DE69533751T2

DE69533751T2 - Medizinische vorrichtung mit geschmierter beschichtung

Info

Publication number: DE69533751T2
Application number: DE69533751T
Authority: DE
Inventors: You-Ling Fan; Lawrence Marlin; A. Ronald SAHATJIAN; A. Steven SCHULTZ
Original assignee: Boston Scientific Corp
Current assignee: Boston Scientific Corp
Priority date: 1994-09-22
Filing date: 1995-09-19
Publication date: 2005-03-17
Anticipated expiration: 2015-09-20
Also published as: EP0782464A1; WO1996009086A1; DE69533751D1; CA2198596A1; EP0782464A4; JPH10506304A; EP0782464B1; US5509899A

Description

Hintergrund der Erfindung
Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft beschichtete Substrate für medizinische Zwecke. Die Erfindung ist insbesondere auf medizinische Vorrichtungen oder andere Substrate mit gleitfähigen Beschichtungen gerichtet, die zusammen gelagert werden, wobei sie einander berühren können oder gewunden aufgewickelt sind und vor der Verwendung um sich selbst gefaltet werden und während der Verwendung entfaltet werden. Insbesondere betrifft ein Aspekt der Erfindung gleitfähig beschichtete Ballons, die zur Lagerung gefaltet und um sich selbst gewickelt sind und durch Einführung eines Ausdehnungsfluids in den Ballon auf eine Größe entfaltet werden und ausgedehnt werden, die sehr viel größer ist, als die gelagerte Größe, wobei keine Teile aneinander kleben und ohne mögliches Entfernen der gleitfähigen Beschichtung oder Reißen des Substrats.
Beschreibung des Standes der Technik
Medizinische Ballonkatheter werden chirurgisch für den Einschub in Blutgefäße, Harnleiter oder Körperflüssigkeitsleitungen verwendet. Herkömmlicherweise werden solche Katheter aus Materialien, wie Nylon, Selar^®, Polyethylenterephthalat (PET), Polyethylen (PE), oder ähnlichen Materialien hergestellt. Solche Ballonkatheter können auch aus verschiedenen Schichten mit Polyethylenterephthalat, vermischt mit Polyethylen, hergestellt werden. Sie können auch mit Blends von Polyethylenterephthalat und Hytrel hergestellt werden. Hytrel ist ein statistisches Block-Copolymer von Po lyethern und Polyestern. Katheter wurden durch Beschichten derselben mit einer Schicht aus Silicon, Glycerin oder Olivenöl gleitfähig gemacht. Solche Beschichtungen sind nicht unbedingt in allen Fällen befriedigend, weil sie in der Regel ablaufen und die anfängliche Gleitfähigkeit eher schneller verlieren und sie können auch in der Abriebbeständigkeit versagen. Hydrophile Beschichtungen wurden auch offenbart, wie Polyvinylpyrrolidon mit Polyurethancopolymeren oder hydrophilen Polymerblends von thermoplastischem Polyurethan und Polyvinylpyrrolidon.
Eine hydrophile Beschichtung, die sicherer an die Oberfläche des Katheters gebunden ist, und die hohe Abriebbeständigkeit zeigt, wird in der PCT-Anmeldung WO 92/11877 offenbart. Diese Beschichtung wird durch Grundieren der Katheteroberfläche mit einer Polyisocyanatvorbeschichtung vor dem Beschichten mit einem bioverträglichen, hydrophilen Polymer (wie Polyvinylpyrrolidon oder Polyethylenoxid) und Härten gebildet.
Folglich stellt die vorliegende Erfindung eine bioverträgliche Oberfläche für eine Vorrichtung bereit, die Blockieren oder Anhaften von zwei Polymeroberflächen, wenn die Oberflächen in engem innigem Kontakt miteinander angeordnet sind, wie es der Fall ist, wenn der Ballon zur Lagerung aufgewickelt wird oder wenn eine Oberfläche der Vorrichtung eine Oberfläche einer anderen Vorrichtung kontaktieren wird, verhindert. Insbesondere kann die vorliegende Erfindung auch angioplastische Ballonkatheter und andere polymere Vorrichtungen, die zum Einschub in den Körper eines Säugers verwendet werden, die gefaltet werden müssen und Kontakt zwischen den Oberflächen bereitstellen, angewendet werden.
