanatverbindung und ein hyrdophiles Polymer, gleichförmig aufgeschichtet werden müssen, oder weil mehrere Beschichtungsoperationen notwendig sind (eine zur Beschichtung einer Vernetzungsverbindung wie etwa eines Polyisocyanats und die andere für eine Beschichtung mit einem hydrohphilen Polymer). Zusätzlich haben Verbindungen mit mehr als einer reaktiven funktionellen Gruppe wie etwa einer Isocyanatgruppe in dem Molekül eine so hohe Reaktivität, dass sie mit Luftfeuchtigkeit oder Verunreinigungen leicht abreagieren, und dies ist mit verschiedenen Nachteilen verbunden, die nicht nur eine Behinderung in der Prozesssteuerung und des Chemikalienmanagements sondern ebenso auch die Toxizität gegenüber Menschen mit einschließen.
Ein weiterer Faktor, der zu berücksichtigen ist, ist die Kompatibilität der Gleitoberflächen mit Blut. Eine Thrombosebildung und die Aktvierung von Plättchen werden die Funktionen der medizinischen Instrumente verringern oder Komplikationen im lebenden Körper hervorrufen und daher sollen medizinische Instrumente Oberflächen mit einer guten Kompatibilität mit Blut besitzen. Jedoch weisen viele der herkömmlichen Gleitoberflächen keine genügende Fähigkeit zur Verhinderung von Thrombosen auf. Selbst wenn sie im geringen Maße effektiv Thrombosen verhindern, haben die Gleitschichten keine hinreichende Festigkeit oder Gleiteigenschaft bzw. keine hinreichende Schlüpfrigkeit, um ein leichtes passieren durch komplex gekrümmte Blutgefäße sicherzustellen.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung wurde unter Umständen durchgeführt und hat die Aufgabe, medizinische Instrumente mit hervorragenden Oberflächengleiteigenschaften und wahlweise der Fähigkeit zur Verhinderung der Thrombosenbildung bereitzustellen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, einfache Verfahren zur Herstellung von diesen medizinischen Instrumenten bereitzustellen. Diese Aufgaben der vorliegenden Erfindung können durch die folgenden fünf Gesichtspunkte erzielt werden.
Gemäß dem ersten Gesichtspunkt stellt die Erfindung ein medizinisches Instrument mit einer Schicht (Oberflächengleitschicht) auf einer Oberfläche bereit, welche beim Benässen ein Hydrogel ausbildet, und sie ist aus einem unlöslich gemachten wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül aufgebaut.
Bevorzugt wird ein Verfahren zur Erzeugung des medizinischen Instruments bereitgestellt, welches das Beschichten der Matrixoberfläche des medizinischen Instruments mit einer Lösung, die ein wasserlösliches oder ein in Wasser quellbares Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül und das Unlöslichmachen (Vernetzen) des wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers zur Ausbildung einer Schicht auf der Oberfläche des medizinischen Instruments umfasst, welches beim Benässen ein Hydrogel ausbildet.
Bevorzugt wird ein Verfahren bereitgestellt, in dem das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer ein Block- oder Pfropfcopolymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe ist, ausgewählt aus der aus einer Epoxidgruppe, Säurechloridgruppe, Aldehydgruppe und Isocyanatgruppe bestehenden Gruppe, und in dem das Block- oder Pfropfcopolymer vor seiner Beschichtung auf die Matrixoberfläche gebildet wird und in dem die aufgetragene Beschichtung auf 40ºC oder höher erwärmt wird, um das Copolymer in einem solchen Ausmaß auszuhärten, das durch die erforderliche Balance zwischen der Beständigkeit und der Wasserquellbarkeit des ausgehärteten Films bestimmt wird, so dass der ausgehärtete Film beim Benässen mit Wasser ein Hydrogel ausbildet.
Bevorzugt wird ein Verfahren bereitgestellt, in dem das Block- oder Pfropfcopolymer aus wenigstens einem Monomer ausgebildet wird, das aus der aus Glycidylacrylat, Glycidylmethacrylat, Acrylamid, Vinylpyrrolidon und (Meth)Acrylsäure bestehenden Gruppe ausgewählt ist.
Gemäß dem zweiten Gesichtspunkt stellt die Erfindung ein medizinisches Instrument bereit, welches Oberflächengleiteigenschaften beim Benässen aufweist, und das dadurch gekennzeichnet ist, dass es eine Oberflächengleitschicht besitzt, die aus einem vernetzten wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer oder einem Makromonomer aufgebaut ist und das eine ineinandergreifende Netzwerkstruktur mit der Matrixoberfläche des medizinischen Instruments ausbildet.
Bevorzugt wird ein Verfahren zur Erzeugung des medizinischen Instruments bereitgestellt, welches die folgenden Schritte umfasst:
Eintauchen eines Substrats eines medizinischen Instruments in eine Lösung eines wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers oder eines Makromonomers in ein Lösungsmittel, welches das Substrat quellen kann;
Erwärmen des resultierenden Substrats auf 40ºC oder höher, um eine ineinandergreifende Netzwerkstruktur zwischen der Matrixoberfläche des medizinischen Instruments und dem Polymer oder dem Makromonomer auszubilden, um somit eine Oberflächengleitschicht mit hervorragender Ablösebeständigkeit zu erzeugen, durch welche das Polymer oder Makromonomer sicher auf der Matrix fixiert ist.
Bevorzugt wird ein Verfahren zur Erzeugung des medizinischen Instruments bereitgestellt, in dem die Matrixoberfläche des medizinischen Instruments in das Lösungsmittel derart eingetaucht wird, dass die Matrixoberfläche um einen Faktor von 1-100% aufquillt, wie er durch die folgende Gleichung (1) definiert ist:
Gemäß dem dritten Gesichtspunkt stellt die Erfindung ein medizinisches Instrument bereit, das eine Oberflächengleiteigenschaft beim Benässen aufweist und das dadurch gekennzeichnet ist, dass ein unlöslich gemachter Gegenstand, der ein wasserlösliches oder mit Wasser quellbares Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe und ein Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, umfasst, an die Matrixoberfläche des medizinischen Instruments unter Ausbildung einer Oberflächengleitschicht bindet.
Bevorzugt wird ein Verfahren zu Erzeugung des medizinischen Instruments bereitgestellt, welches die folgenden Schritte umfasst: Erzeugen einer Polymerlösung mit einer in einem Lösungsmittel gelösten Mischung des wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers mit einer reaktiven funktionellen Gruppe und des Polymers mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, Imprägnieren der Polymerlösung in der Matrixoberfläche des medizinischen Instruments und anschließend unlöslich machen bzw. Insolubilisieren der imprägnierten Polymerlösung zur Ausbildung einer Oberflächengleitschicht auf der Oberfläche des medizinischen Instruments.
Bevorzugt wird ein Verfahren zur Erzeugung des medizinischen Instruments bereitgestellt, welches die folgenden Schritte umfasst: Erzeugen einer ersten Polymerlösung mit dem in einem Lösungsmittel gelösten wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe, Imprägnieren der ersten Polymerlösung auf die Matrixoberfläche des medizinischen Instruments, Erzeugen einer zweiten Polymerlösung mit einem in einem Lösungsmittel gelösten Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe abreagieren kann, Imprägnieren der zweiten Polymerlösung in der Matrixoberfläche des medizinischen Instruments und anschließend unlöslich machen bzw. Insolubilisieren der imprägnierten Polymerlösungen zur Ausbildung einer Oberflächengleitschicht auf der Oberfläche des medizinischen Instruments.
Bevorzugt wird ein Verfahren bereitgestellt, in dem die reaktive funktionelle Gruppe wenigstens eine Gruppe, ausgewählt aus der aus einer Epoxidgruppe, einer Säurechloridgruppe, einer Aldehydgruppe und einer Isocyanatgruppe bestehenden Gruppe ist, und in dem die funktionelle Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, wenigstens eine Gruppe, ausgewählt aus der aus einer Carboxylgruppe, einer Hydoxylgruppe, einer Aminogruppe, einer Carbonsäureanhydridgruppe und einer Thiolgruppe bestehenden Gruppe ist.
Gemäß dem vierten Gesichtspunkt stellt die Erfindung ein medizinisches Instrument mit einer Oberflächengleitschicht bereit, welche beim Benässen eine Oberflächengleiteigenschaft zeigt, und die dadurch gekennzeichnet ist, dass eine Lösung mit darin gelöstem Polymer, welches das gleiche Polymer wie das ist, aus dem die Matrix des medizinischen Instruments hergestellt ist oder einer Komponente des Polymers, aus dem die Matrix des medizinischen Instruments hergestellt ist, und einem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer auf der Matrixoberfläche des medizinischen Instruments beschichtet ist.
Gemäß dem fünften Gesichtspunkt stellt die Erfindung das Folgende bereit:
1. Ein medizinisches Instrument, welches eine Hydrogelschicht auf der äußeren Oberfläche beim Benässen ausbildet, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix des medizinischen Instruments, welche eine Einzelschicht oder eine Multischicht ist und welche eine wenigstens auf der äußeren Oberfläche angeordnete Schicht aus einem Polyolefin oder aus einem modifizierten Polyolefin besitzt, eine auf der äußeren Oberfläche ausgebildete Oberflächengleitschicht besitzt, welche auf einer Mischung eines Harzes, das an das Polyolefin oder modifizierte Polyolefin binden kann, und einem unlöslich gemachten wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe basiert; oder
2. Ein medizinisches Instrument, welches eine Hydrogelschicht auf der äußeren Oberfläche beim Benässen ausbildet, dadurch gekennzeichnet, dass die Matrix des medizinischen Instruments, welche eine Einzelschicht oder eine Multischicht ist, und welche eine Schicht aus einem Polyolefin oder einem modifizierten Polyolefin als wenigstens die äußere Schicht besitzt, eine Haftschicht (a) und eine Oberflächengleitschicht (b) besitzt, die auf der äußeren Oberfläche ausgebildet sind, wobei die Schicht (a) auf einem Harz basiert, das an das Polyolefin oder modifizierte Polyolefin binden kann, und wobei sich die Schicht (b) an die Haftschicht (a) anlagert und auf einem unlöslich gemachten wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe basiert.
Bevorzugt wird ein Verfahren bereitgestellt, in dem die Matrix eine polyolefinbasierte Matrix ist, und in dem das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer in der Mischung mit einem Harz, das an ein Polyolefin binden kann, auf der Matrixoberfläche aufgeschichtet wird und dann gehärtet wird, oder wobei das Harz zuerst auf der Matrixoberfläche aufgeschichtet wird, dann mit dem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer überschichtet oder überlagert wird und anschließend gehärtet wird.
Weiterhin wird in jedem der vorstehenden Gesichtspunkte (d. h. dem ersten bis fünften Gesichtspunkt) ein medizinisches Instrument bereitgestellt, in dem die Oberflächegleitschicht ferner ein Antithrombosemittel umfasst.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist eine schematische Zeichnung ein Messgerät für die Oberflächengleiteigenschaft;
Fig. 2 zeigt die Gestalt eines Katheterballons aus der Sicht von vorne und von der Seite gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
Fig. 3 ist eine Ansicht eines Katheters, der durch Binden des Katheterballons an das Ende eines Schafts aufgebaut ist;
Fig. 4 zeigt schematisch ein Testverfahren zur Auswertung der Oberflächengleiteigenschaft wie sie durch die Erfindung erzielt wird;
Fig. 5 zeigt schematisch ein weiteres Testverfahren zur Auswertung der Oberflächengleiteigenschaft wie sie durch die Erfindung erzielt wird.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Erfindungsgemäß ist:

