DE69625846T2

DE69625846T2 - Biovertragliches Material

Info

Publication number: DE69625846T2
Application number: DE69625846T
Authority: DE
Inventors: Minoru Terano; Nobuhiko Yui
Original assignee: Chisso Corp
Current assignee: JNC Corp
Priority date: 1995-05-09
Filing date: 1996-05-09
Publication date: 2003-12-24
Anticipated expiration: 2016-05-10
Also published as: EP0742023A2; EP0742023B1; DE69625846D1; EP0742023A3; EP0742023B9

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein biokompatibles Material, und noch besonderer ein polymeres biokompatibles Material auf Polyolefinbasis für medizinische Verwendungen, das eine Oberfläche mit einer überlegenen Antikoagulationseigenschaft für Blut aufweist.
Es ist wünschenswert, dass ein medizinisches Instrument wie ein künstliches Organ, ein Blutbeutel, ein intravenöser Katheter, oder eine extrakorporäre Kreislaufinstallation für einen künstlichen Dialysator oder eine künstliche Lunge eine hohe Biokompatibilität aufweisen, insbesondere eine hohe Blutkompatibilität (Antikoagulationseigenschaft für Blut).
Ein medizinisches Instrument wurde häufig aus einem Polyolefinharz wie einem Polypropylen oder einem Polyethylen hergestellt, beispielsweise wegen dessen hoher mechanischen Festigkeit und Formbarkeit. Noch genauer werden ein Polyethylen und ein Polypropylen bei der Herstellung eines medizinischen Instruments zum Einmalgebrauch, wie einer Spritze, eines Beutels oder eines Schlauches verwendet. (Siehe beispielsweise die Druckschrift JP 06319784 A (TERUMO CORP) = database WPI Section Ch Woche 9506, Derwent publications abstract XP 002065799).
Die Druckschrift JP 62-233165 A = database WPI Section Ch Woche 8746, Derwent publications Itd, abstract XP 002065800 offenbart einen medizinischen Thrombus verhindernden Kreislauf mit einer aus einem besonderen Polyamid hergestellten Oberfläche.
JP 03 281 647 A (TERUMO CORP) = database WPI Section Ch Woche 9205, Derwent publications Itd, abstract XP 002065801 offenbart eine strahlungsfeste Polypropylenzusammensetzung für ein medizinisches Instrument, die hohe Schlagfestigkeit nach Bestrahlung, eine hohe Klarheit und gute Verarbeitbarkeit bei Verformung mit hoher Geschwindigkeit zeigt.
Die Druckschrift EP-A-0703253 (JAPAN RESEARCH DEVELOPMENT CORP) ist eine zwischenzeitliche Druckschrift mit einem Veröffentlichungsdatum vom 27. März 1996, die ein Olefin-Blockcopolymer und ein Verfahren zur Herstellung desselben offenbart. Das beschriebene Material kann eine aus harten Segmenten (kristallinen Gebieten) und weichen Segmenten (amorphen Gebieten) gebildete Mikrobezirksstruktur aufweisen, es wird aber keine Information geboten, wie die Mikrobezirksstruktur zu steuern ist, im Gegensatz zu der wie in den Ansprüchen definierten vorliegenden Erfindung.
Um einem aus einem solchen Polyolefinharz hergestellten medizinischen Instrument Biokompatibilität zu verleihen, wurde auf derjenigen Oberfläche des medizinischen Instrumentes, die mit Blut in Kontakt kommt, chemische Oberflächenbehandlung durchgeführt. Eine solche chemische Oberflächenbehandlung schließt typischerweise die Befestigung eines Mittels gegen Thromben wie Heparin auf der mit Blut in Kontakt kommenden Oberfläche ein. Jedoch muss diese Behandlung an jedem medizinischen Instrument durchgeführt werden und ist arbeitsaufwändig. Außerdem ist die antithrombotische Wirkung nicht ausreichend, und kann in Folge des Abblätterns des Mittels gegen Thromben von der Oberfläche erniedrigt werden.
Demgemäss ist es ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein biokompatibles polymeres Material bereitzustellen, das eine praktisch überlegene Biokompatibilität, insbesondere Blutkompatibilität (Antikoagulationseigenschaft) hat, ohne dass es einer chemischen Oberflächenbehandlung unterworfen wird, und das zur Verwendung bei verschiedenen medizinischen Instrumenten geeignet ist.
Ein anderes Ziel der Erfindung ist, ein aus einem solchen biokompatiblen Material hergestelltes medizinisches Instrument bereitzustellen.
Diese und andere Ziele, die aus der folgenden ausführlichen Beschreibung ersichtlich werden, wurden gemäß der vorliegenden Erfindung durch ein biokompatibles Material, wie in Anspruch 1 definiert, erreicht.
Ferner wird gemäß der vorliegenden Erfindung ein medizinisches Instrument mit einem Abschnitt, der mit Blut in Kontakt kommt, bereitgestellt, wobei der mit Blut in Kontakt kommende Abschnitt aus dem biokompatiblen Material der Erfindung hergestellt ist.
Diese Erfindung kann noch vollständiger aus der folgenden ausführlichen Beschreibung verstanden werden, wenn diese in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen gesetzt wird, in denen:
Fig. 1 eine extrakorporäre Blutkreislaufinstallation zeigt, die ein Beispiel eines medizinischen Instrumentes gemäß der Erfindung ist;
Fig. 2 einen Blutbeutel zeigt, der ein anderes Beispiel eines medizinischen Instrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung ist; und
Fig. 3 zeigt einen intravenösen Katheter, der noch ein anderes Beispiel eines medizinischen Instrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