Folglich wenden wir in einem Aspekt der vorliegenden Erfindung eine kontinuierliche polymere Oberfläche an, die, wenn entfaltet, von einer gefalteten, umwickelten Konfiguration, wobei die Oberflächen einander berühren, zu einem Ballon ausdehnbar ist. Obwohl solche polymeren Oberflächen eine ausgezeichnete Ballongrundlage bereitstellen, sind sie nicht unbedingt ausreichend gleitfähig, um selbst verwendet zu werden, weil dem Material eine gewisse Gleitfähigkeit fehlen kann. Bekanntlich werden gleitfähige bioverträgliche hydrophile Beschichtungen, genannt Hydrogele, auf die polymere Oberfläche abgeschieden. Nach Sterilisierung oder Lagerung können solche Beschichtungen von der polymeren Oberfläche nach Ausdehnung des Ballons delaminiert werden, weil sie aneinander haften, das heißt, sie polymerisieren vernetzend oder überbrücken. Das Überbrücken kann in einigen Fällen so stark sein, dass die polymere Oberfläche selbst nach Ausdehnung bzw. Entfaltung zerstört werden kann.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wenden wir andere medizinische Vorrichtungen an, die zum Einschub in den Körper eines Säugers, beispielsweise Katheter und Führungsdrähte, geeignet sind. Häufig werden solche medizinischen Vorrichtungen mit Hydrogelen in einem gebündelten Zustand beschichtet und können auch in einem gebündelten Zustand gelagert oder verpackt werden. Als ein Ergebnis können Hydrogeloberflächen von benachbarten Vorrichtungen miteinander in Kontakt kommen und überbrücken. Somit ist die vorliegende Erfindung auch auf das Inhibieren des aneinander Anhaftens einer ersten polymeren Oberfläche und einer zweiten polymeren Oberfläche durch Anwenden der Antiblockiermittel der vorliegenden Erfindung auf die Oberflächen gerichtet. Typischerweise umfassen die erste polymere Oberfläche und die zweite polymere Oberfläche das gleiche Material, beispielsweise einem Polyolefin. Vorzugsweise umfasst sowohl die erste polymere Oberfläche, als auch die zweite polymere Oberfläche eine erste Beschichtung, beispielsweise ein gleitfähiges, bioverträgliches, hydrophiles Polymer, abgeschieden darauf, und eine zweite Beschichtung, umfassend die Antiblockiermittel der vorliegenden Erfindung.
Gemäß der Erfindung stellen wir eine dünne, gleitfähige, bioverträgliche, blutverträgliche Beschichtung oder ei nen Komplex nach dem Hydrogelbeschichten als Antiblockiermittel bereit. Die Beschichtung verhindert das Angrenzen von Oberflächen vor dem Anhaften aneinander, beispielsweise während der Ausdehnung eines Ballons, und verhindert Delaminierung der hydrophilen Beschichtung von der polymeren Oberfläche. Insbesondere haben wir gefunden, dass bestimmte Polyalkylenglycole und Alkoxypolyethylenglycole eine dünne gleitfähige bioverträgliche Beschichtung bereitstellen können, die notwendig ist, um die Brückenbildung von solchen Oberflächen zu verhindern. Die Polyalkylenglycole und Alkoxypolyethylenglycole, die gemäß der vorliegenden Erfindung zur Verwendung geeignet sind, haben ein Molekulargewicht von etwa 100 bis 30 000 g pro g Mol, vorzugsweise etwa 100 bis 20 000 g pro g Mol und bevorzugter etwa 500 bis 10 000 g pro g Mol. Bei Molekulargewichten, die größer als etwa 500 g pro g Mol sind, haben die Glycole eine erwünschte wachsartige Konsistenz. Wie hierin verwendet, bedeutet der Begriff „Molekulargewicht" das zahlenmittlere Molekulargewicht. Verfahren zum Bestimmen des zahlenmittleren Molekulargewichts sind dem Fachmann bekannt.
Vorzugsweise sind Polyalkylenglycole und Alkoxypolyethylenglycole in Wasser löslich. Wie hierin verwendet, bedeutet der Begriff „in Wasser löslich", dass mindestens ein Gewichtsprozent des Polyglycols in Wasser löslich ist.
Vorzugsweise umfasst der Alkylenteil des Polyglycols etwa 2 bis 4 und bevorzugter etwa 2 bis 3 Kohlenstoffatome pro wiederkehrende Einheit. Vorzugsweise umfasst der Alkoxyteil von dem Polyglycol Alkylgruppen mit 1 bis 6 Kohlenstoffatomen pro Molekül. Die Polyglycole können Homopolymere, beispielsweise Polyethylenglycol, oder Copolymere, beispielsweise ein Copolymer von Ethylenglycol und Propylenglycol, sein. Bevorzugte Polyalkylenglycole und Alkoxypolyethylenglycole haben die Formel:

worin:
(a) R₁ und R₂ gleich oder verschieden sein können und H oder eine Alkylgruppe mit 1 bis etwa 6 Kohlenstoffatomen sein können;
(b) x 2 bis etwa 500 ist; und
(c) y 0 bis etwa 100 ist.