(1) eine Oberflächengleitschicht, die ein unlöslich gemachtes wasserlösliches oder mit Wasser quellbares Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül umfasst, auf der Oberfläche der Matrix eines medizinischen Instruments ausgebildet;
(2) eine Oberflächengleitschicht, die ein unlöslich gemachtes (vernetztes) Produkt eines wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül oder einem Makromonomer umfasst, auf der Oberfläche der Matrix eines medizinischen Instruments auf eine solche Art und Weise ausgebildet, dass die Oberflächengleitschicht eine ineinandergreifende Netzwerkstruktur mit der Matrixoberfläche ausbildet;
(3) eine Oberflächengleitschicht, die eine unlöslich gemachte Mischung eines wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül und einem Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, umfasst, auf der Oberfläche der Matrix eines medizinischen Instruments ausgebildet;
(4) eine Oberflächengleitschicht, die sowohl ein Polymer, welches das gleiche Polymer als das Polymer oder die gleiche Komponente des Polymers ist, aus dem die Matrix eines medizinischen Instruments hergestellt ist, und ein wasserlösliches oder mit Wasser quellbares Polymer umfasst, auf der Oberfläche der Matrix des medizinischen Instruments ausgebildet; oder
(5) eine Oberflächengleitschicht, die ein Haftpolymer und ein wasserlösliches oder mit Wasser quellbares Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül umfasst, auf der Oberfläche der Matrix eines medizinischen Instruments, die aus einem Polyolefin oder einem modifizierten Polyolefin hergestellt ist, ausgebildet.
Wenn ein Antithrombosemittel in irgendeine dieser Oberflächengleitschichten mit eingebaut ist, werden die Schichten Eigenschaften mit einem geringen Reibungswiderstand über einen unbestimmten Zeitraum innerhalb der Körperflüssigkeiten oder wässrigen Lösungsmittel aufweisen und werden zusätzlich nach außen hin eine antithrombotische Wirkung zeigen. Daher werden die medizinischen Instrumente mit solchen Oberflächengleitschichten nur einen kleinen Widerstand beim Einführen in die Luftröhre, der Verdauungstrakt, die Harnröhre, die Blutgefäße und andere Körperöffnungen oder Gewebe zeigen, und dies führt zu einem besseren Zugang oder zu einer besseren Manipulation, einem verringerten Schaden gegenüber Schleimhautgewebe und einer Senkung der Schmerzen für den Patienten.
Besonders vorteilhafte Anwendungen der Erfindung sind Katheter und Führungsdrähten für die Verwendung in Blutgefäßen.
[1] Der erste Gesichtspunkt der Erfindung wird nun beschrieben. In diesem Gesichtspunkt wird eine Lösung, die ein wasserlösliches oder mit Wasser quellbares Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül enthält, auf der Matrixoberfläche eines medizinischen Instruments aufgeschichtet und danach wird das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer zur Ausbildung einer Schicht, welche ein Hydrogel beim Benässen ausbildet, auf der Oberfläche des medizinischen Instruments unlöslich gemacht.
Die Matrix des medizinischen Instruments ist in keiner Weise beschränkt und kann aus Metallen, Keramiken, organischem Materialien und Komposit-Materialien ausgewählt werden, vorausgesetzt, dass organische Polymerverbindungen bevorzugt auf der Matrixoberfläche vorhanden sind. Die Matrix kann aus dem Polymer alleine oder durch Copolymerisieren oder Vermischen von Polymeren ausgestaltet werden, so dass sie auf der Matrixoberfläche vorliegen. Beispielhafte organische Polymermaterialien schließen Polyolefine, modifizierte Polyolefine, Polyether, Polyurethane, Polyamide, Polyimide, Polyester und deren Copolymere mit ein. Weiter bevorzugt sind solche Materialien, welche keine funktionellen Gruppen haben, die mit den reaktiven funktionellen Gruppen in dem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer reagieren.
Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe ist eine Polymerverbindung, die eine reaktive funktionelle Gruppe wie eine Epoxid-, Säurechlorid-, Aldehyd- oder Isocyantgruppe besitzt und die Wasser zum Quellen oder zur Ausbildung einer Lösung absorbiert. Dieses wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer absorbiert beim Eintauchen in ein wässriges Lösungsmittel wie etwa physiologische Salzlösung, eine Pufferlösung, Körperflüssigkeiten oder Blut Wasser zum Quellen, und das absorbierte Wasser wird eine Gleitwirkung auf der Oberfläche eines medizinischen Instruments beim späteren Kontakt mit der Wand eines Blutgefäßes zeigen. Um diesen Effekt sicherzustellen, muss das wasserlösliche oder das mit Wasser quellbare Polymer eine Wasserabsorptionsrate von wenigstens 50 Gewichtsprozent und bevorzugt wenigstens 100 Gewichtsprozent in dem eingesetzten Temperaturbereich (typischerweise 30-40ºC) besitzen.
Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe kann durch Copolymerisation eines Monomers mit einer reaktiven funktionellen Gruppe in dem Molekül mit einem wasserlöslichen Monomer erzeugt werden. Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer ist bevorzugt ein Block- oder Pfropfcopolymer, in welchem Monomere mit einer reaktiven funktionellen Gruppe unter Ausbildung einer reaktiven Domäne aggregieren, wohingegen wasserlösliche Monomere unter Ausbildung einer hydrophilen Domäne aggregieren. Ein solches Block- oder Pfropfcopolymer ist bevorzugt, da es zu hervorragenden Ergebnisse nicht nur hinsichtlich der Gleitwirkung der Hydrogelschicht, die auf der Matrixoberfläche eines medizinischen Instruments ausgebildet ist, sondern auch zu Adhäsionsfestigkeit gegenüber der Matrixoberfläche führt.
Das Monomer mit einer funktionellen Gruppe kann durch Monomere wie etwa Glycidylacrylat und Glycidylmethacrylat (GMA), die reaktive Heteroringe in dem Molekül besitzen, durch Monomere wie etwa Acrylsäurechlorid und Methacrylsäurechlorid, die Säurechloride in dem Molekül besitzen, und durch Monomere wie etwa Acryloyloxyethylisocyanat, das eine Isocyanatgruppe in dem Molekül besitzt, veranschaulicht werden. Bevorzugte reaktive Monomere sind Glycidylacrylat und Glycidylmethacrylat, die eine Epoxidgruppe als eine reaktive Gruppe besitzen, welche eine Reaktionsbeschleunigung durch Wärme erlaubt und welche sehr leicht zu handhaben ist. Das wasserlösliche Monomer kann durch Acrylamid oder dessen Derivate, Vinylpyrrolidon, Acrylsäure, Methacrylsäure oder dessen Derivate, sowie Copolymere oder vermischte Zusammensetzungen der Polymere, die diese Monomere als eine Hauptkomponente enthalten, Polymere, die aus Monomeren mit Sacchariden oder Phospholipiden in den Seitenketten aufgebaut sind, und maleinsäureanhydridmodifizierte Polymere veranschaulicht werden. Vorteilhafte Beispiele des wasserlöslichen Monomers schließen die Folgenden mit ein: N- Methylacrylamid, N,N-Dimethylacrylamid (DMAA), N,N- Diethylacrylamid, Acryloylmorpholin, N,N- Dimethylaminoethylacrylamid, Vinylpyrrolidon, 2- Methacryloyloxyethyl-Phosphorylcholin, 2-Methacryloyloxyethyl- D-glycosid, 2-Methacryloyloxyethyl-D-Mannosid und Vinylmethylether.
Bevorzugt liegt das molare Verhältnis des reaktiven Polymers B wie etwa GMA mit einer reaktiven funktionellen Gruppe zu dem wasserlöslichen Polymer A wie etwa DMAA bei B : A = 1 : 1-1 : 100, weiter bevorzugt bei 1 : 5-1 : 50, am meisten bevorzugt bei 1 : 10- 1 : 20.
Das wasserlösliche oder das mit Wasser quellbare Polymer mit reaktiven funktionellen Gruppen kann erwärmt oder anderweitig behandelt werden, so dass die reaktiven funktionellen Gruppen eine Vernetzungsreaktion eingehen, um unlöslich zu werden. Das unlöslich gemachte Polymer wird, falls es in Kontakt mit einer Pufferlösung, Körperflüssigkeiten oder physiologischer Salzlösung kommt, Wasser unter Ausbildung einer Hydrogelschicht auf der Oberfläche des medizinischen Instruments absorbieren. Die ausgebildete Hydrogelschicht dient als eine "Gleitschicht", welche einen direkten Kontakt zwischen der Oberfläche des medizinischen Instruments und einem lebenden Gewebe verhindert, um dadurch zu einer niedrigeren Reibung zu führen.
Die reaktive funktionelle Gruppe ist bevorzugt eine Epoxidgruppe, die erlaubt, dass die Reaktion durch Wärme leicht beschleunigt wird. Nachdem das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer mit einer Epoxidgruppe in dem Molekül auf einer Matrix aufgeschichtet worden ist, kann die letztere bei 40ºC und darüber erwärmt werden, wobei eine Hydrogelschicht auf der Oberfläche der Matrix leicht ausgebildet wird. Das Erwärmen dient zur Steigerung der Rate, bei welcher die wasserlöslichen oder die mit Wasser quellbaren Polymere mit einer reaktiven funktionellen Gruppe miteinander oder mit der Matrixoberfläche reagieren, wenn diese eine funktionelle Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe abreagieren kann, trägt. Die Erwärmungstemperatur liegt bevorzugt bei wenigstens 50ºC und weiter bevorzugt bei wenigstens 60ºC. Zur Beschleunigung der Reaktion kann eine Erwärmung in Gegenwart eines Katalysators durchgeführt werden, welcher Vorteilhafterweise aus tertiären Aminverbindungen wie etwa Trialkylaminverbindungen und Pyridin ausgewählt ist, wenn die reaktive funktionelle Gruppe eine Epoxidgruppe ist. Um eine zähe Hydrogelschicht auf der Matrixoberfläche auszubilden, ist es wichtig, dass eine zwischenmolekulare Reaktion mit der Matrix durchgeführt wird, welche sorgfältig mit der wasserlöslichen oder mit dem mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe imprägniert ist.
Zur Verbesserung der Widerstandsfähigkeit der "Gleitschicht" oder zur Steuerung seiner Gleitfähigkeitswirkung kann die Beschichtung des wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers mit einer reaktiven funktionellen Gruppe einer Vernetzungsbehandlung unterzogen werden. Als Ergebnis wird eine kleine Menge einer dreidimensionalen Netzwerkstruktur ausgebildet und dies hilft zur Verstärkung der Beständigkeit der "Gleitschicht" ohne übermäßig seine Gleitwirkung zu opfern. Jedoch sollte die Vernetzung sorgfältig durchgeführt werden, da eine Überrepräsentation einer Vernetzungsstruktur die Tendenz zum Schwellen bei Wasserabsorption reduziert, und dadurch den geringen Reibungswiderstand der Matrixoberfläche zu verschlechtern. Jede herkömmliche Vernetzungstechnik ist anwendbar, wie zum Beispiel eine Polymervernetzung mit aktiven Radikalen, die bei einer Aussetzung gegenüber Licht, Wärme oder Strahlungen erzeugt werden, und eine, die möglicherweise durch die Addition von polymerisierbaren polyfunktionellen Monomeren, der Beschichtung mit polyfunktionellen Vernetzungsmitteln und der Vernetzung von funktionellen Gruppen innerhalb des Moleküls in der Gegenwart eines Katalysators wie etwa einer Polyamino-, Polyhydroxy- oder einer Polyaldehydverbindung bewerkstelligt werden kann.
Der bevorzugte Grad der Vernetzung (Aushärtung) des Polymers oder vor dessen Mischung liegt bei 50% oder höher, weiter bevorzugt bei 80% oder höher und am meisten bevorzugt bei 95% oder höher des Reaktionsverhältnisses der Epoxidgruppe, berechnet auf Basis der Peakgröße der Epoxidgruppe, die durch ein ATR-IR-Verfahren gemessen worden ist.
[2] In dem zweiten Gesichtspunkt der Erfindung quillt die Matrixoberfläche eines medizinischen Instruments in einem Lösungsmittel auf, und bildet eine ineinandergreifende Netzwerkstruktur mit dem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer oder dem Makromonomer, wodurch sichergestellt wird, dass das Polymer oder das Makromonomer sicher auf der Matrix fixiert ist. Es reicht, wenn die durchdringende Netzwerkstruktur auf der Zwischenfläche bzw. Grenzfläche zwischen der Matrix und der Polymer- oder Makromonomerschicht ausgebildet ist. Durch ein Verstärken der Festigkeit der Grenzflächenbindung kann eine Oberflächengleitschicht mit einer hohen Ablösebeständigkeit ausgebildet werden.