Im Allgemeinen werden Plasmaproteine, wie Albumin und Fibrinogen, an der Oberfläche eines Materials, das mit Blut in Kontakt kommt, adsorbiert, und diese Proteine verändern sich wegen der Adsorption in ihrer Sekundärstruktur. Die Veränderung der Sekundärstruktur beschleunigt weitere Adsorption der Plasmaproteine, was zur Bildung mehrfacher Adsorptionsschichten von Protein führt. Die mehrfachen Adsorptionsschichten von Protein aktivieren die Blutplättchen, die mit den Proteinschichten in Kontakt kommen, wodurch letzten Endes das Blut koaguliert wird.
Die vorliegenden Erfinder haben Untersuchungen an Materialien durchgeführt, die die mehrfache Adsorption von Plasmaproteinen unterdrücken können, wodurch die Aktivierung der Blutplättchen verhindert wird. Als ein Ergebnis haben die vorliegenden Erfinder gefunden, dass die erwünschten Ziele durch Verwendung eines besonderen Polymers und dadurch, dass der Oberflächenbereich des Polymers zu einer kristallinen Mikrophasen- Trennstruktur gemacht wird, erreicht werden können.
Das biokompatible Material der Erfindung wird aus einem polymeren Material mit sich wiederholenden Grundeinheiten hergestellt, die aus mindestens einem Monomer, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Olefinmonomeren mit 2 bis 10 Kohlenstoffatomen und Dienmonomeren mit 4 bis 15 Kohlenstoffatomen, abgeleitet sind. Das polymere Material schließt ein Homopolymer und ein Copolymer ein, und das Copolymer schließt statistische und Blockcopolymere ein. Diese Polymere können allein oder in Kombination von zweien oder mehreren davon verwendet werden.
Besondere Beispiele des Homopolymers schließen ein Ethylen-Homopolymer, ein Propylen-Homopolymer und ein Buten-1-Homopolymer ein. Besondere Beispiele des Copolymers schließen ein Ethylen-Propylen-Copolymer, ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer, ein Ethylen-Hexen-1-Copolymer, ein Ethylen-Octen-1-Copolymer, ein Ethylen-Buten-1-Hexen-1-Copolymer, ein Ethylen-Buten-1-Octen-1-Copolymer, ein Ethylen-Hexen-1-Octen-1-Copolymer und ein Ethylen-Buten-1-Hexen-1-Octen-1-Copolymer ein. Von diesen Polymeren sind ein Ethylen-Homopolymer, ein Propylen-Homopolymer, ein Ethylen-Propylen-Copolymer und ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer am bevorzugtesten. Insbesondere wenn ein geformtes Produkt mit einer hohen Stoßfestigkeit, einer hohen Biegsamkeit und einer hohen Durchsichtigkeit gewünscht wird, werden in bevorzugter Weise ein Ethylen-Propylen-Copolymer und ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer verwendet.
Die oben beschriebenen Polymere können mit jedem nach dem Stand der Technik wohlbekannten geeigneten Verfahren hergestellt werden. Zum Beispiel können das vorbestimmte Monomer oder die Monomeren in der Gegenwart eines Polymerisationskatalysators polymerisiert werden, der eine Kombination eines Katalysators aus einer Übergangsmetallverbindung, wie Titantetrachlorid, mit einem Cokatalysator, umfassend eine organometallische Verbindung, wie eine Organoaluminiumverbindung, umfasst.
Allgemein können polymere Materialien unter dem Gesichtspunkt der molekularen räumlichen Struktur in isotaktische, syndiotaktische und ataktische räumliche Strukturen eingeteilt werden. Isotaktische und syndiotaktische Polymere kristallisieren verhältnismäßig leicht, während ataktische Polymere schwer zu kristallisieren sind. In der vorliegenden Erfindung wird die Mikrophasen-Trennstruktur, die aus kristallinen und amorphen Phasen besteht, in der Oberfläche des polymeren Materials gebildet. Um eine solche Mikrophasen-Trennstruktur in verlässlicher Weise zu realisieren, werden in bevorzugter Weise Polymere verwendet, die ataktische Teile enthalten. Der Gehalt an solchen ataktischen Abschnitten kann durch die Taktizität ausgedrückt werden. Je höher die Taktizität ist, desto kleiner ist der Gehalt an ataktischen Abschnitten. In der vorliegenden Erfindung wird die Taktizität durch den Prozentsatz in Gewicht des Extraktionsrückstandes wiedergegeben, der nach sechs Stunden langer Extraktion eines Stücks eines Polymers mit einem ausreichend großen Volumen siedenden Heptans in einem Soxleth-Extraktor zurückbleibt.
Das in der Erfindung verwendete Polymer hat vorzugsweise eine Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 40 bis 99 Gew.-% entspricht, noch bevorzugter etwa 70 bis 99 Gew.-%, am bevorzugtesten etwa 80 bis 99 Gew.- %. Um das Polymer mit dieser Taktizität zu synthetisieren, wird vorzugsweise von den in den US-Patenten 4 550 144 und 4 499 247 offenbarten Verfahren Gebrauch gemacht. Die Taktizität ist in tiefgehender Weise mit dem Kristallinitätsgrad verbunden und ist dem Kristallinitätsgrad beinahe proportional.