Die Polyalkylenglycole und Alkoxypolyethylenglycole können auch funktionelle Gruppen, wie beispielsweise Hydroxyl, Schwefel, Stickstoff oder Sauerstoff, enthalten. Polyethylenglycol und Methoxypolyethylenglycol sind besonders bevorzugt zur Verwendung gemäß der vorliegenden Erfindung. Vorzugsweise hat die Beschichtung eine Dicke, die wirksam ist, um die Oberflächen vor dem Anhaften aneinander zu hindern. Die Beschichtung hat typischerweise eine Dicke, die größer als etwa 1 Mikrometer ist, auch als Mikrometer („μm") bezeichnet und vorzugsweise eine Dicke zwischen etwa 1 und 10 μm aufweist. Obwohl die Beschichtung mit vielen Polymeroberflächen verwendet werden kann, haben wir gefunden, dass die Beschichtung insbesondere mit Hydrogel beschichtetem Polyethylenterephthalat (PET) und Coextrusionen und Blends von Polymeren von PET, Polyethylen (PE) und auf Nylon basierenden Materialien verwendbar ist.
Gleitfähige, hydrophile Beschichtungen für medizinische Vorrichtungen, beispielsweise Katheter, können beispielsweise ein Hydrogelgemisch von Polyethylenglycol und einem polymeren hydrophilen Material umfassen. Polymere, die im Allgemeinen kettenstrukturiert, nicht vernetzt und in Wasser löslich sind, mit einer hydrophilen Gruppe, wie -OH, -CONH₂, -COOH, -NH₂, -COO-, -SO₃ und -NR₃ ⁺, worin R Alkyl oder Wasserstoff darstellt, wurden verwendet. Ebenfalls verwendbar sind natürliche, in Wasser lösliche Polymere, wie Carboxymethylcellulose (CMC), Methylcellulose (MC), Hydroxyethylcellulose (HEC) und Hydroxypropylcellulose (HPC). Synthetische, in Wasser lösliche Polymere, Polyethylenoxid, Polyethylenglycol und Methoxypolyethylenglycol können zusammen mit Maleinsäureanhydridpolymeren, beispielsweise Methylvinylether-Maleinsäureanhydrid-Copolymeren, verwendet werden. Darüber hinaus werden auch in Wasser lösliche Nylons und Pyrrolidone, beispielsweise Polyvinylpyrrolidon, verwendet. Die Derivate von diesen Polymeren sind nicht auf in Wasser lösliche begrenzt, sondern können von beliebiger Form sein, solange sie als Grundstruktur das wie vorstehend erwähnte in Wasser lösliche Polymer aufweisen. Unsolubilisierte Derivate können auch angewendet werden, solange sie in der Molekulargewichtskette Freiheit aufweisen und hydratisiert werden können. Beispiele schließen veresterte Polymere, Salze, Amide, Anhydride, Halogenide, Ether, Hydrolysate, Acetale, Formale, Alkylole, quaternäre Polymere, Diazos, Hydrazide, Sulfonate, Nitrate und Eisenkomplexe, die durch Kondensations-, Additions-, Substitutions-, Oxidations- oder Reduktionsreaktion aus den vorstehend erwähnten, in Wasser löslichen Polymeren erhalten werden, ein. Auch verwendbar sind Polymere, die mit Substanzen mit mehr als einer reaktiven funktionellen Gruppe, wie Diazoniumgruppe, Azidgruppe, Isocyanatgruppe, Säurechloridgruppe, Säureanhydridgruppe, Iminocarbonatgruppe, Aminogruppe, Carboxylgruppe, Epoxygruppe, Hydroxylgruppe und Aldehydgruppe, vernetzt sind. Darüber hinaus können Copolymere mit Vinylverbindungen, Acrylsäure, Methacrylsäure, Dienverbindungen und Maleinsäureanhydrid verwendet werden.
Gemäß dem Aspekt der vorliegenden Erfindung, die auf Beschichtungen für medizinische Ballons gerichtet ist, haben wir gefunden, dass Beschichtungen der vorstehend erwähnten Polyalkylenglycole und Alkoxypolyalkylenglycole und Gemischen davon, wenn nach Trocknen auf die Hydrogelbeschichtung angewendet und vor Falten des Ballons, Blockieren der gefalteten Schichten des Ballons verhindern werden, wenn es expandiert ist und nicht die Gleitfähigkeit des Hydrogels behindern.
Kurzbeschreibungen der Zeichnungen
1 ist eine Seitenansicht eines Katheters mit einem Ballon, der eng umhüllt und zum Einschub für ein medizinisches Verfahren gefaltet ist.
2 ist eine Seiten Draufsicht, mit Teilschnitt, um die erfindungsgemäßen Beschichtungen zu zeigen.
3 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht, die bei einem Kreis in 2 genommen wurden und die Beschichtungen zeigt.
