JP3357064B2 - ポリ（ｎ−ビニルピロリドン）重合体ヒドロゲルが混合されたポリウレタン−ウレア重合体ヒドロゲルを含むヒドロゲルコーテイング - Google Patents

ポリ（ｎ−ビニルピロリドン）重合体ヒドロゲルが混合されたポリウレタン−ウレア重合体ヒドロゲルを含むヒドロゲルコーテイング

Info

Publication number
JP3357064B2
JP3357064B2 JP52337296A JP52337296A JP3357064B2 JP 3357064 B2 JP3357064 B2 JP 3357064B2 JP 52337296 A JP52337296 A JP 52337296A JP 52337296 A JP52337296 A JP 52337296A JP 3357064 B2 JP3357064 B2 JP 3357064B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
hydrogel
polymer
substrate
coating
plasma
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP52337296A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH10502855A (ja
Inventor
アール フォーマン，マイケル
エヌ ヘルマス，マイケル
ホステトラー，フリッツ
ディング，ニ
ラム，デイヴィッド
Original Assignee
シュナイダー（ユーエスエー）インク
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by シュナイダー（ユーエスエー）インク filed Critical シュナイダー（ユーエスエー）インク
Publication of JPH10502855A publication Critical patent/JPH10502855A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3357064B2 publication Critical patent/JP3357064B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B05—SPRAYING OR ATOMISING IN GENERAL; APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D—PROCESSES FOR APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D7/00—Processes, other than flocking, specially adapted for applying liquids or other fluent materials to particular surfaces or for applying particular liquids or other fluent materials
    • B05D7/50—Multilayers
    • B05D7/52—Two layers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/08—Materials for coatings
    • A61L29/085—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/08—Materials for coatings
    • A61L31/10—Macromolecular materials
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B05—SPRAYING OR ATOMISING IN GENERAL; APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D—PROCESSES FOR APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D7/00—Processes, other than flocking, specially adapted for applying liquids or other fluent materials to particular surfaces or for applying particular liquids or other fluent materials
    • B05D7/02—Processes, other than flocking, specially adapted for applying liquids or other fluent materials to particular surfaces or for applying particular liquids or other fluent materials to macromolecular substances, e.g. rubber
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B05—SPRAYING OR ATOMISING IN GENERAL; APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D—PROCESSES FOR APPLYING FLUENT MATERIALS TO SURFACES, IN GENERAL
    • B05D7/00—Processes, other than flocking, specially adapted for applying liquids or other fluent materials to particular surfaces or for applying particular liquids or other fluent materials
    • B05D7/14—Processes, other than flocking, specially adapted for applying liquids or other fluent materials to particular surfaces or for applying particular liquids or other fluent materials to metal, e.g. car bodies
    • B05D7/16—Processes, other than flocking, specially adapted for applying liquids or other fluent materials to particular surfaces or for applying particular liquids or other fluent materials to metal, e.g. car bodies using synthetic lacquers or varnishes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/08—Processes
    • C08G18/10—Prepolymer processes involving reaction of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen in a first reaction step
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/28—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the compounds used containing active hydrogen
    • C08G18/40—High-molecular-weight compounds
    • C08G18/48—Polyethers
    • C08G18/4833—Polyethers containing oxyethylene units
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/70—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the isocyanates or isothiocyanates used
    • C08G18/72—Polyisocyanates or polyisothiocyanates
    • C08G18/74—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic
    • C08G18/75—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic
    • C08G18/751—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic containing only one cycloaliphatic ring
    • C08G18/752—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic containing only one cycloaliphatic ring containing at least one isocyanate or isothiocyanate group linked to the cycloaliphatic ring by means of an aliphatic group
    • C08G18/753—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic containing only one cycloaliphatic ring containing at least one isocyanate or isothiocyanate group linked to the cycloaliphatic ring by means of an aliphatic group containing one isocyanate or isothiocyanate group linked to the cycloaliphatic ring by means of an aliphatic group having a primary carbon atom next to the isocyanate or isothiocyanate group
    • C08G18/755—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic containing only one cycloaliphatic ring containing at least one isocyanate or isothiocyanate group linked to the cycloaliphatic ring by means of an aliphatic group containing one isocyanate or isothiocyanate group linked to the cycloaliphatic ring by means of an aliphatic group having a primary carbon atom next to the isocyanate or isothiocyanate group and at least one isocyanate or isothiocyanate group linked to a secondary carbon atom of the cycloaliphatic ring, e.g. isophorone diisocyanate
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G18/00—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates
    • C08G18/06—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen
    • C08G18/70—Polymeric products of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen characterised by the isocyanates or isothiocyanates used
    • C08G18/72—Polyisocyanates or polyisothiocyanates
    • C08G18/74—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic
    • C08G18/75—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic
    • C08G18/758—Polyisocyanates or polyisothiocyanates cyclic cycloaliphatic containing two or more cycloaliphatic rings
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09D—COATING COMPOSITIONS, e.g. PAINTS, VARNISHES OR LACQUERS; FILLING PASTES; CHEMICAL PAINT OR INK REMOVERS; INKS; CORRECTING FLUIDS; WOODSTAINS; PASTES OR SOLIDS FOR COLOURING OR PRINTING; USE OF MATERIALS THEREFOR
    • C09D175/00—Coating compositions based on polyureas or polyurethanes; Coating compositions based on derivatives of such polymers
    • C09D175/04—Polyurethanes
    • C09D175/12—Polyurethanes from compounds containing nitrogen and active hydrogen, the nitrogen atom not being part of an isocyanate group
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2210/00—Compositions for preparing hydrogels
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G2270/00—Compositions for creating interpenetrating networks
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504—Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551—Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504—Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551—Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y10T428/31554—Next to second layer of polyamidoester
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504—Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551—Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y10T428/31562—Next to polyamide [nylon, etc.]
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504—Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551—Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y10T428/31565—Next to polyester [polyethylene terephthalate, etc.]
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504—Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551—Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y10T428/31573—Next to addition polymer of ethylenically unsaturated monomer
    • Y10T428/31587—Hydrocarbon polymer [polyethylene, polybutadiene, etc.]
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504—Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551—Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y10T428/31605—Next to free metal