Ein Beispiel der ineinandergreifenden Netzwerkstruktur ist eine Struktur aus Vernetzungen zwischen Molekülen, die durch wechselseitige Reaktion der reaktiven Gruppen wie etwa Epoxidgruppen des im Wasser quellbaren Polymers in einer Matrixoberfläche eines medizinischen Instruments wie etwa einem Urethanpolymer ausgebildet wird.
Die Matrix des medizinischen Instruments kann von der gleichen Sorte sein, wie sie im ersten Gesichtspunkt der Erfindung eingesetzt wird. Zusätzlich kann sie von einer Sorte sein, die in einem Lösungsmittel aufquillt, mit der Bedingung, dass sie eine hohe mechanische Festigkeit besitzt und dass sie keiner signifikanten dimensionalen Änderung unterliegt. Eine bevorzugte Matrix- und Lösungsmittel-Kombination ist derart, dass das wasserlösliche oder im Wasser quellbare Polymer oder Makromonomer unter derartigen Bedingungen beschichtet werden kann, dass der Prozentsatz des Quellens, berechnet durch die folgende Gleichung (1), bei 1-100%, bevorzugt bei 5-40% und weiter bevorzugt bei 10-30% liegt:
Die spezielle Vorgehensweise zur Messung des Prozentsatzes des Quellens ist folgendermaßen:
(1) Die Matrix eines medizinischen Instruments wird in ein Blatt mit den Maßen 1 cm · 3 cm · 0,3 mm geschnitten (das Gewicht des Blatts ist Wo) und dann in 25 ml eines Lösungsmittels eingetaucht;
(2) Das Blatt wird aus dem Lösungsmittel entnommen und das restliche Lösungsmittel wird sofort von der Oberfläche abgewischt und die Gewichtsänderung des Blatts (ΔW) wird berechnet.
Die Matrix kann in das Lösungsmittel solange eingetaucht werden, solange sich seine Dimensionen nicht signifikant ändern und die erforderlichen physikalischen Eigenschaften beibehalten werden. Aus Prozesstechnischen Gesichtspunkten liegt die Eintauchzeit im Allgemeinen bwi 1 Sekunde bis 10 Minuten, bevorzugt bei 10 Sekunden bis fünf Minuten und weiter bevorzugt bei 30 Sekunden bis 3 Minuten.
Die Matrix muss keine Alkalimetallalkoholatgruppe, Aminogruppe, Alkalimetallamidogruppe, Carboxylatgruppe, Sulfonatgruppe, Magnesiumhalogenidgruppe oder Flouroborat- Komplexgruppe besitzen, solange sie in dem eingesetzten Lösungsmittel aufquillt.
Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer, das im zweiten Gesichtspunkt der Erfindung eingesetzt wird, ist das gleiche wie das im ersten Gesichtspunkt eingesetzte. Alternativ dazu kann ein Makromonomer eingesetzt werden. Der Ausdruck "Makromonomer", wie er hierin verwendet wird, steht für eine Verbindung, die ein Grundgerüst mit Verzweigungen umfasst. Und das Makromonomer für den erfindungsgemäßen Einsatz ist wünschenswerter Weise derart, dass die Verzweigungen gleitfähigkeitsverleihende Stellen sind, wohingegen das Rückgrat eine Stelle mit Domänen ist, die vernetzt sind oder beim Erwärmen ein steigendes Molekulargewicht besitzen. Spezielle Beispiele des erfindungsgemäß eingesetzten Makromonomers schließen ein Makromonomer aus Glycidylmethacrylat und Dimethylacrylamid, ein Makromonomer aus Glycidylmethacrylat und einem Maleinsäureanhydrid/Hydroxyethylmethacrylat-Copolymer und ein Makromonomer aus Glycidylmethacrylat und einem Maleinsäureanhydrid/Acrylamid-Copolymer mit ein.
[3] Gemäß dem dritten Gesichtspunkt der Erfindung wird eine Polymerlösung mit einer in einem Lösungsmittel gelösten Mischung aus einem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe und einem Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, in die Oberfläche der Matrix eines medizinischen Instruments imprägniert und anschließend unlöslich gemacht, um eine Oberflächengleitschicht auf der Oberfläche eines medizinischen Instruments auszubilden. Alternativ dazu kann eine Polymerlösung mit einem in einem Lösungsmittel gelösten wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe zuerst in die Oberfläche der Matrix eines medizinischen Instruments imprägniert werden und anschließend eine Polymerlösung mit einem in einem Lösungsmittel gelösten Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe abreagieren kann, in die Matrixoberfläche imprägniert und die imprägnierten Lösungen werden unlöslich gemacht, um eine Oberflächengleitschicht auf der Oberfläche des medizinischen Instruments auszubilden.
Die Matrix des medizinischen Instruments gemäß dem dritten Gesichtspunkt der Erfindung kann die gleiche wie die im ersten Gesichtspunkt der Erfindung verwendete sein. Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe, welches im dritten Gesichtspunkt der Erfindung eingesetzt wird, kann ebenso das gleiche wie das im ersten Gesichtspunkt der Erfindung verwendete sein.
Das Polymer mit einer funktionellen Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe in dem zuerst erwähnten Polymer reagieren kann, ist eines aus den Polymeren und Copolymeren, die aus Monomereinheit mit funktionellen Gruppen, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren können, wie zum Beispiel Carboxyl-, Hydroxyl-, Amino-, Carbonsäureanhydrid- und Thiolgruppen, bestehen. Spezielle Beispiele schließen Polyethylenimin, Polyacrylsäure, Polymethacrylsäure, Polyallylamin, Polylysin, Polyvinylalkohol, Ethylen/Vinylalkohol-Copolymer und Copolymere von diesen Homopolymeren und/oder Copolymeren mit ein. Copolymerisierbare Monomere müssen nicht mit der reaktiven funktionellen Gruppe in dem zuerst erwähnten Polymer reagieren können und können beispielsweise Acrylamidderivate, (Meth)Acrylatester und Monomere mit Phospholipiden oder Sacchariden in dem Molekül sein. Vorteilhafte Beispiele sind Copolymere mit Polymerverbindungen, die Blut-Antikoagulationsaktvität aufweisen (heparinartige Aktivität und Antithromboseaktivität) und welche Poly(Schwefelsäure)-Verbindungen wie etwa 2- Acrylamid-2-Methylpropansulfonsäure und Sulfoalkylacrylate sind.
Bei Zugabe eines wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers alleine, das eine Epoxidgruppe als die reaktive funktionelle Gruppe von Interesse besitzt, kann keine gewünschte Vernetzungsreaktion effizient durchführen. Wenn das Polymer in Kombination mit einem Polymer mit einer Hydoxyl- oder Aminogruppe eingesetzt wird, wird die Vernetzungsreaktion beschleunigt, um eine Ausbildung einer zähen Oberflächengleitschicht zu ermöglichen. Eine Epoxidgruppe reagiert mit einer Hydroxyl-, einer Amino- oder bestimmten anderen Gruppen, so dass ein Copolymer eines Monomers mit einer Epoxidgruppe im Molekül und einem Monomer mit einer Hydroxyl-, Carboxyl-, Amino- oder einer weiteren Gruppe, die mit der Epoxidgruppe in dem Molekül reagiert, schwer zu synthetisieren ist, da das Copolymer eine intramolekulare Reaktion eingeht und somit unlöslich wird. Jedoch werden gemäß dem dritten Gesichtspunkt der Erfindung ein Polymer mit einer Carboxyl- oder Aminogruppe und ein Polymer mit einer Epoxidgruppe getrennt voneinander hergestellt und auf die Matrixoberfläche beschichtet, und dies ermöglicht die Einführung einer Struktur mit Ladungen auf, der Oberfläche. Unter Verwendung dieser funktionellen Gruppen kann sichergestellt werden, dass Antithrombosemittel, die hierin nachstehend beschrieben werden, durch eine elektrostatische Wechselwirkung auf eine solche Art und Weise absorbiert werden, dass sie auf die Oberflächengleitschicht auf einem medizinischen Instrument fixiert sind oder dass sie über die Zeit freigesetzt werden können. Natürlich können auch Antithrombosemittel ohne von den elektrostatischen Wechselwirkungen abzuhängen imprägniert sein, so dass eine anhaltende Freisetzung ermöglicht ist.
Die Menge des Polymers mit einer (zweiten) funktionellen Gruppe, die mit der (ersten) reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, liegt bevorzugt bei 0,01 bis 50, weiter bevorzugt bei 0,05 bis 20 und am meisten bevorzugt bei 0,1 bis 10 Gewichtsteilen, basierend auf 100 Gewichtsteilen des wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers mit einer (ersten) reaktiven funktionellen Gruppe.
[4] Die Matrix des medizinischen Instruments gemäß dem vierten Gesichtspunkt der Erfindung kann die gleiche wie die im ersten Gesichtspunkt der Erfindung eingesetzten sein. Das Polymer, das in einem Lösungsmittel zusammen mit dem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer gelöst werden soll, ist bevorzugt das gleiche wie das Polymer, aus dem die Matrix eines medizinischen Instruments hergestellt ist. Um eine gute Löslichkeit und hohe Formstabilität sicherzustellen, kann das Polymer durch eine Komponente ersetzt werden, die in dem Polymer, aus dem die Matrix hergestellt ist, vorhanden ist. Insbesondere im Falle eines medizinischen Instruments, dessen Matrix aus einem vielschichtigen Formteil hergestellt ist, ist das Polymer oder eine Komponente davon, die in einem Lösungsmittel gelöst werden sollen, bevorzugt das gleiche wie das Polymer, das die äußerste Oberfläche der Matrix des medizinischen Instruments aufbaut oder eine Komponente daraus. Wenn ein Polymer vom gleichen Typ wie die Matrix oder eine Komponente in dem Polymer, welches die Matrix aufbaut, zu einem Polymer hinzugegeben wird, das Oberflächengleitfähigkeit beim Benässen zeigt, wird eine Oberflächengleitschicht ausgebildet, die zur Matrix eine verbesserte Haftung zeigt oder welche eine festere Stärke besitzt. Unter Berücksichtigung der Löslichkeit der Matrix und der leichten Handhabung kann das eingesetzte Lösungsmittel eine Mischung sein.
Die Menge des Polymers vom gleichen Typ wie die Matrix oder die Komponente in dem Polymer, welches die Matrix aufbaut, kann bevorzugt 0,01 bis 50, weiter bevorzugt 0,05 bis 20 und am meisten bevorzugt 0,1 bis 10 Gewichtsteile sein, basierend auf 100 Gewichtsteilen des wasserlöslichen oder im Wasser quellbaren Polymers mit einer reaktiven funktionellen Gruppe.
Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer, das im vierten Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird, kann das gleiche Polymer sein, wie das, welches im ersten Gesichtspunkt eingesetzt werden kann. Das Polymer auf Basis von Maleinsäureanhydrid kann ein Homopolymer aus Maleinsäureanhydrid sein, aber besonders bevorzugt wird ein Copolymer aus Methylvinylether und Maleinsäureanhydrid eingesetzt. Ein Beispiel dieses Copolymers ist "GANTREZ AN", welches kommerziell von G.A.F Corporation erhältlich ist und welches aus Methylvinylether und Maleinsäureanhydrid mit einem molaren Verhältnis von im Wesentlichen 1 : 1 besteht. Derivate des Polymers auf Basis von Maleinsäureanhydrid sind nicht auf Wasserlösliche beschränkt, und unlöslich gemachte Produkte können verwendet werden, solange sie das Polymer auf Maleinsäureanhydridbasis als Hauptkomponente enthalten und wenn sie Oberflächengleiteigenschaften beim Benässen aufweisen.
Die Lösung, in der die zwei Polymersorten gelöst sind, muss auf einem medizinischen Instrument nur einmal aufgeschichtet werden, aber um die Schicht mit Gleiteigenschaft weiter zu steigern, werden bevorzugt zwei oder mehrere Beschichtungen aufgebracht. Genauer gesagt wird die erste Beschichtung aus einer Lösung aufgebracht, die einen hohen Gehalt der Hauptkomponente des Polymers, welches die Matrix eines medizinischen Instruments aufbaut, besitzt, und der Gehalt des Polymers, welches Gleiteigenschaft beim Benässen aufweist, wird in den zweiten und nachfolgenden Beschichtungen gesteigert, um dadurch einen Gradienten in den physikalischen Eigenschaften der gesamten Beschichtungsschicht zu gewährleisten. Die durch dieses Verfahren hergestellte Beschichtungsschicht haftet auf der Matrix des medizinischen Instruments stark und weist hervorragende Gleiteigenschaften auf der äußersten Schicht auf.
[5] Das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer, das im fünften Gesichtspunkt der Erfindung eingesetzt wird, kann das gleiche wie das im vierten Gesichtspunkt eingesetzte sein. Falls erwünscht kann das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer mit einer reaktiven funktionellen Gruppe mit einem hydrophilen Polymer vermischt sein, welches mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagiert. Beispiele sind ein hydrophiles Polymer, das ein Monomer mit einer Carboxyl-, Hydroxyl-, Amino-, Carbonsäureanhydrid- oder Thiolgruppe oder irgendeine andere Gruppe, welche mit einer Epoxidgruppe reagiert, wenn die reaktive funktionelle Gruppe eine Epoxidgruppe ist, enthält. Und die zwei Polymere werden miteinander unter Ausbildung einer unlöslich gemachten Oberflächengleitschicht miteinander zur Reaktion gebracht.