Beschreibungen der bevorzugten Ausführungsformen Bezugnehmend auf die Zeichnungen wird eine Hydrogelbeschichtung 11 auf einem Polymersubstrat 10 abgeschieden. Das Substrat 10 bildet einen Ballon 11, der herkömmlicherweise mit einem Schaft 15 mit einem inneren Lumen 16 verbunden ist. Wie in 1 dargestellt, wird der Ballon 14 gefaltet und um sich gewickelt, um den Durchmesser zu vermindern, um es zu ermöglichen, leicht in einen Körperteil eingeführt zu werden. Bei der Entfaltung werden Fluids in das Lumen 16 eingeführt, der Ballon 14 wird sich auf eine im Allgemeinen zylindrische Form ausdehnen. Eine Schicht von bioverträglichem Antiblockiermittel 12 wird auf einer Schicht von Hydrogelbeschichtung 11 abgeschieden. Die Antiblockiermittelschicht 12 hat eine Dicke zwischen 1 und 10 μm.
Die Hydrogelbeschichtung 11 hat eine Dicke zwischen etwa 1 und 10 μm. Die Hydrogelbeschichtung 11 ist ein gleitfähiges hydrophiles Material. In Wasser lösliche Polymere können verwendet werden, die im Allgemeinen kettenstrukturierte, nicht vernetzte Polymere darstellen, mit einer hydrophilen Gruppe, wie -OH, -CONH₂, -COOH, -NH₂, -COO-, -SO₃ und -NR₃ ⁺, worin R Alkyl oder Wasserstoff darstellt. Auch verwendet werden natürliche, in Wasser lösliche Polymere, wie Carboxymethylcellulose (CMC), Methylcellulose (MC), Hydroxyethylcellulose (HEC) und Hydroxypropylcellulose (HPC). Synthetische in Wasser lösliche Polymere, Polyethylenoxid, Poly ethylenglycol und Methoxypolyethylenglycol werden auch verwendet. Maleinsäureanhydridpolymere, beispielsweise Methylvinylether-Maleinsäureanhydrid-Copolymere, werden auch verwendet. Darüber hinaus werden auch in Wasser lösliche Nylons und Pyrrolidone, beispielsweise Polyvinylpyrrolidon, verwendet. Die Derivate von diesen Polymeren sind nicht auf in Wasser lösliche begrenzt, sondern können auch von jeder Form sein, solange sie als eine Grundstruktur das in Wasser lösliche Polymer, wie vorstehend erwähnt, aufweisen. Unsolubilisierte Derivate werden auch angewendet, solange sie Freiheit in der Molekulargewichtskette aufweisen und hydratisiert werden können. Beispiele schließen veresterte Polymere, Salze, Amide, Anhydride, Halogenide, Ether, Hydrolysate, Acetale, Formale, Alkylole, quaternäre Polymere, Diazos, Hydrazide, Sulfonate, Nitrate und Eisenkomplexe ein, die durch Kondensations-, Additions-, Substitutions-, Oxidations- oder Reduktionsreaktion der vorstehend erwähnten, in Wasser löslichen Polymere erhalten werden. Verwendet werden auch Polymere, die mit Substanzen mit mehr als einer reaktiven funktionellen Gruppe, wie Diazoniumgruppe, Azidgruppe, Isocyanatgruppe, Säurechloridgruppe, Säureanhydridgruppe, Iminocarbonatgruppe, Aminogruppe, Carboxylgruppe, Epoxygruppe, Hydroxylgruppe und Aldehydgruppe, vernetzt sind. Darüber hinaus wurden Copolymere mit Vinylverbindungen, Acrylsäure, Methacrylsäure, Dienverbindungen und Maleinsäureanhydrid verwendet. In Wasser lösliche Cellulosepolymere, wie Carboxymethylcellulose, Methylcellulose, Hydroxyethylcellulose und Hydroxypropylcellulose, Maleinsäureanhydridpolymere (beispielsweise Methylvinylether-Maleinsäureanhydrid-Copolymere), in Wasser löslicher Nylon^®, Poly(carbonsäuren) oder Polyurethan sind verwendbar. Vorzugsweise ist das Hydrogel Polyacrylsäure und wird unter dem Handelsnamen von Carbopol vertrieben und von B.F. Goodrich Corp. of Cleveland, Ohio hergestellt.
Das Substrat 10 des Katheterkörpers wird vorwiegend aus Polyethylenterephthalat (PET) hergestellt. In alternati ven Ausführungsformen kann das Polyethylenterephthalat mit Selar oder Hytrel (in Verhältnissen zwischen etwa 1 und 99 Gewichtsprozent) vermischt werden und dann über Polyethylenterephthalat als eine laminierte Struktur gemeinsam extrudiert werden. Andere polymere Materialien können Polyolefine, wie beispielsweise Polypropylen und Polyethylen, Polyurethan, technische thermoplastische Elastomere, Polyamide und flüssige Kristallpolymere, einschließen.