Das aus den oben erwähnten Polymeren gemäß der Erfindung hergestellte biokompatible Material hat zumindest in seinem Oberflächenbereich eine aus kristallinen und amorphen Phasen zusammengesetzte Mikrophasen- Trennstruktur. Der Oberflächenbereich hat einen Kristallinitätsgrad von etwa 40 bis 70%. Wenn der Kristallinitätsgrad an der Oberfläche in diesen Bereich fällt, können die kristalline Phase und die amorphe Phase in einem passenden Gleichgewicht vorliegen, wodurch sie eine höhere Blutkompatibilität (Antikoagulationseigenschaft für Blut) bereitstellt. Der Kristallinitätsgrad auf der Oberfläche beträgt am bevorzugtesten 50 bis 60%.
In der vorliegenden Erfindung wird der Kristallinitätsgrad an der Oberfläche gemäß dem in J. Appl. Polym. Sci., 2, 166 (1959) beschriebenen Verfahren erhalten, indem die Extinktionen bei 917 cm&supmin;¹, 972 cm&supmin;¹, und 997 cm&supmin;¹ mit dem ATR-Verfahren unter Verwendung des von JASCO Co., LTD. erhältlichen Fourier-Transform Infrarotspektrophotometers (FT-IR) VALOR III gemessen wurden und die erhaltenen Werte in die folgende Gleichung eingesetzt wurden:
worin A&sub9;&sub9;&sub7; die Absorption bei 997 cm&supmin;¹, A&sub9;&sub7;&sub2; die Absorption bei 972 cm&supmin;¹ und A&sub9;&sub1;&sub7; die Absorption bei 917 cm&supmin;¹ ist. Mit dem ATR-Verfahren kann die Kristallinität bis in eine Tiefe von ungefähr 2 um von der Oberfläche aus gemessen werden.
In der vorliegenden Erfindung kann die Mikrophasen-Trennstruktur entweder von lamellarer Struktur oder von See-und-Insel-Struktur sein. Die See-und- Insel-Struktur kann entweder diejenige sein, in der die kristalline Phase die See und die amorphe Phase die Inseln bildet, oder diejenige, in der die amorphe Phase die See und die kristalline Phase die Inseln bildet. Gewöhnlich bildet die kristalline Phase die Inseln sphärischer Form, während die amorphe Phase die See bildet. Die lange Periode in der wiederholten Dicke, das heißt der durchschnittliche Abstand der kristallinen Lamelle, einer solchen Mikrophasen-Trennstruktur beträgt 8 bis 20 nm. Wenn die lange Periode in diesen Bereich fällt, kann das Material der Erfindung wirkungsvoller die Adhäsion der Plasmaproteine daran unterdrücken. Die lange Periode beträgt am bevorzugtesten 9 bis 18 nm.
In der vorliegenden Erfindung wird die lange Periode in der wiederholten Dicke der Mikrophasen-Trennstruktur erhalten, indem Röntgenbeugungspeaks innerhalb 2 = 0 - 2 mit dem Kleinwinkel-Röntgenstreuungsverfahren unter Entfernung der Streuung durch Luft gemessen werden, unter Verwendung des von JOEL, LTD., Japan erhältlichen Röntgenbeugungsgerätes JEOL JDX- 8200T und indem mit dem Verfahren der elastischen Zentren gemäß der Bragg'schen Formel gerechnet wird.
Ferner beträgt die Kristallitdicke der Mikrophasen-Trennstruktur der Erfindung 4 bis 14 nm. Wenn die Dicke der kristallinen Phase innerhalb dieses Bereichs liegt, kann das Material der Erfindung wirkungsvoller die Adhäsion der Plasmaproteine daran unterdrücken. Die Dicke der kristallinen Phase beträgt am bevorzugtesten 10 bis 12 nm.
In der vorliegenden Erfindung wird die Kristallitdicke als das Produkt der vorerwähnten langen Periode und des Kristallinitätsgrads des gesamten biokompatiblen Materials (Volumenkristallinität) berechnet. Der Volumenkristallinitätsgrad des biomedizinischen Materials wird gemäß dem in J. Appl, Polym. Sci., 2, 166 (1959) beschriebenen Verfahren erhalten, indem die Absorptionen bei 917 cm&supmin;¹, 972 cm&supmin;¹, und 997 cm&supmin;¹ mit dem KBr-Verfahren unter Verwendung des von JASCO Co., LTD. erhältlichen Fourier-Transform Infrarotspektrophotometers (FT-IR) VALOR III gemessen wurden und die erhaltenen Werte in die folgende Gleichung eingesetzt wurden:
worin A&sub9;&sub9;&sub7; die Absorption bei 997 cm&supmin;¹, A&sub9;&sub7;&sub2; die Absorption bei 972 cm&supmin;¹ und A&sub9;&sub1;&sub7; die Absorption bei 917 cm&supmin;¹ ist.
Das biokompatible Material der Erfindung kann in der Form von beispielsweise Folie, Film, Schlauch oder geformter Gegenstand durch Formpressen, Spritzgussverfahren, Blasformen, Aufblähformen, Breitschlitzdüsenformen, Kalanderformen, Profilextrusionsformen, Vakuumkalibrieren oder dergleichen Formungsmethoden erhalten werden. Die oben beschriebene kristalline Struktur der Oberfläche hängt von verschiedenen Bedingungen der Formung ab. Zum Beispiel werden geformte Gegenstände mit unterschiedlichen Kristallinitäten der Oberfläche sogar ausgehend von den gleichen Polymerenerhalten, wenn die Abkühlgeschwindigkeiten für die geschmolzenen Polymere verschieden sind. Je höher die Abkühlgeschwindigkeiten, desto geringer ist die Kristallinität der Oberfläche.
Noch speziellere Verfahren zur Herstellung des biokompatiblen Materials mit der wie oben in der Erfindung definierten kristallinen Struktur der Oberfläche sind wie folgt.
(1) Formpressen: ein Propylen-Homopolymer mit einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 85 bis 98 Gew.-% entspricht und einer Schmelztemperatur von 160 bis 165ºC, ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC, oder ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-%, einem Gehalt an Buten-1 von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC wird bei 180 bis 250ºC 2 bis 10 Minuten lang geschmolzen, und pressgeformt, während es 2 bis 10 Minuten lang bei 130 bis 20ºC abgekühlt wird, um ein biokompatibles Material der Erfindung in der Form einer Folie oder eines Films mit einer Dicke von 0,05 bis 5 mm zu erhalten.