Das modifizierte Polyolefin ist ein Copolymer (ein statistisches, ein Block- oder Pfropfcopolymer) eines Olefins wie etwa Ethylen oder Propylen und eines weiteren Monomers, oder es kann eine Olefinbasierte Polymermischung sein. Beispiele des Monomers, das mit Olefinen copolymerisiert werden kann, schließen Maleinsäureanhydrid, Acrylsäure oder deren Derivate, Methacrylsäure oder deren Derivate, Vinyloxysilan, Ketenacetal, Dioxolan und Vinylacetat mit ein.
Das Polymer, das an die Polyolefine anhaftet, kann aus Polymeren ausgebildet sein, die herkömmlicherweise als Polyolefinhaftpolymere erhältlich sind, oder kann aus solchen Polymeren ausgewählt sein, die synthetisiert wurden, um eine verstärkte Kompatibilität zu oder verstärkte Haftung mit Polyolefinen zu gewährleisten. Eine hervorragende Haftung wird durch Copolymere oder Polyolefine mit Monomeren wie etwa Maleinsäureanhydrid, Ethylacrylat, Acrylsäure, Methacrylsäure und Glycidylmethacrylat, Vinylchlorid und Vinylacetat erzielt.
Das Polymer, das an modifizierte Polyolefine anhaftet, kann durch die vorstehend aufgelisteten modifizierten Polyolefine veranschaulicht werden, einschließlich solchen, welche die gleiche Struktur wie die Matrix eines medizinischen Instruments besitzen.
Die Oberflächengleitschicht, welche die äußere Oberfläche eines medizinischen Instruments bedeckt, wird erwärmt oder anderweitig behandelt, um sicherzustellen, dass die reaktiven funktionelle Gruppen in dem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymer miteinander unter Ausbildung von intermolekularen Vernetzungen reagieren. Das vernetzte wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer absorbiert beim Kontakt mit Körperflüssigkeiten oder physiologischer Salzlösung Wasser, um aufzuguellen und eine Hydrogelschicht mit Gleitwirkung auszubilden.
Wenn das die Matrix eines medizinischen Tnstruments ausbildende modifizierte Polyolefin oder das die Haftschicht ausbildende Haftpolymer funktionelle Gruppen besitzt, die mit dem wasserlöslichen oder mit Wasser quellbarem Polymer, welches eine Oberflächengleitschicht ausbildet, reagieren können, reagiert das Polymer mit dem modifizierten Polyolefin oder Haftpolymer, um eine zähe Oberflächegleitschicht auszubilden. Selbst wenn die Matrix des medizinischen Instruments aus einem Polyolefin mit keinen funktionellen Gruppen, die mit dem wasserlöslichen oder dem mit Wasser quellbaren Polymer reagieren können, besitzt, stellt die Verwendung eines Haftpolymers in der Haftschicht, die an das Polyolefin anhaftet, sicher, dass die Oberflächengleitschicht, welche hauptsächlich aus dem wasserlöslichen oder dem mit Wasser quellbaren Polymer aufgebaut ist, eine gesteigerte Widerstandsfähigkeit gegenüber Abblätterung zeigt.
Zur Ausbildung der Haftschicht kann eine Coextrusion oder eine Beschichtung verwendet werden, um das aufzubringende Haftpolymer vorab auf die Matrix eines medizinischen Instruments zu bringen, oder alternativ dazu kann das Haftpolymer in einem Lösungsmittel zusammen mit dem wasserlöslichen oder dem mit Wasser quellbaren Polymer gelöst sein, wobei die resultierende Lösung anschließend auf die Matrix des medizinischen Instruments aufgebracht wird. Um sicherzustellen, dass das Haftpolymer eine gesteigerte Beständigkeit gegenüber Abblätterung von der Matrix des medizinischen Instruments aufweist, wird das Haftpolymer wünschenswerter Weise in einem Lösungsmittel gelöst, welches die Matrix quellen lässt, wobei die resultierende Lösung anschließend zur Bedeckung der Matrixoberfläche aufgetragen wird. Beispiele des Lösungsmittels, das die Matrix quellen lassen kann, schließen Toluol, Xylol, Benzol, Tetrahydrofuran, Dioxan, Hexan, Methylenchlorid und gemischte Lösungsmittel, die auf diesen Lösungsmitteln basieren, mit ein. Geeignete Lösungsmittel und Beschichtungsbedingungen werden gemäß den Eigenschaften der eingesetzten speziellen Matrix ausgewählt.
Wenn das medizinische Instrument ein Katheterballon zum Aufweiten ist, muss die Oberflächengleitschicht nicht über die gesamte Oberfläche des Ballons ausgebildet sein, aber kann in ausgewählten Bereichen wie etwa an verjüngten Bereichen an der Spitze oder unten am Ballon ausgebildet sein. Insbesondere bei der Aufweitung von Blutgefäßen ist es wegen des Halts an der Zielstelle bevorzugt, dass die Oberflächengleitschicht nicht auf dem gesamten Teil des Ballons aufgetragen ist. Wenn andererseits das medizinische Instrument zur Verabreichung eines Arzneimittels (Antithrombosemittel) eingesetzt wird, wird hinsichtlich der Verhinderung des Zusammenziehens des aufgeweiteten Blutgefäßes die Oberflächengleitschicht bevorzugt auf dem gesamten Teil des Ballons ausgebildet.
Die Matrix eines Katheterballons muss nur eine Schicht aus einem Polyolefin oder modifizierten Polyolefin auf der Oberfläche aufweisen, und es kann ein vielschichtiger Ballon oder ein metallhaltiger Ballon sein. Im ersteren Fall können die überlagerten Schichten aus Polyestern, Polyamiden, Polyphenylensulfit, Polyethersulfon, Polyemiden, usw. ausgebildet sein, um eine höhere Druckbeständigkeit zu gewährleisten oder um einen Ballon vom unregelmäßigen Typ zu erzeugen, welcher unter Druck eine beschränkte Verformung zeigt.
Zusätzlich kann zur Erhöhung der Festigkeit und der Fähigkeit der Oberflächengleitschicht die Anwendung der Haftschicht oder der Oberflächengleitschicht mehrmals wiederholt werden.
Um eine verbesserte Antithrombosewirkung zu gewährleisten, kann die Oberflächengleitschicht (Hydrogelschicht) in dem ersten bis fünften Gesichtspunkt der Erfindung mit Antithrombosemitteln in einer solchen Art und Weise behandelt sein, dass sie auf der Schicht geträgert vorliegen, oder mit der Zeit freigesetzt werden können. Jedes Antithrombosemittel kann eingesetzt werden, solange es die Bildung von Thrombosen verhindern kann oder die gebildeten Thrombosen hydrolisieren kann, und sie schließen sowohl natürliche als auch synthetische Substanzen mit ein, sind aber nicht auf diese beschränkt, wobei diese als Antikoagulationsmittel, Blättcheninhibitoren und Fibronolysebeschleuniger spezifiziert werden können. Speziellere Beispiele schließen die Folgenden ein: Heparin, niedermolekulargewichtiges Heparin, Dermatansulfat, Heparansulfat, aktiviertes Protein C, Hirudin, Aspirin, Thrombomodulin, DHG, Plasminogenaktivatoren (Streptokinase und Urokinase), Aprotinin, Nafamostatmesilat (FUT), Gabextatmesilat (FOY) und verschiedene andere Proteaseinhibitoren in dem Koagulationssystem.
Antithrombosemittel können auf die Matrix eines medizinischen Instruments durch verschiedene Verfahren aufgetragen werden; eine Lösung mit sowohl einem Antithrombosemittel als auch einem Polymer, das eine Oberflächengleitschicht ausbildet, kann aufgetragen werden oder alternativ dazu kann eine Lösung mit einem Polymer, das eine Oberflächengleitschicht ausbildet, und eine Lösung mit einem Antithrombosemittel separat aufgetragen werden. Falls erwünscht, kann eine Lösung mit einem Antithrombosemittel mit einer Polymersubstanz, die eine hervorragende Haftung an die Matrix gewährleistet, vermischt werden, um dadurch eine effiziente Beschichtungsanwendung auf die Matrixoberlfäche sicherzustellen oder die Rate, mit der das Antithrombosemittel mit der Zeit freigesetzt wird, zu steuern. Wenn eine Polymerlösung mit sowohl einem Antithrombosemittel als auch einem Polymer, das eine Oberflächengleitschicht ausbilden kann, auf der Matrixoberfläche aufgebracht wird, kann eine Oberfläche mit nicht nur einer Antithrombosewirkung sondern auch mit einer Oberflächengleiteigenschaft in einer solchen Art und Weise ausgebildet werden, dass das Antithrombosemittel mit der Zeit freigesetzt wird. Eine solche duale Oberfläche kann folgendermaßen ausgebildet werden: Als erstes Auftragen eines Antithrombosemittels auf die Matrixoberfläche eines medizinischen. Instruments, und danach Auftragen eines Polymers, das eine Oberflächengleitschicht ausbilden kann.
Es wird angenommen, dass Antithrombosemittel durch einen der folgenden zwei Mechanismen funktionieren und einer dieser Mechanismen kann in der vorliegenden Erfindung verwendet werden. In einem Mechanismus wird das Antithrombosemittel, das auf der Hydrgelschicht auf der Matrixoberfläche gehalten wird, langsam freigesetzt, um die Antithrombosewirkung zu entfalten; in dem anderen Mechanismus ist das Antithrombosemittel an die reaktiven funktionellen Gruppen in dem Molekül des wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers gebunden, wodurch es in der Hydrogelschicht immobolisiert ist, um die inhärente Funktion zu entfalten.
Um die Oberflächengleiteigenschaft (Reibungswiderstand) zu messen, wird ein Blatt hergestellt, welches die gleiche Oberfläche wie ein spezifisches medizinisches Instrument besitzt und wird in eine Testvorrichtung mit dem in Fig. 1 gezeigten Aufbau eingesetzt. Die detaillierten Testbedingungen sind in den nachstehend beschriebenen Beispielen gezeigt. Ein herkömmlicher Weg zur Auswertung der Oberflächengleiteigenschaft ist das Reiben der Oberfläche des Blatts mit Fingern. Eine Oberfläche mit niedrigen Reibungswiderstand, an die das wasserlösliche oder mit Wasser quellbare Polymer gemäß der vorliegenden Erfindung gebunden ist, ist dadurch gekennzeichnet, dass sie sich glitschig anfühlt, ähnlich wie die eines Aals, und einen statischen Reibungskoeffizienten von nicht mehr als 0,15 besitzt, welcher zu einem anfänglichen Reibungswiderstand von mehr als 150 gf äquivalent ist, wenn er in Kontakt mit einem Polyethylenfilm auf dem in Fig. 1 gezeigten Testgerät bestimmt wird.
Medizinische Instrumente, die einen geringen Reibungswiderstand und Antithromboseeigenschaften erfordern, sind zum Beispiel bevorzugt Katheter und Führungsdrähte, die für den Einsatz innerhalb von Blutgefäßen beabsichtigt sind. Andere Beispiele schließen die folgenden mit ein:
1) Katheter wie etwa Magenkatheter, Ernährungsröhren, und ED- Röhren, welche über den Mund oder die Nase in den Magen eingeführt werden und welche eine zeitlang darin belassen werden;
2) Röhren oder Manschetten von Sauerstoffkathetern, Sauerstoffkanülen und Luftröhren, Röhren und Manschetten von Röhren für einen Luftröhrenschnitt und Katheter wie etwa Intratracheale Aspriationskatheter, welche über den Mund oder die Nase in die Luftröhre eingeführt werden und eine zeitlang darin belassen werden;
3) Katheter wie etwa Katheter und Ballone in Härnröhrenkathetern, Urinalkathetern und Ballonkathetern, welche in die Harnröhre oder den Harnleiter eingeführt werden und eine zeitlang darin belassen werden;
4) Katheter wie etwa Absaugkatheter, Flüssigkeitsentfernungskatheter und Rektalkatheter, welche in verschiedene Körperöffnungen, Organe oder Gewebe eingeführt werden und eine zeitlang darin belassen werden;
5) Katheter wie etwa Dauernadeln, IVH-Katheter, Thermodilutionskatheter (temperatursenkende Katheter), angiografische Katheter, Katheter zur Erweiterung der Blutgefäße, Dilatoren bzw. Dehnsonden, oder Einleiter, welche in Blutgefäße eingeführt werden oder darin belassen werden und Führungsdrähte und Stillette für solche Katheter;
6) Vorrichtungen zur Untersuchung und für die Therapie zur Insertion in verschiedene innere Organe sowie Kontaktlinsen, usw.;
7) Stents sowie künstliche Blutgefäße, Luftröhren, Bronchialröhren, usw.; und
8) Medizinische Vorrichtungen (z. B. Künstliche Herzen, Lungen und Nieren) für den Einsatz in extrakorporealen zirkulatorischen Behandlungen und damit verbundenen Kreisläufen.
Die folgenden Beispiele werden zum Zweck der weiteren Veranschaulichung der vorliegenden Erfindung bereitgestellt, sollen diese aber keinesfalls einschränken.