In einer bevorzugten Ausführungsform wird das Beschichtungsgemisch zur Bildung des Hydrogels durch In-Kontakt-Bringen des Substrats oder der medizinischen Vorrichtung, wie ein Katheter, mit einem Grundierungsmittel, beispielsweise Polyisocyanat, in einem flüssigen Medium, insbesondere einem Oligomer oder Prepolymer von einem aliphatischen oder aromatischen Diisocyanat zur Förderung des Bindens der hydrophilen Beschichtung an die Vorrichtung hergestellt. Die gebildete gleitfähige, bioverträgliche hydrophile Beschichtung kann eine getrocknete Anmischung von Polymeren von Polycarbonsäure und Polyisocyanat sein, worin die Polycarbonsäure ein Molekulargewicht zwischen etwa 1 000 000 und 8 000 000 g pro g Mol aufweist. Das flüssige Medium kann durch Trocknen entfernt werden oder der Katheter kann direkt mit einer Poly(carbonsäure) mit hohem Molekulargewicht in einem flüssigen Medium behandelt werden. Nach Trocknen in einem Ofen wird ein nicht klebender leicht handhabbarer und gleichförmig beschichteter Katheter erhalten. Das Gemisch wird auf das Substrat durch herkömmliche Beschichtung, Auftragstechniken, wie Tauchen, Sprühen, Wischen, Pinseln und dergleichen, aufgetragen. Das bevorzugte Verfahren des Auftragens des Hydrogels beinhaltet Tauchen des Katheters in die vorstehend erwähnten Lösungen.
Nach Beschichten des Substrats wird der Katheter in eine wässrige gepufferte Lösung getaucht, um jegliches zurückbleibendes Polyisocyanat unwirksam zu machen und das Produkt wird dann für einen ausreichenden Zeitraum getrocknet, um Entfernen von beliebigen der Katheterlösungsmittel zu sichern.
Die getrocknete Beschichtung von Hydrogel wird dann mit dem Blut verträglichen Antiblockierungsmittel der vorliegenden Erfindung, wie vorstehend beschrieben, behandelt, um das umhüllte Produkt am Anhaften zu hindern.
In einer bevorzugten Ausführungsform verwenden wir Polyethylenglycole oder Methoxypolyethylenglycole. Polyethylenglycole werden beispielsweise unter dem Handelsnamen Carbowax^® Polyethylenglycole (Carbowax ist die Handelsmarke der Polyethylenglycolfamilie von Produkten, hergestellt von der Union Carbide Corporation, Danbury, Connecticut) vertrieben. Polyethylenglycole sind eine wachsartige Substanz bei Molekulargewichten größer als etwa 500 g pro g Mol und höher und eine flüssige Substanz bei niederen Molekulargewichten. Polyethylenglycole sind in Wasser oder Fluids, die in Blut enthalten sind, löslich und liefern eine Beschichtung für das darunter angeordnete gleitfähige Hydrogel. Sie können sich auch nach Auftragung von Wasser Salzlösung oder Körperflüssigkeiten auf den Katheter lösen. Die Beschichtung wird typischerweise in Dicken größer als 1 μm und vorzugsweise zwischen etwa 1 und 10 μm, durch herkömmliche Techniken, wie vorstehend beschrieben, gebildet und dann getrocknet.
Nach dem ersten Trocknungsschritt wird der Katheter in eine wässrige Lösung, umfassend Polyethylenglycol oder Methoxypolyethylenglycol, bei einem pH-Wert von 7,0, ausgeglichen durch Natriumphosphatlösung, getaucht. Diesem Schritt folgt ein zweiter Trocknungsschritt zum Entfernen von Wasser aus dem beschichteten Substrat.
Hydrophile Beschichtungen auf bestimmten Substraten haben die Neigung, selbst anzuhaften, unter Verursachen entweder einer Delaminierung der hydrophilen Beschichtung von dem Substrat oder vollständigen Zerreißen des Substrats. Viele potenzielle Heilmittel wurden ausprobiert, um das Auftreten des Blockierens der Beschichtung, einschließlich der Zu gabe von Verbindungen zu dem Beschichtungsfluid oder der Zugabe von Verbindungen auf die beschichtete Oberfläche selbst, zu vermindern. Einige von diesen zugesetzten Verbindungen schließen Salze, Siliconöle, Mineralöl und die Polyglycole ein, sind jedoch nicht darauf begrenzt.