(2) Spritzgussverfahren: ein Propylen-Homopolymer mit einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 85 bis 98 Gew.-% entspricht und einer Schmelztemperatur von 160 bis 165ºC, ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC, oder ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-%, einem Gehalt an Buten-1 von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC wird bei einer Zylindertemperatur von 180 bis 300ºC geschmolzen, in eine Form gespritzt und bei einer Temperatur der Formkühlungsflüssigkeit von 130 bis 30ºC 2 bis 10 Minuten lang gekühlt, um ein biokompatibles Material der Erfindung in der Form eines Gegenstandes mit einer Dicke von 0,05 bis 5 mm zu erhalten.
(3) Blasformen: ein Propylen-Homopolymer mit einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 85 bis 98 Gew.-% entspricht und einer Schmelztemperatur von 160 bis 165ºC, ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC, oder ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-%, einem Gehalt an Buten-1 von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC wird in einem Extruder bei einer Zylindertemperatur von 180 bis 300ºC geschmolzen, in Richtung einer Form extrudiert und bei einer Temperatur der Formkühlungsflüssigkeit von 130 bis 30ºC und einer Temperatur der Blasluft von 5 bis 40ºC 0,5 bis 10 Minuten lang gekühlt, um ein biokompatibles Material der Erfindung in der Form eines hohlen Gegenstandes (Schlauches) mit einer Dicke von 0,5 bis 3 mm zu erhalten.
(4) Aufblähformen: ein Propylen-Homopolymer mit einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 88 bis 90 Gew.-% entspricht und einer Schmelztemperatur von 160 bis 165ºC, ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC, oder ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-%, einem Gehalt an Buten-1 von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC wird in einem Extruder bei einer Zylindertemperatur von 180 bis 300ºC geschmolzen, als ein schlauchförmiger Körper extrudiert und bei einer Temperatur der Blasluft von 5 bis 40ºC gekühlt, um ein biokompatibles Material der Erfindung in der Form eines schlauchförmigen Films mit einer Dicke von 0,01 bis 0,5 mm zu erhalten.
(5) Vakuumkalibirieren: ein Propylen-Homopolymer mit einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 80 bis 99 Gew.-% entspricht und einer Schmelztemperatur von 160 bis 165ºC, ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC, oder ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-%, einem Gehalt an Buten-1 von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC wird in einem Extruder bei einer Zylindertemperatur von 180 bis 300ºC geschmolzen, mittels eines Formwerkzeugs für einen Schlauch zu einem Schlauch extrudiert und in einer Kühlmanschette bei einer Temperatur von 5 bis 90ºC kalibriert, während der Druck innerhalb der Kühlmanschette verringert wird, um ein biokompatibles Material der Erfindung in der Form eines Schlauchs mit einer Dicke von 0,3 bis 3 mm zu erzeugen.
(6) Breitschlitzdüsenformen: ein Propylen-Homopolymer mit einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von 88 bis 90 Gew.-% entspricht und einer Schmelztemperatur von 160 bis 165ºC, ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC, oder ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einem Ethylengehalt von 0,5 bis 8 Gew.-%, einem Gehalt an Buten-1 von 0,5 bis 8 Gew.-% und einer Schmelztemperatur von 155 bis 120ºC wird in einem Extruder bei einer Zylindertemperatur von 180 bis 300ºC geschmolzen und aus einem Schlitz extrudiert, und mit wassergekühlten Kühlwalzen bei einer Temperatur von 5 bis 90ºC gekühlt, um ein biokompatibles Material der Erfindung in der Form eines Films oder einer Folie mit einer Dicke von 0,01 bis 3 mm zu erhalten.
Das auf diese Weise geformte biokompatible Material der Erfindung ist ausreichend stabil und die Blutkompatibilität wird über einen Temperaturbereich von -20 bis 80ºC nicht erniedrigt, und es kann daher bei der Umgebungstemperatur, bei der das Material verwendet wird, verwendet werden, beispielsweise bei -10 bis 40ºC.
Bei dem Formgebungsverfahren kann ein Antioxidationsmittel, wie tetrakis[methylen(3,5-di-t-butyl-4-hydroxyhydrocinnamat)]-Methan, und ein Fänger von Überresten (zum Beispiel Chlor) der bei der Synthese des polymeren Materials verwendeten Katalysatoren, wie Hydrotalkit (Mg4,5Al&sub2;(OH)&sub1;&sub8;CO&sub8; · 3,5H&sub2;O) dem polymeren Material zugesetzt werden.