Beispiel 1

Triethylenglycol wurde tropfenweise zu Adipinsäuredichlorid bei 50ºC hinzugegeben; danach wurde Salzsäure durch Verdampfung über drei Stunden bei 50ºC abdestilliert. Methyethylketon wurde zu dem resultierenden Oligoester hinzugegeben und die Mischung wurde tropfenweise in eine Lösung, die Natriumhydroxid, 31%ges Wasserstoffperoxid, Dioctylphosphat und Wasser umfasste, hinzugegeben und die Reaktion wurde bei -5ºC über 20 Minuten durchgeführt. Das Reaktionsprodukt wurde wiederholtermaßen mit Wasser und Methanol gewaschen und anschließend getrocknet, um ein Polyperoxid (PPO) mit mehreren Peroxidgruppen in dem Molekül zu erhalten. Unter Einsatz des PPO als eine Polymerisationsinitiator wurde Glycidylmethacrylat (GMA) unter Vakuum und Rühren bei 80ºC über zwei Stunden mit Benzol als Lösungsmittel polymerisiert. Das Reaktionsprodukt wurde mit Diethylether erneut gefällt, um Poly-GMA mit Peroxidgruppen in dem Molekül zu erhalten. Unter Verwendung des Poly-GMA als einem Polymerisationsinitiator wurde Dimethylacrylamid (DMAA) als ein hydrophiles Monomer in DMSO gelöst und einer Polymerisation bei 80ºC über 18 Stunden unterworfen, um ein Blockcopolymer mit Poly-GMA in reaktiven Domänen und Poly-DMAA in mit Wasser quellbaren hydrophilen Domänen zu erhalten. Die ¹H-NMR-Analyse zeigte, dass das Blockcopolymer aus DMAA und GMA mit einem molaren Verhältnis von 6,8 : 1 bestand.
Eine 10 Gew.-%ige Dimethylformamidlösung aus Polyurethan (PELLETHANE 65D von DuPont), das 1 Gew.-% eines Proteaseinhibitors enthielt, und Ethyl-p-(6- guanidinohexanoyl)-benzoatmethansulfonat wurden auf einen Poylurethankatheter mit einem äußeren Durchmesser von 5 Fr (5 · 0,33 mm) aufgetragen. Anschließend wurde eine 2%ige Acetonlösung eines Blockcopolymers, bestehend aus DMAA und GMA mit einem molaren Verhältnis von 6,8 : 1, über die Polyurethanschicht aufgeschichtet und eine Reaktion wurde bei 60ºC über 18 Stunden durchgeführt. Tropfen von physiologischer Salzlösung wurden auf der Oberfläche des Katheters platziert, welche mit den Fingern berührt wurden, um seine Gleitfähigkeit zu überprüfen. Die Oberfläche wurde als glitschige Oberfläche mit niedrigem Reibungswiderstand empfunden. Die Gleiteigenschaft der Oberfläche ging nicht verloren, selbst falls 20mal mit einer Fingerspitze unter Druckaufbringung heftig gerieben wurde.

Beispiel 2 und Vergleichsbeispiel 1

Ein Blockcopolymer aus DMAA und GMA (molares Verhältnis - 6,8 : 1), das gemäß Beispiel 1 hergestellt wurde, wurde mit einer Konzentration von 2 Gew.-% in Methylethylketon gelöst. Die resultierende Lösung wurde auf einen Katheter mit einem äußeren Durchmesser von 5 Fr aufgetragen und eine Reaktion wurde in einem Ofen bei 60ºC über acht Stunden durchgeführt. Der Katheter wurde in physiologische Salzlösung eingetaucht und mit den Fingern gerieben; er wurde, verglichen mit einem unbehandelten Katheter, als einer mit einer sehr glitschigen Oberfläche mit geringem Reibungswiderstand empfunden (Vergleichsbeispiel 1).
Der Katheter wurde dann in eine Lösung von niedermolekularem Heparin (500 Units/ml) über fünf Minuten eingetaucht und gefriergetrocknet. Dieser mit Heparin versehene Katheter des Beispiels 2 wurde in eine frische Probe von menschlichen Blut für fünf Minuten eingetaucht und es wurde herausgefunden, dass an der Oberfläche des Katheters kein Thrombus anhaftete.

Beispiel 3

Zwei Gewichtsteile eines Blockcopolymers des gleichen Typs, wie er in Beispiel 1 hergestellt wurde, (DMAA:GMA, molares Verhältnis = 10,1 : 1), und ein Gewichtsteil Pyridin wurden in 1,4-Dioxan gelöst. Ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) Polyurethan (PELLETHANE 75D von Dow Chemical) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde beobachtet, dass das Blatt um 25% aufquoll. Das aufgequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht und danach mit Wasser gewaschen, um eine Oberfläche auszubilden, die beim Benässen Gleiteigenschaften zeigt. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, die vor der Beschichtungsoperation in der Probe vorhanden war, der Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was das Vernetzen der Epoxidgruppen anzeigte.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt für 1 Stunde zum Sieden gebracht und es zeigte den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung; das Blatt wurde somit als eine Blatt mit hervorragender Beständigkeit verifiziert.
Anschließend wurde das Blatt in die wässrige Lösung, die niedermolekulares Heparin (500 Units/ml) umfasste, für fünf Minuten eingetaucht und dann wurde das Blatt gefriergetrocknet, um ein mit Heparin immobilisiertes Blatt auszubilden. Das so erhaltene mit Heparin immobilisierte Blatt wurde in frische menschliches Blut für 5 Minuten eingetaucht. Und die Anhaftung von Thrombosen auf dem Blatt konnte nicht beobachtet werden.

Vergleichsbeispiel 2

Ein geschlossener Reaktor wurde mit GMA (10 g) in gelöster Form in Dimethylsulfoxid (90 g) beladen. Nachdem Azobisisobutyronitril (0,05 g) als ein Initiator hinzugegeben wurde, wurde die Reaktion unter Vakuum bei 80ºC für 18 Stunden durchgeführt. Das Reaktionsprodukt wurde mit Diethylether (schlechtes Lösungsmittel) und Tetrahydroforan (gutes Lösungmittel) gereingt; und das gebildete Produkt wurde mittels NMR-TR als ein GMA-Homopolymer verifiziert. Ähnlich wurde DMAA (10 g), gelöst in Dimethylsulfoxid (90 g), polymerisiert und als Produkt wurde ein DMAA-Homopolymer gefunden.
Die zwei Polymersorten, jeweils in einer Menge von zwei Gewichtsteilen, wurden in 1,4-Dioxan gelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus Polyurethan (PELLETHANE 75D von Dow Chemical) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 25% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht und danach mit Wasser gewaschen, um eine Oberfläche auszubilden, die beim Benässen Gleiteigenschaft zeigt. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, der vor der Beschichtungsoperation in der Probe vorhanden war, der Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was die Vernetzung der Epoxidgruppen anzeigte.
Das so erhaltene Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Falls das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen wurde, verlor es jedoch praktisch seine Gleiteigenschaft; es konnte somit verifiziert werden, dass das Blatt nur eine geringe Beständigkeit aufwies.

Beispiel 4

Zwei Gewichtsteile eines Blockcopolymers vom gleichen Typ wie das in Beispiel 1 hergestellte und ein Teil Pyridin wurden in Tetrahydrofuran gelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus einem Ethylen/Vinylacetat-Copolymer (EVATATE von Sumitomo Chemical Co., Ltd.) wurde für 1 Minute eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 15% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden Abreagieren gelassen und danach mit Wasser gewaschen, um eine Oberfläche auszubilden, die beim Benässen Gleiteigenschaft zeigte. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, der in der Probe vor der Beschichtungsoperation vorhanden war, der Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was die Vernetzung der Epoxidgruppen anzeigte.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und zeigte dann den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung; das Blatt wurde somit als eines mit hervorragender Beständigkeit verifiziert.

Vergleichsbeispiel 3

Eine Lösung von zwei Polymeren wurde wie in Vergleichsbeispiel 2 hergestellt und ein EVATATE-Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) wurde für 1 Minute in die Lösung eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 15% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden Abreagieren gelassen und danach mit Wasser gewaschen, um eine Oberfläche auszubilden, welche beim Benässen Gleiteigenschaft zeigte. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, der vor der Beschichtungsbehandlung in der Probe vorhanden war, der Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was die Vernetzung der Epoxidgruppen zeigte.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologischer Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Falls das Blatt jedoch einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen wurde, verlor es praktisch seine Gleiteigenschaft; das Blatt wurde somit als eines mit nur einer geringen Beständigkeit verifiziert.

Beispiel 5

Ein geschlossener Reaktor wurde mit DMAA (10 g), Jodessigsäure (Kettentransfermittel; 1 g) und t-Butylperoctoat (Initiator; 0,05 g) beladen und die Reaktion wurde unter Vakuum bei 80ºC für 8 Stunden durchgeführt, um ein Polymer (1) zu erzeugen, welches nachstehend identifiziert wurde. 5 Gramm diese Polymers (1) und 1 Gramm GMA wurden in 90 Gramm Benzol gelöst und in einer Stickstoffatmosphäre bei 60ºC für 8 Stunden in Gegenwart einer kleinen Menge eines Hydrochinons zur Reaktion gebracht. Das Reaktionsprodukt wurde mit Diethylether (schlechtes Lösungsmittel) und Tetrahydrofuran (gutes Lösungsmittel) gereinigt, um ein Polymer (2) zu erzeugen, welches ebenso nachstehend identifiziext wird. Mittels NMR wurde das Produkt als ein Produkt verifiziert welches eine makromonomere Struktur des gleichen Typs wie es Polymer (2) innehat, besitzt.
Zwei Gewichtsteile des Polymers (2) und 0,01 Gewichtsteile Azobisisobutyronitril wurden in Chloroform gelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus einem Ethylen/Vinylchlorid- Copolymer (RYURON E von Tosoh Corporation) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 19% aufquoll. Das aufgequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht und danach mit Wasser gewaschen, um eine Oberfläche auszubilden, die beim Benässen Gleiteigenschaft zeigte. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass die Kohlenstoff-Kohlenstoff-Doppelbindungen, die vor der Beschichtungsoperation in der Probe vorhanden waren, nicht mehr auftraten, was die Ausbildung eines Polymers anzeigte.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologischer Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte immer noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung; das Blatt wurde somit als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert.
Anschließend wurde das Blatt, in die wässrige Lösung, die niedermolekulares Heparin (500 Units/ml) umfasste, für 5 Minuten eingetaucht und dann wurde das Blatt gefriergetrocknet, um ein mit Heparin immobilisiertes Blatt zu erhalten. Das so erhaltene mit Heparin immobilisierte Blatt wurde in frisches menschliches Blut für 5 Minuten eingetaucht und die Haftung von Thrombosen auf dem Blatt konnte nicht beobachtet werden.

Vergleichsbeispiel 4

Zwei Polymere von dem Typ, wie sie in Vergleichsbeispiel 2 hergestellt wurden, wurden in Chloroform gelöst. Ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus einem Ethylen/Vinylchlorid- Copolymer (RYURON E von Tosho Corporation) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 19% aufquoll. Das gequollen Blatt wurde dann bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht und wurde danach mit Wasser gewaschen, um eine Oberfläche auszubilden, die beim Benässen Gleiteigenschaft zeigte. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, der vor der Beschichtungsbehandlung vorhanden war, der. Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was die Vernetzung der Epoxidgruppen anzeigte.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Falls das Blatt jedoch einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen wurde, war seine Gleiteigenschaft praktisch verloren; das Blatt war somit als eines mit nur einer geringen Beständigkeit verifiziert.