Die vorstehend beschriebenen Beschichtungen können das Blockieren der Beschichtung, ohne irgendwelche nachteiligen Auswirkungen häufig vollständig beseitigen. Beispielsweise veranlassen sowohl die Silicone als auch Mineralöl die hydrophile Beschichtung zum Hydratisieren bei einer solchen verlangsamten Geschwindigkeit und lösen das Blockierungsproblem nicht hinreichend. Eintauchen des fertigen Katheters in eine Lösung von isotonischer Salzlösung (0,85% Gewicht/Gewicht) erlaubte schnellere Hydratation, löste jedoch nicht das Blockierungsproblem. Die Polyethylenglycole und Alkoxypolyalkylenglycole der vorliegenden Erfindung lösten das Blockierungsproblem hinreichend, wobei sie eine vollständige und schnelle Hydratation der hydrophilen Beschichtung zuließen.
Die nachstehenden Beispiele sind erläuternd für Substrate, Hydrogele und verschiedene Beschichtungen auf den Hydrogelen, die gemäß der vorliegenden Erfindung verwendbar sind. Solche Beispiele sind nur erläuternd und sollen nicht als die Ansprüche begrenzend aufzufassen sein.
Ballons wurden mit verschiedenen Hydrogelen beschichtet und dann wurden sie anschließend mit einer wässrigen Lösung, die Polyethylenglycol enthält, beschichtet. Als ein Beispiel wurden Ballons, die mit Hydromer (einem Handelsmarkenprodukt von Hydromer, Inc. of Whitehouse, New Jersey), einer hydrophilen Polyvinylpyrrolidonbeschichtung, in zwei Gruppen verteilt, wo eine Hälfte die anschließende Beschichtung einer wässrigen Lösung, die Polyethylenglycol enthält, unterliegt und die andere Hälfte nicht mit Polyethylenglycol beschichtet wurden.
Beide Gruppen wurden vor dem Testen gefaltet und sterilisiert. Von den acht Ballons, die mit der Polyethylenglycollösung beschichtet wurden, zeigte keiner irgendwelche Anzeichen von Blockierung und in allen Fällen waren die Ballonbeschichtungen sehr glatt. Von den sieben Ballons, die nicht mit der Polyethylenglycollösung beschichtet waren, zeigte einer der Ballons einen geringen Grad an Blockieren oder Anhaften an sich selbst und einige Ballons zeigten Anzeichen von erhöhtem Druck, der erforderlich war, um die Ballons zu entfalten und zu öffnen.
Beispiel 1
Dieses Beispiel erläutert eine typische Antiblockierungsbeschichtungszusammensetzung, sowie die hydrophile Beschichtungszusammensetzung, wobei die Antiblockierungsbeschichtung darauf aufgetragen wurde und das in dieser Erfindung angewendete Verfahren. Ein anglioplastischer Polyethylenterephthalatballon (der an einen Katheterschaft anhaftet) wurde mit Freon^® sauber gewischt und für fünf Minuten an der Luft getrocknet. Der anglioplastische Ballon wurde dann mit Polyslip^TM P-106 Polyisocyanat basierender Grundierungslösung für eine Minute (Polyslip^TM-Chemikalien werden von der Union Carbide Corporation of Danbury Connecticut hergestellt) beschichtet. Dem folgte Trocknen in einem Umluftofen, eingestellt auf 75°C für 30 Minuten. Der grundierte anglioplastische Ballon wurde dann mit Polyslip^TM T-503M Polycarbonsäure basierender Decklösung für eine Sekunde beschichtet. Dem folgte Trocknen in einem Umluftofen, Einstellung auf 75°C für 60 Minuten. Der beschichtete Katheter wurde in einer wässrigen Lösung eines Gemisches von Phosphatsalzen und einem Alkalimetall inaktiviert, gefolgt von Trocknen in einem Umluftofen, Einstellung 75°C für 10 Stunden, um die Reaktion des Polyslip^TM P-106 und Polyslip^TM T-503M zu stoppen. Obwohl die Ballons im trockenen Zustand ein normales Kunstoff-Anfühlen aufwiesen und anschließend sofort nach Aussetzen dem Wasser oder Körperflüssigkeiten gleitfähig wurden, wurde gefunden, dass wenn der Ballon zusammengefaltet und wie in 1 zum Einschub in eine Schutzbeschichtung gefaltet wird, wie es üblich ist, um das Profil des Gegenstands vor der Sterilisierung und Verwendung in einem medizinischen Verfahren zu vermindern, dass nach Auffaltung die hydrophile Beschichtung an sich selbst haftet und die Beschichtung von dem Substrat delaminieren würde, wodurch in einigen Fällen katastrophales Versagen des Substrats verursacht wird.