Das biokompatible Material der Erfindung hat die spezifizierte Mikrophasentrennungsstruktur an der Oberfläche wie oben beschrieben, und deshalb wird die mehrfache Adsorption von Plasmaproteinen an der Oberfläche unterdrückt, wodurch die Aktivierung der Blutplättchen vermieden wird, um die Koagulation von Blut zu verhindern. Wenn demgemäss ein medizinisches Instrument mit mindestens einem Teil der Oberfläche, der bei der Verwendung mit Blut in Kontakt kommt, durch Verwendung des biokompatiblen Materials der Erfindung so hergestellt wird, dass die mit Blut in Kontakt kommende Oberfläche des Instruments von der Oberfläche mit Mikrophasen- Trennungsstruktur des biokompatiblen Materials bereitgestellt wird, kann ein medizinisches Instrument mit hoher Biokompatibilität (Blutkompatibilität) erhalten werden. Solche medizinischen Instrumente schließen diejenigen ein, die mit Blut in Kontakt kommen, diejenigen die in einem Blutgefäß verweilen und diejenigen, die in einer Körperhöhlung verweilen, und noch genauer künstliche Organe wie künstliche Blutgefäße, extrakorporäre Kreislaufinstallationen für künstliche Dialysatoren und Lungen, Katheter wie PTCA-Katheter und intravenöse Katheter, Blutbeutel und Blutapplikationssets zur Applikation von Blutzubereitungen.
Fig. 1 zeigt eine durch Verwendung des biokompatiblen Materials der Erfindung hergestellte extrakorporäre Kreislaufinstallation 10 für Blut. Ein künstlicher Dialysator 11 ist in die Installation 10 eingebracht. In dem Dialysator 11 ist eine große Anzahl von Blut-Dialyseschläuchen (nicht gezeigt) untergebracht. Blut, das in den Dialysator 11 an einer Bluteinlassöffnung 12 eintritt, fließt innerhalb jedes Schlauchs und fließt an einer Blutauslassöffnung 13 aus. Das Blut wird mit einer Dialysierflüssigkeit dialysiert, die an der Einlassöffnung für die Dialysierflüssigkeit 14 eingetreten ist und außerhalb jedes Dialysierschlauches fließt, während das Blut das Innere jedes Dialysierschlauches durchläuft. Die Dialysierflüssigkeit fließt durch eine Auslassöffnung für Dialysierflüssigkeit 15 aus. Mit der Bluteinlassöffnung 12 ist ein Blutschlauch 16 verbunden, der wiederum über ein Verbindungsstück 21 mit einem Blutschlauch 17 verbunden ist. Der Blutschlauch 17 ist über Verbindungsstück 22 mit dem Blutschlauch 18 verbunden. Der Blutschlauch 18 ist über ein Verbindungsstück 23 mit dem Blutschlauch 19 verbunden. Der Blutschlauch 19 ist über ein Verbindungsstück 25 mit dem Blutschlauch 20 verbunden. Der Blutschlauch 17 wird von einer Pumpe P gequetscht, um die Blutdurchflussgeschwindigkeit zu steuern. Mit dem Verbindungsstück 23 ist ein Schlauch 24 verbunden, durch den ein Medikament, wie ein Blutantikoagulans appliziert werden kann. An dem spitzen Ende des Schlauches 20 ist ein Ansatzstück 26 zum Befestigen einer Nadel (nicht gezeigt) angebracht, die in ein Blutgefäß des Individuums gestochen wird, um das zu dialysierende Blut zu dem Dialysierschlauchsystem zu senden.
Mit der Auslassöffnung für Blut 13 ist ein Schlauch für dialysiertes Blut 27 verbunden, der mit einer Kammer für dialysiertes Blut 31 durch einen kleineren in die Kammer 31 eingesetzten Schlauch 28 verbunden ist. Die mit einem Druckaufspürgerät (nicht gezeigt) zu verbindenden Schläuche 33 und 34 werden mit dem oberen Endteil der Kammer 31 verbunden. Das dialysierte Blut, das in der Kammer 31 aus dem Schlauch 28 herausfließt, läuft durch ein in der Kammer 31 bereitgestelltes Blutfilter 32, und wird endlich dem Individuum durch einen Schlauch für dialysiertes Blut 29 und einen mit dem Schlauch 29 über ein Verbindungsstück 35 verbundenen Schlauch für dialysiertes Blut 30 zurück gegeben. An dem spitzen Ende des Schlauches 30 ist ein Ansatzstück 36 zum Befestigen einer Nadel (nicht gezeigt) angebracht, die in ein Blutgefäß des Individuums gestochen wird, um das dialysierte Blut des Individuums zurück zu geben.
In der vorstehend beschriebenen Kreislaufinstallation für Blut können die Schläuche 16 bis 20 und die Schläuche 27 bis 30, ebenso wie die Blutkammer 31 aus dem biokompatiblem Material der vorliegenden Erfindung hergestellt werden. Statt des Dialysators 11 kann eine künstliche Lunge verwendet werden.
Fig. 2 zeigt ein System für Blutbeutel 40. Das System für Blutbeutel 40 hat einen Blutbeutelkörper 41, dessen Randteil hitzeverschweißt ist. Ein Schlauch zur Blutapplikation 43 steht mit dem Inneren des Blutbeutelkörpers 41 in Verbindung. Eine Einstichnadel zur Einführung in das Blutgefäß ist mit dem spitzen Ende des Schlauchs 43 durch ein Anschlussstück 47 verbunden. Die Blutablassöffnungen 44 und 45 stehen mit dem inneren des Blutbeutelkörpens 41 in Verbindung. Mit Ausnahme der Einstichnadel 46 und des Anschlussstücks 47 können der Beutelkörper 41, der Schlauch 43 und die Öffnungen 44 und 45 aus dem biokompatiblem Material der vorliegenden Erfindung hergestellt werden.
Fig. 3 zeigt ein intravenöses Kathetergerät 50. Das gezeigte Gerät ist eine Kombination einer Kanüle 51 zur Einführung in ein Blutgefäß, die an einem Anschlussstück 52 angebracht ist, mit einem Katheter zum Verweilen in dem Blutgefäß, der an einem Anschlussstück 54 angebracht ist. Die Kanüle 51 wird durch den in dem Blutgefäß verweilenden Katheter in das Blutgefäß eingestochen, so dass sie leicht aus dem distalen Ende des Katheters 53 hervorragt. In dem beschriebenen Kathetergerät 50 kann der Katheter 53 aus dem biokompatiblen Material der vorliegenden Erfindung hergestellt werden.
Die vorliegende Erfindung wird nun mittels Beispielen, die folgen, beschrieben.