Beispiel 6

Ein geschlossener Reaktor wurde mit GMA (9,8 g), Maleinsäureanhydrid (14,2 g) und Azobisisobutyronitril (Initiator; 0,05 g), gelöst in Dimethylsulfoxid (90 g), beladen und die Reaktion wurde unter Vakuum bei 80ºC für 18 Stunden durchgeführt. Das Reakionsprodukt wurde mit Diethylether (schlechtes Lösungsmittel) und Tetrahydrofuran (gutes Lösungsmittel) gereinigt, um ein Polymer zu ergeben. Mittels NMR und IR wurde das Polymer als ein solches verifiziert, das Epoxidgruppen in dem Molekül enthält.
Zwei Gewichtsteile diese Polymers und ein Gewichtsteil Pyridin wurden in Tetrahydrofuran aufgelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus einem Ethylen/Methylacrylat-Copolymer (ACRIFT von Sumitomo Chemical Co., Ltd.) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde. gefunden, dass das Blatt um 25% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach der Reaktion wurde Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen und eine Probe wurde mittels anschließendem alkalischen Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung hergestellt. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, die vor der Beschichtungsbehandlung in der Probe vorhanden war, der Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was das Vernetzen der Epoxidgruppen anzeigte.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung; das Blatt wurde deshalb als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert.

Vergleichsbeispiel 5

Ein Poly-GMA wurde als Vergleichsbeispiel 2 hergestellt. In einem separaten Schritt wurde ein geschlossener Reaktor mit monomerem Maleinsäureanhydrid (5 g) und Campherchinon (Fotosensibilisiermittel; 0,1 g), gelöst in Benzol (50 g), beladen. Nach UV-Bestrahlung wurde die Reaktion unter Vakuum bei 80ºC für 18 Stunden durchgeführt. Das Reaktionsprodukt wurde mit Diethylether (schlechtes Lösungsmittel) und Tetrahydrofuran (gutes Lösungsmittel) gereinigt, um ein Polymer zu ergeben, das beim Benässen Gleiteigenschaft zeigte. Mittels NMR und IR wurde das Polymer als ein Homopolymer der Maleinsäureanhydrid verifiziert.
Die zwei Polymere, jeweils in einer Menge von zwei Gewichtsprozent, wurden in Tetrahydrofuran aufgelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus einem Ethylen/Methylmethacrylat-Copolymer (ACRIFT von Sumitomo Chemical Co., Ltd.) wurde in der resultierenden Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 25% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach der Reaktion wurde Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ehtanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen und eine Probe wurde durch anschließendes alkalisches Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung hergestellt. Die Oberflächenanalyse mittels ATR-IR zeigte, dass an Stelle des Peaks für eine Epoxidgruppe, der in der Probe vor der Beschichtungsoperation vorhanden war, der Peak für eine Etherbindung vorhanden war, was die Vernetzung der Epoxidgruppen anzeigte.
Das so erhaltene Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Falls das Blatt einer Siedebehandlung für eine Stunde unterworfen wurde, war seine Gleiteigenschaft jedoch praktisch verloren; es wurde somit das Blatt als eines mit einer nur geringen Beständigkeit verifiziert.

Vergleichsbeispiel 6

Zwei Gewichtsteile eines Makromonomers, wie es in Beispiel 5 hergestellt wurde, und 0,01 Gewichtsteile Azobisisobutyronitril als einem Initiator wurden in Methanol gelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus Ethylen- Vinylchlorid (RYURON E von Tosoh Corporation) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde herausgefunden, dass das Blatt um 0,5% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach der Reaktion wurde das Blatt mit Wasser gewaschen. Die anfänglich gezeigte Gleiteigenschaft sank mit fortschreitendem Waschen. Es wurde somit gefunden, dass das Blatt nur eine geringe Beständigkeit aufwies.

Vergleichsbeispiel 7

Zwei Gewichtsteile eines Polymers, wie es in Beispiel 6 hergestellt wurde, und 1 Gewichtsteil Pyridin als ein Katalysator wurden in Methanol gelöst und ein Blatt (1 cm · 3 cm · 0,3 mm) aus einem Ethylen/Methylmethacrylat-Copolymer (ACRIFT von Sumitomo Chemical Co., Ltd.) wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden eingetaucht. Es wurde gefunden, dass das Blatt um 0,8% aufquoll. Das gequollene Blatt wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht.
Nach der Reaktion wurde Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen und eine Probe wurde durch anschließendes alkalisches Waschen mit Natriumhydrogencarbon in physiologischer Salzlösung hergestellt. Die Probe zeige gleich nach dem alkalischen Waschen Gleiteigenschaft, aber mit fortschreitendem Waschen sank die Gleiteigenschaft, was die schlechte Beständigkeit des Blattes anzeigte.

Beispiel 7

Ein Blockcopolymer (B1) mit einem molaren Verhältnis von DMAA : GMA von 7,1 : 1 wurde wie in Beispiel 1 hergestellt. In ähnlicher Weise wurde ein Blockcopolymer (B2) durch Wiederholen der Prozedur aus Beispiel 1 hergestellt, außer dass GMA durch Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) ersetzt wurde; B2 hatte ein molares Verhältnis DMAA : HEMA von 6,4 : 1.
Die Blockcopolymere (B1) und (B2) wurden jeweils mit 3% in THF (1 Gew.-% Pyridin enthaltend) gelöst. Die zwei Polymerlösungen wurden mit einem Gewichtsverhältnis von 1 : 1 vermischt. Ein Polyurethanschlauch mit einem äußeren Durchmesser von 5 Fr (1,65 mm) wurde in die gemischte Lösung eingetaucht, getrocknet und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Der Schlauch wurde dann in physiologische Salzlösung eingetaucht und mit den Fingern gerieben; er wurde als glatt und verglichen, mit einem unbehandelten Schlauch, als ein Schlauch mit einer Oberfläche mit geringer Gleiteigenschaft empfunden.

Beispiel 8

Blockcopolymere (B1) und (B2), die in Beispiel 7 eingesetzt wurden, wurden jeweils zu 1 Gew.-% in Chloroform (1 Gew.-% Pyridin enthaltend) aufgelöst. Ein Blatt (200 um dick) aus einem Ethylen/Acrylatester/Maleinsäureanhydrid-Terpolymer (BONDINE TX 8030 von Sumika-CDF Kagaku K.K) wurde in die resultierende Lösung bei 25ºC für eine Minute eingetaucht, getrocknet und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden zur Präparation einer Probe zur Reaktion gebracht.
Das Probenblatt hatte eine Hydrogeloberflächenschicht, die beim Benässen glitschig wurde, um hervorragende Gleiteigenschaft zu zeigen. Die Oberflächengleiteigenschaft des Blattes wurde mit einem Testgerät mit dem in Fig. 1 gezeigten Aufbau ausgewertet.

Verfahren zum Testen der Oberflächengleiteigenschaft

Wie in Fig. 1 gezeigt ist, wurde in einer wässrigen Umgebung 1 innerhalb eines Wassertanks 15 ein zylindrisches Messinggewicht 2 mit einem Gewicht von 1 kg, auf dem ein Polyethylenblatt 3 auf der Kontaktfläche mit einem Testblatt 4 plaziert war, ruhig auf ein Testblatt 4, das an eine Kunststoffplatte in einer Schräge von 30º Grad anhaftete, plaziert; das Gewicht wurde mit 100 Wiederholungen mit einer Geschwindigkeit von 100 cm pro Minute über das Blatt über eine Länge von 1 cm entlang gleiten lassen und die resultierende Änderung des Reibungswiderstands wurde gemessen. Der letztendliche Reibungswiderstand, welcher nach 100 Gleitwegen auftrat, wurde zur Bestimmung eines Oberflächengleitindex berechnet. Die Änderung des Reibungswiderstands (Delta Reibungswiderstand) wurde durch die folgende Gleichung (A) zur Bestimmung eines Dauerschlüpfrigkeitsindex berechnet:
Δ Reibungswiderstand = (Letztendlicher Reibungswiderstand) - (Anfänglicher Reibungswiderstand) (A)
Die Ergebnisse lagen bei 74 gf für den letztendlichen Reibungswiderstand und bei nicht mehr als 10 gf für das Delta- Reibungswiderstand; Somit zeigte das in Beispiel 8 hergestellte Probeblatt eine stetige niedrige Reibungswiderstandseigenschaft, selbst nach 100 Gleitwegen. Die Oberfläche des Blattes und ein Querschnitt davon wurden unter einem Rasterelektronenmikroskop (JSM 840 von JEOL, Ltd.) untersucht; da keine Änderungen als Folge des Gleittests auftraten, wurde die Oberflächengleitschicht derart verifiziert, dass sie feste an die Blattmatrix ohne Abtrennung gebunden war.

Vergleichsbeispiel 8 und 9

Das unbehandelte Blatt aus Beispiel 7 (Vergleichsbeispiel 8) und ein Blatt, das mit einer THF-Lösung, in der nur das Blockcopolymer (B2) des Beispiels 7 gelöst war (Vergleichsbeispiel 9), wurden wie in Beispiel 8 zur Bestimmung des Reibungswiderstands getestet. Das Blatt des Vergleichsbeispiels 8 hatte keine wirksame Gleitoberfläche (anfänglicher Reibungswiderstand: 250 gf; Delta Reibungswiderstand: 15 gf); das Blatt des Vergleichsbeispiels 9 hatte eine Oberflächengleitschicht, die keinen dauerhaften Effekt zeigte (anfänglicher Reibungswiderstand: 92 gf; Delta Reibungswiderstand: 110 gf).

Beispiel 9

Eine 10 gewichtsprozentige Dimethylformamidlösung aus Polyurethan (PELLETHANE 65D von DuPont), die 1 Gewichtsprozent eines Proteaseinhibitors, Ethyl-p-(6-guanidinohexanoyl)- benzoatmethansulfonat, enthielt, wurde auf einem Polyurethankatheter mit einem äußeren Durchmesse r von 5 Fr aufgetragen, um eine thrombolytische Oberfläche herzustellen, welche die Aktivierung des Blutkoagulationssystems mittels Inhibierung von Thrombin und anderen Coagulationsfaktoren nicht unterdrücken kann, aber auch die Blättchenaggregation unterdrückt. Anschließend wurde der Katheter in eine gemischte Lösung der Blockcopolymere (B1) und (B2) wie in Beispiel 7 eingetaucht, getrocknet und bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht, um einen Katheter mit einer Gleitoberfläche herzustellen. Wassertropfen wurden auf der Oberfläche des Katheters platziert, um seine Gleiteigenschaft auszuwerten; er wurde als glitschig und mit einer Oberfläche mit niedriger Reibung empfunden. Die Gleiteigenschaft der Oberfläche war nicht gleichmäßig, selbst falls er 20mal unter Druckanwendung mit einer Fingerspitze heftig gerieben wurde.
Um seine thrombolytische Wirkung zu testen wurde der Katheter auf eine Länge von 30 cm geschnitten und die Spitze wurde in eine frische Probe menschlichen Blutes eingetaucht. Nach fünf Minuten Eintauchzeit wurde die Oberfläche des Katheters untersucht und keine. Blutgerinselbildung trat auf. Jedoch wurden Blutgerinsel gefunden, die an die Oberfläche eines unbehandelten Polyurethankatheters anhafteten (Kontrolle).

Beispiel 10

Ein Führungsdraht wurde hergestellt, welcher mit einem Harz beschichtet war, dass Wolfram in Polyurethan (TECOFLEX EG-100 A-V von Thermedix Inc.) als einen Sensibilisator in einer Menge von 50 Gew.-% inkorporiert hatte. Ein Blockcopolymer, bestehend aus DMAA und GMA mit einem molaren Verhältnis von 6,8 : 1, wie in Beispiel 1, und ein statistisches Copolymer aus Methacrylsäure und 2-Methacryloyloxyethylphosphorylcholin (molares Verhältnis = 1 : 4) wurden mit entsprechenden Konzentrationen von 2 Gew.-% bzw. 1 Gew.-% in THF (1 Gew.-% Pyridin enthaltend) gelöst. Der Führungsdraht wurde in die resultierende Polymerlösung bei 25ºC für 30 Sekunden eingetaucht, getrocknet und in einem Ofen bei 60ºC für 40 Stunden zur Reaktion gebracht. Der behandelte Leitungsdraht wurde in physiologische Salzlösung eingetaucht und mit den Fingern gerieben; er wurde, im Vergleich zu einem unbehandelten Leitungsdraht, als ein Draht mit einer glitschigen Oberfläche mit niedrigem Reibungswiderstand verifiziert. Der behandelte Leitungsdraht wurde ebenso in eine frische Probe menschlichen Blutes für fünf Minuten eingetaucht, aber keine Blutgerinnung, die an den Leitungsdraht anhaftete, wurde gefunden.