Eine 4%ige Lösung von Carbowax^® Polyethylenglycol 8000 mit einem Molekulargewicht von etwa 8000 g pro g Mol in einer wässrigen Lösung eines Gemisches von Phosphatsalzen eines Alkalimetalls wurde auf die hydrophil beschichteten Ballons nach dem wie vorstehend beschriebenen 10 Stunden Sinterschritt angewendet. Die Proben wurden dann in einem Umluftofen für eine Stunde bei 75°C getrocknet. Um das Profil des Produkts vor Sterilisation zu vermindern und in einem medizinischen Verfahren anzuwenden, wurden die Ballons wie in 1 zum Einschub in eine Schutzschicht gefaltet. Nach Sterilisation wurden die Ballons entfaltet und es wurde gefunden, dass die hydrophile Beschichtung überhaupt nicht an sich selbst haftete. Die Ballons hatten ein normales Kunststoffanfühlen, wenn trocken, und würden anschließend sofort gleitfähig werden nach Aussetzen von Wasser oder Körperflüssigkeiten.
Beispiel 2
Ein anglioplastischer Polyethylenterephthalatballon wurde mit dem wie in Beispiel 1 beschriebenen hydrophilen Beschichtungssystem Polyslip^TM beschichtet, mit der Ausnahme, dass eine hydrophile Polyvinylpyrrolidon-Beschichtung, Hydromer^TM, als Deckbeschichtung verwendet wurde, anstelle des wie vorstehend beschriebenen Polyslip^TM T-503M. Die Hälfte der Ballons wurden dann in einer 4%igen Lösung von Carbowax^® Polyethylenglycol 8000 in einer wässrigen Lösung eines Gemi sches von Phosphatsalzen eines Alkalimetalls beschichtet und dann einem wie vorstehend beschriebenen einstündigen Wärmebehandlungsschritt unterzogen. Um das Profil des Produkts vor der Sterilisation und Verwendung in einem medizinischen Verfahren zu vermindern, wurden die Ballons wie in 1 zum Einschub in eine Schutzhülle gefaltet.
Nach Sterilisation wurden die Ballons entfaltet. Alle von den Proben, die die anschließende Behandlung in der 4%igen Carbowax^® Polyethylenglycol 8000-Lösung empfingen, öffneten sich, ohne dass die hydrophile Beschichtung an sich selbst haftete. Die Ballons hatten im trockenen Zustand ein normales Kunststoffanfühlen und würden anschließend nach Aussetzen von Wasser oder Körperflüssigkeiten sofort gleitfähig werden. Von den Proben, die keine anschließende Behandlung in der 4%igen Carbowax^® Polyethylenglycol 8000-Lösung empfingen, zeigten 15% Anzeichen von Anhaften der Beschichtung an sich selbst.

Claims

Medizinische Vorrichtung zum Einschub in den Körper eines Säugers, umfassend eine erste polymere Oberfläche (10), die mindestens periodisch Kontaktieren mit einer zweiten polymeren Oberfläche unterzogen wird; wobei die erste polymere Oberfläche mit einer hydrophilen Beschichtung (11) beschichtet ist, dadurch gekennzeichnet, dass eine gleitfähige, mit Blut verträgliche, zweite Schicht (12), umfassend ein Polyalkylenglycol oder Alkoxypolyalkylenglycol mit einem Molekulargewicht von etwa 100 bis 30000 Gramm pro Gramm Mol, mindestens teilweise auf der hydrophilen Beschichtung (11) dispergiert ist und daran anhaftet, wobei die zweite Schicht (12) vorliegt, um die erste Oberfläche und die zweite Oberfläche am Aneinanderhaften zu hemmen.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, weiterhin umfassend eine Grundierung unter der ersten Beschichtung, wobei die Grundierung ein Polyisocyanat umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die erste Beschichtung (11) eine gleitfähige, bioverträgliche, hydrophile Beschichtung ist, die aus einer Anmischung von Polymeren von Polycarbonsäure und Polyisocyanat gebildet wird.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die äußere Schicht (12) Polyethylenglycole, Methoxypolyethylenglycole oder Gemische davon mit einem Molekulargewicht zwischen etwa 100 und 20000 Gramm pro Gramm Mol umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei die äußere Schicht (12) weiterhin eine Polycarbonsäure umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die erste polymere Oberfläche (10) mindestens ein Polymer, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus Polyethylenterephthalat, Polypropylen, Polyurethan, Polyester und Nylon, umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, die ein Ballon ist.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei der Ballon zur Lagerung und zum Einschub in den Körper um sich selbst gefaltet ist, wobei die erste polymere Oberfläche (10) und die zweite polymere Oberfläche aneinander stoßende Teile von einer äußeren Oberfläche des Ballons umfassen.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 8, wobei der Ballon ein distales und ein proximales Ende aufweist und weiterhin einen Schaft (15) mit mindestens einem inneren Lumen (16) dazwischen angeordnet einschließt, wobei das Lumen in fluider fließender Kommunikation mit dem proximalen Ende des Ballons ist, wodurch für die Einführung von Entfaltungsfluids gesorgt wird.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, welche einen Katheter darstellt, wobei die erste polymere Oberfläche (10) einen Teil von einer äußeren Oberfläche eines ersten Katheters umfasst und die zweite polymere Oberfläche einen Teil einer äußeren Oberfläche von einem anderen Katheter in Kontakt mit dem ersten Katheter umfasst.