Herstellung von Polymerpellets

Zubereitung A

100 Gewichtsteilen eines Propylen-Homopolymers mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 8 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 165ºC und einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 97 Gew.-% entsprach, wurden 0,1 Gewichtsteile tetrakis[methylen(3,5-di-t-butyl-4-hydroxyhydrocinnamat)]-Methan zugesetzt, und 0,05 Gewichtsteile Hydrotalcit wurden zugesetzt und in einem Henschel- Mischer gleichmäßig gemischt. Die entstandene Mischung wurde in einen Extruder verbracht und bei einer Temperatur von 220ºC geschmolzen und geknetet. Das Material wurde extrudiert, und das Extrudat wurde unmittelbar darauf mit einem mit hoher Geschwindigkeit rotierenden Schneidegerät geschnitten, um Polypropylen-Pellets herzustellen. Diese Pellets wurden PP1 genannt.

Zubereitung B

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 8 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 160ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 94 Gew.-% entsprach, und einem Ethylengehalt von 0,3 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP2-Pellets genannt.

Zubereitung C

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 8 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 143ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 94 Gew.-% entsprach, und einem Ethylengehalt von 2,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP3-Pellets genannt.

Zubereitung D

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 8 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 135ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 60 Gew.-% entsprach, einem Ethylengehalt von 3,0 Gew.-% und einem Buten-1-Gehalt von 1,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP4-Pellets genannt.

Zubereitung E

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 5 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 130ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 55 Gew.-% entsprach, einem Ethylengehalt von 3,5 Gew.-% und einem Buten-1-Gehalt von 2,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP5-Pellets genannt.

Zubereitung F

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 5 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 128ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 50 Gew.-% entsprach, einem Ethylengehalt von 4,5 Gew.-% und einem Buten-1-Gehalt von 2,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP6-Pellets genannt.

Zubereitung G

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 2 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 138ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 70 Gew.-% entsprach, und einem Ethylengehalt von 3,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP7-Pellets genannt.

Zubereitung H

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Propylen-Homopolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 2 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 165ºC und einer Taktizität, die einem Heptan-Extraktionsrückstand von etwa 97 Gew.-% entsprach, als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP8-Pellets genannt.

Zubereitung I

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 2 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 143ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 70 Gew.-% entsprach, und einem Ethylengehalt von 2,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP9-Pellets genannt.

Zubereitung J

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 2 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 135ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 65 Gew.-% entsprach, einem Ethylengehalt von 3,0 Gew.-% und einem Buten-1-Gehalt von 1,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP10-Pellets genannt.

Zubereitung K

Polymerpellets wurden auf dieselbe Weise wie in Zubereitung A hergestellt, außer dass ein Ethylen-Propylen-Buten-1-Copolymer mit einer Schmelzflussgeschwindigkeit (230ºC-21,18N) von 2 g/10 Min., einer Schmelztemperatur von 128ºC, einer Taktizität, die einem Heptan- Extraktionsrückstand von etwa 55 Gew.-% entsprach, einem Ethylengehalt von 4,5 Gew.-% und einem Buten-1-Gehalt von 2,5 Gew.-% als ein Ausgangspolymer verwendet wurde. Diese Pellets wurden PP11-Pellets genannt.

Herstellung biokompatibler Materialien

Beispiel 1

Ein biokompatibles Material in der Form einer Folie mit einer Dicke von 0,5 mm wurde unter Verwendung der in der Zubereitung A erhaltenen PP1 Pellets hergestellt, mit dem Spritzgussverfahren unter den Verformungsbedingungen derart, dass die Schmelztemperatur 200ºC war, die Schmelzzeit 3 Minuten war, die Kühltemperatur 50ºC war und die Abkühlzeit 3 Minuten war.

Beispiele 2-12

Folien mit einer Dicke von 0,5 mm wurden in der gleichen Weise hergestellt wie in Beispiel 1, außer dass die verwendeten Pellets und die Temperatur und die Zeit der Kühlung verändert wurden, wie unten in Tabelle 1 angezeigt ist.

Beispiel 13

Ein biokompatibles Material in der Form eines hohlen Gegenstandes (Schlauches) mit einer Dicke von 1 mm wurde unter Verwendung der in der Zubereitung H erhaltenen PP8 Pellets hergestellt, mit dem Blasformverfahren unter den Verformungsbedingungen derart, dass die Zylindertemperatur des Extruders 210ºC war, die Temperatur des Kühlwassers für das Formwerkzeug 25ºC war und die Abkühlzeit 3 Minuten war.