Beispiel 11

Ein Blockcopolymer, bestehend aus DMAA und GMA in einem molaren Verhältnis von 6,8 : 1, wie in Beispiel 1, und Polyethylenimin (Molekulargewicht = 4000) wurden mit entsprechenden Konzentrationen von 2 Gew.-% und 0,5 Gew.-% in THF (1 Gew.-% Pyridin enthaltend) gelöst. Ein wie in Beispiel 10 hergestellter Führungsdraht wurde in die resultierende Polymerlösung bei 25ºC für 30 Sekunden eingetaucht, getrocknet und in einem Ofen bei 60ºC für 40 Stunden zur Reaktion gebracht. Anschließend wurde der Führungsdraht in eine Phosphatpufferlösung, die 0,2 Gewichtsprozent Heparin enthielt, für zwei Minuten eingetaucht, mit Wasser gewaschen und getrocknet, um eine mit Heparin versehene Oberfläche herzustellen. Der so behandelte Führungsdraht wies kein Blutgerinsel auf, das an die Oberfläche anhaftete, selbst falls er in eine frische Probe menschlichen Blutes für 5 Minuten eingetaucht wurde.

Beispiel 12

Eine Polyurethanröhre, wie sie im Beispiel 7 eingesetzt wurde, wurde für 30 Sekunden in eine 2 Gew.-% tige Lösung des DMAA/GMA-Blockcopolymers aus Beispiel 7 (DMAA : GMA, molares Verhältnis = 7,1 : 1) in Methylchlorid (1 Gew.-% Pyridin enthaltend) eingetaucht und bei 60ºC für 2 Minuten getrocknet. Anschließend wurde die Polyurethanröhre in eine 2 Gew.-%ige Lösung eines Blockcopolymers aus 2-Acrylamid-2- Methylpropansulfonsäure (AMPS) und Acrylsäure (AA) mit einem molaren Verhältnis 5 : 1 in Wasser (1 Gewichtsprozent Pyridin enthaltend) eingetaucht, getrocknet und bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Die so behandelte Röhre wurde in physiologische Salzlösung eingetaucht und mit den Fingern gerieben; die Oberfläche wurde, verglichen mit einer unbehandelten Röhre, als glitschig und mit einem niedrigen Reibungswiderstand empfunden. Die behandelte Röhre wurde ebenso in eine frische Probe menschlichen Blutes für 5 Minuten eingetaucht, aber es wurde kein Blutgerinsel gefunden, das an der Röhre anhaftete.

Beispiel 13

Zwei Gewichtsteile eines DMAA/GMA-Blockcopolymers, wie es in Beispiel 1 hergestellt wurde, (DMAA : GMA, molares Verhältnis - 10,1 : 1), 0,5 Gewichtsteile eines Ethylen/Acrylatester/Maleinsäureanhydrid-Terpolymers (BONDINE AX8390 von Sumika-CDF Kagaku K. K.) und ein Gewichtsteil Pyridin wurden in Chloroform gelöst. Ein BONDINE-AX8390-Blatt wurde in die resultierende Chloroformlösung für 1 Minute zur Ausbildung einer Beschichtung aus Polymeren eingetaucht. Die Beschichtung wurde dann bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach der Reaktion wurde das Blatt mit Wasser gewaschen, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte immer noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung; das Blatt wurde somit als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert.
Anschließend wurde das Blatt in die wässrige Lösung, die niedermolekulares Heparin (500 Units/ml) umfasste, für 5 Minuten eingetaucht, dann wurde das Blatt gefriergetrocknet, um ein mit Heparin immobilisiertes Blatt auszubilden. Das so erhaltene mit Heparin immobilisierte Blatt wurde in frisches menschliches Blut für 5 Minuten eingetaucht und eine Anhaftung von jeglichen Thrombosen auf dem Blatt konnte nicht beobachtet werden.

Beispiel 14

Zwei Gewichtsteile eines Blockcopolymers, wie es in Beispiel 13 eingesetzt wurde, 0,5 Gewichtsteile eines Acrylatesters, welcher eine Komponente von BONDINE AX8390 war, und ein Gewichtsteil Pyridin wurden in Chloroform gelöst. Ein BONDINE- AX8390-Blatt wurde in die resultierende Chloroformlösung für 1 Minute zur Ausbildung einer Polymerbeschichtung eingetaucht, welche dann bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht wurde. Nach der Reaktion wurde das Blatt mit Wasser gewaschen, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung; das Blatt wurde somit als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert.

Beispiel 15

Zwei Gewichtsteile eines Methylvinylether/Maleinsäureanhydrid- Copolymers (GANTREZ AN von G.A.F. Corporation) und 0,5 Gewichtsteile eines Ethylen/Acrylatester/Methacrylsäure- Terpolymers (NUCLEL AN 4213C von Mitsui-DuPont Co., Ltd.) wurde in Chloroform gelöst. Ein NUCLEL AN 4213C-Blatt wurde in die resultierende Lösung für 30 Sekunden zur Ausbildung einer Beschichtung aus Polymeren eingetaucht. Die Beschichtung wurde dann bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach der Reaktion wurde das Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen, gefolgt von einem alkalischen Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologischer Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung das Blatt wurde somit als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert.

Vergleichsbeispiel 10

Zwei Gewichtsteile GANTREZ AN, welches das gleiche Polymer wie das in Beispiel 15 eingesetzte war, wurden in Chloroform gelöst. Ein Blatt aus NUCLEL AN4213C wurde in die resultierende Chloroformlösung für 30 Sekunden zur Ausbildung einer Beschichtung eingetaucht, welche bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht wurde. Nach der Reaktion wurde das Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einen Katalysator unterworfen, gefolgt von einem alkalischem Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung, um eine Probe herzustellen.
Das so behandelte Blatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Als das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen wurde, verlor es jedoch praktisch seine Gleiteigenschaft; das Blatt wurde somit als eines mit einer nur geringen Beständigkeit verifiziert.

Beispiel 16

Ein geschlossener Reaktor wurde mit GMA (2,0 g), Maleinsäureanhydrid (8,0 g) und Azobisisobutyronitril (0,05 g), gelöst in Dimethylsulfoxid (90 g), beladen und eine Reaktion wurde unter Vakuum bei 80ºC für 18 Stunden durchgeführt. Das Reaktionsprodukt wurde mit Diethylether (schlechtes Lösungsmittel) und Tetrahydrofuran (gutes Lösungsmittel) gereinigt, um ein Polymer zu erhalten, das beim Benässen ausgezeichnete Gleiteigenschaft zeigte.
Zwei Gewichtsteile dieses Polymers, 0,5 Gewichtsteile Polyurethan (PELLETHANE von Dow Chemical) und 1 Gewichtsteil Pyridin wurden in Tetrahydrofuran gelöst. Ein Polyurethanblatt wurde in die resultierende Tetrahydrofuranlösung für 30 Sekunden zur Ausbildung einer Beschichtung von Polymeren eingetaucht. Die Beschichtung wurde dann bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach der Reaktion wurde Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen, gefolgt von einem alkalischen Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologischer Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Behandlung; das Blatt wurde somit als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert.

Beispiel 17

Ein Blockcopolymer vom gleichen Typ, wie er in Beispiel 13 eingesetzt wurde, ein Ethylen/Acrylatester/Maleinsäureanhydrid-Terpolymer (BONDINE AX8390 von Sumika-CDF Kagaku K. K.) und Pyridin wurden in Chloroform mit den nachstehend in Tabelle 1 gezeigten Konzentrationen gelöst, um zwei Chloroformlösungen herzustellen. Ein Blatt aus BONDINE AX8390 wurde in die Chloroformlösung 1 für eine Minute eingetaucht und die Beschichtung wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Danach wurde das Blatt in die Chloroformlösung 2 eingetaucht und ähnlich einer Reaktion unter Erwärmung unterworfen. Das Blatt wurde dann mit Wasser gewaschen, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung. Das Blatt wurde somit als eines mit hervorragender Beständigkeit verifiziert. Tabelle 1

Beispiel 18

Ein Blockcopolymer vom gleichen Typ, wie es in Beispiel 17 eingesetzt wurde, ein Acrylatester, welcher eine Komponente von BONDINE AX8390 war, und Pyridin wurden in Chloroform mit den in der nachstehenden Tabelle 2 gezeigten Konzentrationen gelöst, um drei Chloroformlösungen herzustellen. Ein Blatt aus BONDINE AX8390 wurde in die Chloroformlösung 1 für 1 Minute eingetaucht und die Beschichtung wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Danach wurde das Blatt in die Chloroformlösung 2 eingetaucht und einer ähnlichen Reaktion unter Erwärmung unterworfen. Das Blatt wurde zusätzlich mit der Chloroformlösung 3 in einer ähnlichen Art und Weise behandelt. Das Blatt wurde dann mit Wasser gewaschen, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung. Das Blatt wurde somit als eines mit einer hervorragenden Beständigkeit verifiziert. Tabelle 2

Beispiel 19

Ein Methylvinylether/Maleinsäureanhydrid-Copolymer (GANTREZ AN von G. A. F. Corporation) und ein Ethylen/Acrylatester/- Methylacrylsäure-Terpolymer (NUCLEL AN 4123C von Mitsui-DuPont Co., Ltd.) wurde in Chloroform mit den in der nachstehenden Tabelle 3 gezeigten Konzentrationen gelöst, um drei Chloroformlösungen herzustellen. Ein Blatt aus NUCLEL AN4213C wurde in die Chloroformlösung 1 für 1 Minute eingetaucht und die Beschichtung wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Danach wurde das Blatt in die Chloroformlösung 2 eingetaucht und einer ähnlichen Reaktion unter Erwärmung unterworfen. Das Blatt wurde zusätzlich mit der Chloroformlösung 3 in einer ähnlichen Art und Weise behandelt. Nach der Reaktion wurde die Maleinsäure einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen, gefolgt von einem alkalischem Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in die physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung. Das Blatt wurde somit als eines mit hervorragender Beständigkeit verifiziert. Tabelle 3

Vergleichsbeispiel 11

GANTREZ AN, welches das gleiche Copolymer war, wie es in Beispiel 19 eingesetzt wurde, wurde in 1,5 Gewichtsteil Chloroform gelöst. Ein Blatt aus NUCLEL AN 4213C wurde in die resultierende Chloroformlösung für 30 Sekunden eingetaucht und die Beschichtung wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Diese Prozedur wurde weiter zweimal wiederholt. Nach der Reaktion wurde das Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einen Katalysator unterworfen, gefolgt von einem alkalischen Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung, um eine Probe herzustellen. Das Probeblatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Falls das Blatt jedoch einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen wurde, verlor es jedoch praktisch seine Gleiteigenschaft; das Blatt wurde somit als eines mit einer nur geringen Beständigkeit verifiziert.