Medizinischer Ballon nach Anspruch 7 zur Verwendung mit Kathetern, wobei der Ballon zum Einschub in den Körper gefaltet ist, wobei der Ballon entfaltet frei von Überbrückung und Anhaftung zwischen aneinander stoßenden Oberflächen ist, worin die erste (10) und zweite polymere Oberfläche Teile von einer kontinuierlichen polymeren Oberfläche sind, die aus einer gefalteten Konfiguration mit einander berührenden Oberflächen zu einem entfalteten im Allgemeinen zylindrisch geformten Ballon entfaltbar ist, wobei die Oberfläche weiterhin Polyethylenterephthalat einschließt; die hydrophile Beschichtung (11) eine gleitfähige und bioverträgliche Beschichtung, abgeschieden auf der kontinuierlichen polymeren Oberfläche, bildet, wobei die Beschichtung (11) mindestens ein Polymer umfasst, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus: (A) in Wasser löslichen Polymeren von im Allgemeinen Kettenstruktur, unvernetzten Polymeren mit einer hydrophilen Gruppe, wie -OH, -CONH₂, -COOH, -NH₂, -COO-, -SO₃, and -NR₃ ⁺, wobei R Alkyl oder Wasserstoff ist, (B) natürlichen Polymeren von Cellulose, Carboxymethylcellulos, Methylcellulose, Hydroxyethylcellulose und Hydroxypropylcellulose, (C) synthetischen in Wasser löslichen Polymeren von Polyethylenoxid, Polyethylenglycol und Methoxypolyethylenglycol, (D) Methylvinylether-Maleinsäureanhydrid-Copolymeren, (E) in Wasser löslichen Nylons, (F) Polyvinylpyrrolidon, (G) unlöslichen Derivativen von diesen Polymeren, die als Grundstruktur, das vorstehend genannte in Wasser lösliche Polymer und hydratisierbare unlösliche Derivative von solchen Polymeren mit einer Freiheit in der Molekülkette aufweisen, einschließlich veresterter Polymere, Salze, Amide, Anhydride, Halogenide, Ether, Hydrolysate, Acetale, Formale, Alkylole, quaternäre Polymere, Diazos, Hydrazide, Sulfonate, Nitrate, und Ionenkomplexe, die durch Kondensations-, Additions-, Substitutions-, Oxidations- oder Reduktionsreaktion der vorstehend genannten in Wasser löslichen Polymere erhalten werden und Polymeren, vernetzt mit Substanzen, die mehr als eine reaktive funktionelle Gruppe aufweisen, einschließlich einer Diazoniumgruppe, Azidgruppe, Isocyanatgruppe, Säurechloridgruppe, Säureanhydridgruppe, Iminocarbonatgruppe, Aminogruppe, Carboxylgruppe, Epoxygruppe, Hydroxylgruppe und Aldehydgruppe und Copolymeren mit Vinylverbindungen, Acrylsäure, Methacrylsäure, Dienverbindungen und Maleinsäureanhydrid; und die äußere Schicht (12) eine Beschichtung aus einem Polyethylenglycol, Methoxypolyethylenglycol oder Gemischen davon mit einem Molekulargewicht von etwa 100 bis 20 000 Gramm pro Gramm Mol ist, wobei die Schicht eine Dicke größer als etwa 1 μm aufweist, abgeschieden auf der hydrophilen Beschichtung und anhaftend daran, ausreichend, um im Wesentlichen aneinander stoßende Oberflächen des gefalteten Ballons vor dem Aneinanderhaften während eines Entfaltens zu bewahren.
Ballon nach Anspruch 11, wobei die Polyethylenglycole oder Methoxypolyethylenglycole die Formel aufweisen:
worin: (a) R₁ und R₂ gleich oder verschieden sein können und H oder eine Alkylgruppe mit 1 bis etwa 6 Kohlenstoffatomen sein können; (b) x 2 bis etwa 500 ist; und (c) y 0 bis etwa 100 ist.
Ballon nach Anspruch 11, wobei die gleitfähige, hydrophile Beschichtung (11) aus einer getrockneten Anmischung von Polymeren von Polycarbonsäuren und Polyisocyanat gebildet wird.
Ballon nach Anspruch 13, wobei das Polymer von Polycarbonsäure ein Molekulargewicht von etwa 1000000 und 8000000 Gramm pro Gramm Mol aufweist.
Ballon nach Anspruch 11, wobei der Ballon gewunden und eng um sich selbst gewickelt ist, sodass die äußeren Oberflächen miteinander in Kontakt sind.