Beispiel 14-17

Schläuche mit einer Dicke von 1 mm wurden auf die gleiche Weise wie in Beispiel 13 hergestellt, außer dass die verwendeten Pellets, die Zylindertemperatur und die Temperatur des Kühlwassers für das Formwerkzeug verändert wurden, wie unten in Tabelle 2 angezeigt ist.

Beispiel 18

Ein biokompatibles Material in der Form einer Folie mit einer Dicke von 0,5 mm wurde unter Verwendung der in der Zubereitung H erhaltenen PP8 Pellets hergestellt, mit dem Breitschlitzdüsen-Formverfahren unter den Verformungsbedingungen derart, dass die Zylindertemperatur des Extruders 230ºC und die Walzentemperatur 70ºC war.

Beispiele 19-22

Folien mit einer Dicke von 0,5 mm wurden auf die gleiche Weise wie in Beispiel 18 hergestellt, außer dass die verwendeten Pellets, die Zylindertemperatur und die Walzentemperatur verändert wurden, wie in der nachstehenden Tabelle 3 angezeigt.

Beispiel 23

Ein biokompatibles Material in der Form eines hohlen Gegenstandes (Schlauches) mit einer Dicke von 0,8 mm wurde unter Verwendung der in der Zubereitung A erhaltenen PP1 Pellets hergestellt, mit dem Spritzgussverfahren unter den Verformungsbedingungen derart, dass die Zylindertemperatur des Extruders 230ºC war und die Temperatur des Kühlwassers für das Formwerkzeug 30ºC war.