Beispiel 20

Ein wie in Beispiel 16 hergestelltes Copolymer und Polyurethan (PELLETHANE von Dow Chemical), sowie Pyridin wurden in Tetrahydrofuran mit den nachstehend in Tabelle 4 gezeigten Konzentrationen gelöst, um drei THF-Lösungen herzustellen. Ein Polyurethanblatt wurde in die THF-Lösung 1 für 30 Sekunden eingetaucht und die Beschichtung wurde bei 60ºC für 18 Stunden zur Reaktion gebracht. Danach wurde das Blatt in die THF-Lösung 2 eingetaucht und einer ähnlichen Reaktion unter Erwärmung unterworfen. Das Blatt wurde zusätzlich mit der THF- Lösung 3 in einer ähnlichen Art und Weise behandelt. Nach der Reaktion wurde das Maleinsäureanhydrid einer Ringöffnung in Ethanol in der Gegenwart von Schwefelsäure als einem Katalysator unterworfen, gefolgt von einem alkalischem Waschen mit Natriumhydrogencarbonat in physiologischer Salzlösung, um eine Probe herzustellen.
Das Probeblatt wurde in physiologische Salzlösung oder Wasser eingetaucht und es zeigte hervorragende Gleiteigenschaft. Zusätzlich wurde das Blatt einer Siedebehandlung für 1 Stunde unterworfen und es zeigte noch den gleichen Grad an Gleiteigenschaft wie vor der Siedebehandlung. Das Blatt wurde somit als eines mit hervorragender Beständigkeit verifiziert. Tabelle 4

Beispiel 21

(Herstellung der Matrix eines Katheterballons)

Ein modifiziertes Polyolefin (Polyethylen, das mit Acrylsäure modifiziert wurde, erhältlich unter der Marke "A221M" von Mitsubishi Petrochemical Co., Ltd.) wurde in einer Röhre mit einem äußeren Durchmesser von 1,1 mm und einem inneren Durchmesser von 0,7 mm ausgestaltet. Die Röhre wurde zur Orientierung biaxial gezogen, um einen Ballon von der Gestalt und den Dimensionen, wie sie in Fig. 2 gezeigt sind, herzustellen. Genauer gesagt wurde die Röhre als erstes axial gestreckt, in eine Form mit einem Hohlraum in einer einem aufgeblähten Ballon entsprechenden Gestalt eingesetzt, und anschließend unter Druck radial in Ballongestalt aufgeblasen (d&sub1; = 0,6 mm, d&sub2; = 3 mm, d&sub3; = 1,5 mm; l&sub1; = 5 mm, l&sub2; = 5 mm, l&sub3; = 20 mm, l&sub4; = 4 mm).

(Synthese des wasserlöslichen oder mit Wasser quellbaren Polymers)

Die Prozedur aus Beispiel 1 wurde wiederholt, um ein Blockcopolymer, bestehend aus Dimethylacrylamid (DMAA) und Glycidylmethacrylat (GMA) mit einem molaren Verhältnis von 6 : 1 zu synthetisieren. (Herstellung des Katheterballons mit geschmierter Oberfläche)
Die separat hergestellte Ballonmatrix wurde in eine Chloroform/Toluol-Lösung (Gewichtsverhältnis von 1 : 1), die 1% modifiziertes Polyolefin (Ethylen/Acrylatester/Maleinsäureanhydrid-Terpolymer, erhältlich unter der Marke "BONDINE AX-8390" von Sumika-CDF Kagaku K. K.), 2% eines Blockcopolymers aus DMAA/GMA und 1% Pyridin enthielt, für eine Minute eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden getrocknet.
Anschließend wurde der Ballon in die wässrige Lösung, die niedermolekulares Heparin (500 Units/ml) enthielt, für 5 Minuten eingetaucht und dann wurde der Ballon gefriergetrocknet, um einen mit Heparin immobilisierten Ballon auszubilden. Der so erhaltene mit Heparin immobilisierte Ballon wurde in frisches menschliches Blut für fünf Minuten eingetaucht und die Adhäsion von jeglichen Thrombosen auf dem Ballon konnte nicht beobachtet werden.
(Verfahren zur Auswertung der Oberflächengleiteigenschaft) Die Oberflächengleiteigenschaft des Katheterballons wurde durch die folgenden Indices mittels der in den Fig. 4 und 5 gezeigten Testverfahren ausgewertet: Reibungswiderstand als ein Index der Ballonzugänglichkeit zu einem verengten Bereich eines Blutgefäßes (Zielstelle); Widerstand beim Herausziehen als ein Index der Ballonrückhaltung in dem verengten Bereich (Zielstelle); und Unterschied des Reibungswiderstands (Δ Reibungswiderstand) als ein Index der nachhaltigen Qualität der Oberflächengleiteigenschaft.

(1) Reibungswiderstand

30 Gewichtsteile Polypropylen (HIPOLE F401 von Mitsui Petrochemical Industries, Ltd.) und 70 Gewichtsteile Polybuten (BYURON von Mitsui Petrochemical Industries, Ltd.) wurden in einem Doppelschraubenmischer geknetet und ein in Fig. 3 durch 6 gekennzeichneter Schaft wurde geschmolzen, welcher einen inneren Durchmesser von 0,85 mm und einen äußeren Durchmesser von 1,00 mm besaß. Der separat hergestellte Ballon 5 wurde mit der Spitze des Schafts verbunden, um dadurch einen Katheter 7 (15 = 15 mm) herzustellen. Dann wurde wie in Fig. 4 gezeigt ist eine Polyethylenröhre 11 mit einem inneren Durchmesser von 3. mm und einem äußeren Durchmesser von 5 mm in eine Schleife mit 1,5-facher Windung gewickelt und dieser Schleifenbereich der Röhre 11 wurde mit Wasser gefüllt, um einen Kanal 9 (h = 200 mm) auszubilden, der ein Blutgefäßsystem im lebenden Körper simuliert. Mit dem zurückgeklappten Ballon 5 wurde der Katheter 7 in den Kanal 9 eingeführt und in einer solchen Art und Weise eingesetzt, dass die Spitze des Ballons am endständigen Ende der Schleife angeordnet war. Das Ende des Schafts 6 wurde in die Ladezelle 10 eines Autograph (Modell AGS-100A von Shimadzu Corp.) gesetzt und der Ballon 5 wurde 100mal mit einem Hub von 10 mm in der Polyethylenröhre 11 hin und her bewegt. Der gleich nach dem Ende der 100 Gleitstrecken gemessene Widerstandswert wurde als der letztendliche Reibungswiderstand (gf) genommen. Das Ergebnis ist in Tabelle 5 gezeigt.

Messbedingungen

Ladezelle 5 kgf
Hublänge 10 mm
Hubgeschwindigkeit 100 mm/min
Anzahl der Hübe 100
Δ Reibungswiderstand
Das Delta des Reibungswiderstands wurde durch Gleichung (A) berechnet und das Ergebnis ist in Tabelle 5 gezeigt:
Δ Reibungswiderstand = (Letztendlicher Reibungswiderstand) - (Anfänglicher Reibungswiderstand) (A)

(2) Widerstand beim Herausziehen

Wie in Fig. 5 gezeigt ist, wurde ein Kanal 12 aus einer Polyethylenröhre 13 (innerer Durchmesser 3 mm; äußerer Durchmesser 5 mm) aufgebaut, wobei er in Wasser 1 in einem Wasserbehälter 15 eingetaucht war. Wie in (1) wurde der Katheter 7 mit dem zurückgeklappten Ballon 5 in den Kanal 12 eingeführt und Druck wurde in den Ballon gegeben, so dass er innerhalb des Kanals 12 festsaß. Das Ende des Schafts 6 wurde in die Ladezelle (nicht gezeigt) eines Autographen (Modell AGS-100A von Shimadzu Corp.) eingesetzt und ein maximaler Widerstand beim Herausziehen (gf) wurde gemessen. Das Ergebnis ist in Tabelle 5 gezeigt.

Messbedingungen

Ladezelle 5 kgf
Traversengeschwindigkeit (Crosshead speed) 10 mm/min
Ballonfülldruck 8 kg/cm²

Beispiel 22

Ein durch das gleiche Verfahren, wie es in Beispiel 21 eingesetzt wurde, behandelter Ballon wurde in eine THF-Lösung mit 2% DMAA/GMA-Blockcopolymer (6 : 1) und 1% Pyridin eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden getrocknet. Der so behandelte Ballon wurde durch das gleiche Verfahren wie in Beispiel 21 ausgewertet und die Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt.

Beispiel 23

Die Matrix eines wie im Beispiel 21 hergestellten Ballons wurde in einer Toluol/Dimethylformamid-Lösung (Gewichtsverhältnis 4 : 1) mit einem modifizierten Polyolefin vom gleichen Typ wie es im Beispiel 12 verwendet wurde (BONDINE AX-8390; 2%), bei 50ºC für 2 Minuten eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 1 Stunde getrocknet. Anschließend wurde die Matrix in eine THF-Lösung mit 2% eines DMAA/GMA- Blockcopolymers, wie es in Beispiel 21 synthetisiert wurde, und 1% Pyridin für eine Minute eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden getrocknet. Der so behandelte Ballon wurde mit den gleichen Verfahren wie in Beispiel 21 ausgewertet und die Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt.

Vergleichsbeispiel 12

Die Matrix eines wie in Beispiel 21 hergestellten Ballons wurde keiner Oberflächenbehandlung unterzogen, sondern sofort mit dem gleichen Verfahren wie in Beispiel 21 ausgewertet. Die Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt.

Beispiel 24

Eine Röhre, die aus linearem Polyethlyen mit niedriger Dichte (ZF260-1 von Tosoh Corp.) hergestellt ist, wurde in einem Ballon wie in Beispiel 21 ausgestaltet und mittels Bestrahlung mit 30 Mrad Elektronenstrahlen (500kV) vernetzt. Die hergestellte Ballonmatrix wurde für eine Minute in eine Chloroform/Toluol-Lösung (Gewichtsverhältnis 1 : 1) mit 1% eines modifizierten Polyolefins (BONDINE AX-8390), wie es im Beispiel 21 verwendet wurde, 2% eines DMAA/GMA- Blockcopolymers, wie es in dem Beispiel 21 synthetisiert wurde, und 1% Pyridin eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden getrocknet. Der so behandelte Ballon wurde mit dem gleichen Verfahren wie in Beispiel 21 ausgewertet und die Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt.

Beispiel 25

Eine wie in Beispiel 24 hergestellte Ballonmatrix wurde in eine Toluol/Dimethylformamid-Lösung (Gewichtsverhältnis 4 : 1) mit 2% des gleichen modifizierten Polyolefins, wie es in Beispiel 21 eingesetzt wurde, bei 50ºC für 2 Minuten eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 1 Stunde getrocknet. Anschließend wurde die Matrix in eine THF-Lösung mit 2% eines DMAA/GMA-Blockcopolymers, wie es in Beispiel 21 synthetisiert wurde, und 1% Pyridin eingetaucht und in einem Ofen bei 60ºC für 18 Stunden getrocknet. Der so erhaltene Ballon wurde durch die gleichen Verfahren wie in Beispiel 21 ausgewertet und die Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt.

Vergleichsbeispiel 13

Eine wie in Beispiel 24 hergestellte Ballonmatrix wurde keiner Oberflächenbehandlung unterzogen, sondern sofort mittels des gleichen Verfahrens wie in Beispiel 21 ausgewertet. Die Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt. Tabelle 5

Claims

1. Ein medizinisches Instrument mit Oberflächengleiteigenschaften im feuchten Zustand, umfassend eine Matrixoberfläche, die mit einer Oberflächengleitschicht beschichtet ist,

wobei die Oberflächengleitschicht ein Block- oder Pfropf-Copolymer mit einem hydrophilen Bereich und einem reaktiven Bereich umfasst, wobei der reaktive Bereich eine reaktive funktionelle Gruppe besitzt, ausgewählt aus der aus Epoxy-, Säurechlorid-, Aldehyd- und Isocyanatgruppen bestehenden Gruppe, und wobei der reaktive Bereich vernetzt ist, um die Gleitschicht unlöslich zu machen, und

wobei die Matrix aus einem Material hergestellt ist, welches keine funktionellen Gruppen besitzt, die mit den reaktiven funktionellen Gruppen der Gleitschicht reagieren.

2. Das medizinische Instrument gemäß Anspruch 1, wobei das molare Verhältnis der reaktiven Bereiche zu den hydrophilen Bereichen bei 1 : 5 - 1 : 50 liegt.

3. Das medizinische Instrument gemäß Anspruch 1, wobei die Oberflächengleitschicht ferner ein Polymer mit einer funktionellen Gruppe umfasst, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe des reaktiven Bereichs reagieren kann.

4. Das medizinische Instrument gemäß Anspruch 1, wobei die Oberflächengleitschicht ferner eine Komponente des Polymers, aus dem die Matrix hergestellt ist, umfasst.

5. Das medizinische Instrument gemäß irgendeinem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Oberflächengleitschicht ferner eine Schicht mit antithrombotischer Wirkung umfasst.

6. Das medizinische Instrument gemäß irgendeinem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Oberflächengleitschicht durch Aufschichten des Block- oder Pfropf-Copolymers auf die Oberfläche des medizinischen Instruments und durch Erwärmen der Beschichtung zur Quervernetzung der funktionellen Gruppen auf 40ºC oder höher erzeugt ist.

7. Das medizinische Instrument gemäß Anspruch 3, wobei die funktionelle Gruppe, die mit der reaktiven funktionellen Gruppe reagieren kann, aus der aus Carboxyl-, Hydroxyl-, Amino-, Carbonsäureanhydrid- und Thiolgruppen bestehenden Gruppe ausgewählt ist.