Beispiele 24-28

Schläuche mit einer Dicke von 0,8 mm wurden auf die gleiche Weise wie in Beispiel 23 hergestellt, außer dass die verwendeten Pellets, die Zylindertemperatur und die Temperatur des Kühlwassers für das Formwerkzeug verändert wurden, wie in der nachstehenden Tabelle 4 angezeigt ist.
Die in den Beispielen 1 bis 28 hergestellten biokompatiblen Materialien wurden mit den vorher beschriebenen Verfahren bezüglich Kristallinität der Oberfläche, der Volumenkristallinität, der langen Periode in der wiederholten Dicke der kristallinen und amorphen Phasen und der Kristallitdicke ausgemessen. Ferner wurde an diesen biokompatiblen Materialien die Menge der adsorbierten Plasmaproteine (Albumin und Fibrinogen) und die Konzentration des freien Ca²&spplus; im Cytoplasma gemessen. Die Ergebnisse werden ebenfalls in den Tabellen 1 bis 4 gezeigt. Die Messungen der Menge an adsorbiertem Plasmaprotein und der freien Ca²&spplus;-Konzentration wurden wie folgt durchgeführt. Test für Adsorption von Plasmaproteinen: 0,072 g Serumalbumin von Kaninchen (RSA) und 0,0048 g Plasmafibrinogen von Kaninchen (RPF) wurden jeweils in 0,04 M Phosphatpufferlösungen (0,04 M-PBS) aufgelöst. Jede der Proteinlösungen wurde in einen Dialysator gegeben, der mit einer Dialysiermembran mit einem Molekulargewicht der Trennung von 12000- 14000 ausgerüstet war, und bei 0ºC gegen einen Liter 0,04 M-PBS dialysiert. Der PBS wurde jede Stunde ausgetauscht, und die Dialyse wurde insgesamt 6 Stunden lang durchgeführt. Nach der Dialyse wurde jede Proteinlösung lyophilisiert.
Sodann wurde das lyophilisierte RSA in einem 0,04 M-PBS aufgelöst, um eine RSA-Lösung mit einer RSA-Konzentration von 0,045 g/dl bereitzustellen. Andererseits wurde das lyophilisierte RPF in einem 0,04 M-PBS aufgelöst, um eine RPF-Lösung mit einer RPF-Konzentration von 0,003 g/dl bereitzustellen. Während 16 ml von jeder der Proteinlösungen bei 37ºC gehalten wurden, wurde eine Polymerprobe mit einem Flächeninhalt der Oberfläche von etwa 12 cm² eine Stunde lang in jede Lösung eingetaucht, um das Protein zu adsorbieren. Hierauf wurde die Proteinlösung durch etwa 300 ml 0,04 M-PBS ersetzt. Dann wurde die Polymerprobe in eine wässrige Lösung von Natriumdodecylsulfat mit 1 Gew.-% getaucht, um das an der Polymerprobe adsorbierte Protein abzulösen. Die auf diese Weise erhaltene Proteinlösung wurde nach 1 Stunde langer Inkubation bei 60ºC mit dem Bicichoninsäure- Verfahren unter Verwendung des von PIERCE erhältlichen MICRO BCA PROTEIN ASSAY REAGENT quantitativ hinsichtlich der Menge des Proteins gemessen. Die quantitative Messung wurde bei einer Wellenlänge von 562 nm unter Verwendung des von BIO-RAD erhältlichen MICROPLATE READER MODEL 550 durchgeführt.
Die cytoplasmatische freie Calciumkonzentration in Blutplättchen: Blut wurde aus der Femoralarterie eines mit Nembutal allgemein anaesthesierten männlichen Kaninchens mit dem herkömmlichen Verfahren gesammelt, so dass das Verhältnis der 3,8%igen wässrigen Lösung von Natriumcitrat zu dem gesammelten Blut 1 : 9 (Volumen) wurde. Das gesammelte Blut wurde bei 1000 Upm 15 Minuten lang zentrifugiert, um plättchenreiches Plasma (PRP) bereitzustellen. 3 ml des PRP wurden bei 1500 Upm 10 Minuten lang zentrifugiert, um Plättchenpellets zu ergeben, die langsam in 1 ml der Hank'schen Lösung resuspendiert wurden, um die Konzentration der Plättchen auf etwa 3 · 10&sup8;/ml einzustellen. Von WAKO PURE CHEMICALS INDUSTRIES, LTD., Japan, erhältliches FURA 2-AM wurde im Volumenverhältnis von 1 : 10 mit physiologischer Kochsalzlösung gemischt. Diese Mischung, 3 ml, wurden mit 2 ml der Plättchenlösung gemischt und wurden 45 bis 60 Minuten lang bei 37ºC inkubiert. Die Zentrifugation bei 1200 Upm und die Resuspension der Plättchen in Hank'scher Lösung wurden zweimal wiederholt, um dass überschüssige FURA 2-AM zu entfernen, und die Konzentration der Plättchen wurde zum Schluss auf etwa 3 · 10&sup8;/ml eingestellt. Die mit FURA 2-AM, 2 ml beladene Plättchensuspension wurde in einen aus der biokompatiblen Folie der Erfindung hergestellten Mini-Blutbeutel eingeführt. Der Beutel wurde mittels Aluminiumfolie vor Licht abgeschirmt und wurde unter Schütteln eine Stunde lang bei 37ºC inkubiert. Ein Milliliter der aus dem Beutel entnommenen Plättchensuspension wurde in ein mittels Aluminiumfolie vor Licht abgeschirmtes Spitz-Röhrchen gegeben, es wurden 6 ul einer 2%igen wässrigen Lösung von Calciumchlorid zugegeben und es wurde 5 Minuten lang bei 37ºC inkubiert. Sodann wurde die auf diese Weise inkubierte Suspension, 400 ul, in eine mit einem Rührer ausgerüstete Mikroküvette gegeben und wurde in ein von JASCO CO., LTD., Japan erhältliches Spektrophotofluorimeter CAIF- 110 eingesetzt, und es wurde das Verhältnis (R) der Flureszenzintensität bei einer Anregungswellenlänge von 340 nm zu der Flureszenzintensität bei einer Anregungswellenlänge von 380 nm aufgezeichnet. Danach wurde eine 10%ige wässrige Lösung von TRITON-X zugesetzt, um die Plättchen zu solubilisieren, und die Fluoreszenzintensität (Rmax) wurde aufgezeichnet. Dann wurden 10 ul einer 30 mM wässrigen Lösung von EGTA (pH > 8,3) mit einer Mikrokanüle zugesetzt, und die Fluoreszenzintensität (Rmin) wurde aufgezeichnet. Die intrazelluläre Konzentration an freiem Ca²&spplus;([Ca²&spplus;]i) wurde mit der folgenden Gleichung berechnet:
[Ca²&spplus;]i = Kd[(R - Rmin)/(Rmax - R)] · (Sf&sub2;/Sb&sub2;)
wo Kd 224 nM ist, was die Dissoziationkonstante von Ca²&spplus; ist, und Sf&sub2;/Sb&sub2; das Verhältnis der Fluoreszenzintensität, Rmin, bei einer Anregungswellenlänge von 380 nm zu der Fluoreszenzintensität, Rmax, bei einer Anregungswellenlänge von 380 nm ist.
Diese oben erwähnten Vorgehensweisen können die Veränderungen im Plättchen-Cytoplasma zeigen, die im aller ersten Stadium erfolgen, wenn die Plättchen die Reaktion (Aktivierung) in Antwort auf die Reize aus der Umgebung beginnen, und sie werden zum Beispiel von N. Yui et al., Artficial Organs, Vol. 20 (No. 2), 103-108 (1996) beschrieben. Man beachte, dass hoch aktivierte Plättchenzellen eine Konzentration an freiem Ca²&spplus; von einigen tausend nM zeigen, während nicht-aktivierte Plättchen eine Konzentration an freiem Ca²&spplus; von etwa 200 nM zeigen. Tabelle 1 Tabelle 2 Tabelle 3 Tabelle 4

Claims

1. Biokompatibler Werkstoff, der mindestens aus einem Polymer besteht, ausgewählt aus einem Ethylen-Homopolymer, einem Propylen-Homopolymer, einem Ethylen-Propylen-Copolymer, einem Ethylen-Propylen-Buten-1- Copolymer, einem Ethylen-Hexen-1-Copolymer, einem Ethylen-Octen-1- Copolymer, einem Ethylen-Buten-1-Hexen-1-Copolymer, einem Ethylen-Buten- 1-Octen-1-Copolymer, einem Ethylen-Hexen-1-Octen-1-Copolymer und einem Ethylen-Buten-1-Hexen-1-Octen-1-Copolymer, und einen Oberflächenbereich aus einer Mikrophasen-Trennstruktur mit kristallinen und amorphen Phasen aufweist, wobei der biokompatible Werkstoff einen Volumenkristallinitätsgrad von 40 bis 70% aufweist, der Oberflächenbereich einen Kristallinitätsgrad von 40 bis 70% hat, die besagte Mikrophasen-Trennstruktur eine lange Periode von 8 bis 20 nm in der wiederholten Dicke hat und die kristalline Phase eine Kristallitdicke von 4 bis 14 nm aufweist.

2. Medizinisches Instrument mit einem Abschnitt, der mit Blut in Kontakt kommt, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Teil des Abschnitts, der mit Blut in Kontakt kommt, aus einem biokompatiblen Werkstoff nach Anspruch 1 besteht.