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は一般的には重合体および金属基質用の合成重
合体コーティング組成物の分野に関し、そしてより特に
滑らかであり且つそれらを適用する基質に対するしっか
りした接着を示すコーティング組成物、並びにそれから
製造されるコーティングされた物質に関する。コーティ
ング組成物およびコーティングされた基質物質は生相容
性でありそして種々の体液と接触する医療装置中での使
用に適する。さらに特に、本発明は重合体および金属基
質上にしっかり接着する滑らかなヒドロゲルコーテイン
グにも関する。これらのコーテイングはポリ（Ｎ−ビニ
ルピロリドン）重合体ヒドロゲルと組み合わされたポリ
ウレタン／ウレア重合体ヒドロゲルからなる混合された
ヒドロゲルである。本発明はまた、特にそれらを適用す
る基質物質が本質的に非極性であり且つ疎水性である重
合体物質である場合の、そのような混合されたヒドロゲ
ルの製造方法にも関する。本発明はさらに、疎水性重合
体の表面を処理してそれらをより極性に且つ親水性にし
て本発明のしっかり接着する滑らかな混合されたヒドロ
ゲルコーテイングをその後に重合体表面に適用できるよ
うにする方法にも関する。本発明はさらに患者に挿入す
る意図がありそして種々の体液、特に血液、と接触する
滑らかなコーテイングされた医療装置にも関する。
カテーテルおよび他の多種の医療装置では、それらの
種々のプラスチック、ゴムまたは金属部品を、潤滑性で
あり且つ使用中に低い摩擦係数を生ずる親水性またはあ
る種の他の重合体から製造された製品でコーテイングす
ることがしばしば望ましい。しかしながら、そのような
コーティングの利用に伴う問題点の一つはそれらが臨床
的な使用中に例えば血液の如き体液中で損なわれずに且
つ耐摩耗性のままでいられないことである。血管形成
術、胃腸学および他の医療学専門分野で使用されるカテ
ーテルのほとんど多くは相対的に疎水性であり且つ元来
は滑らかであったり生相容性ではない重合体物質がが一
般的に製造されている。滑り剤および／または親水性重
合体のそれに対する永久的な接着がしばしば望まれる金
属装置および部品、例えば案内線、は別の難問である。
いずれの場合にも、重合体および金属基質は一般的に
は、カテーテルおよび他の装置とそれらの操作対象であ
る例えば血管鞘との間の摩擦を減少させそして血管系ま
たは他の解剖通路とカテーテル自身との摩擦を減少させ
るために、ある程度の表面改変を必要とする。最近使用
されているほとんど全てのカテーテルは表面改変形状ま
たはそれらに適用されたコーティングを有する。耐摩擦
性を減少させるコーテイングの能力、その耐性、並びに
その生相容性が有効コーテイング表面の最も重要な機能
的特徴である。
これまでは、合成または天然重合体を含有するカテー
テルおよび他の医療装置はしばしば非−永久的な組成
物、例えばシリコーン類および他の滑り剤、フルオロカ
ーボン類、またはヒドロゲルでコーテイングされている
が、それらは一般的には基質表面と凝集結合されていな
い。そのようなコーティングは医療装置の表面に低い摩
擦係数を与えうるが、それらは典型的には摩擦摩耗に関
する耐久性を欠く。さらに、フルオロカーボン類は基質
から剥離したりまたは薄片状になるかもしれず、または
軟かい重合体基質物質に適用される時には物質の剛性の
増加をもたらすかもしれない。カテーテル並びに他の医
療装置、例えばコンタクトレンズ、コンドーム、胃腸栄
養管、気管内挿入管などの製作用に使用される限界極性
基質の場合には、種々のポリウレタンをベースとした組
成物が基質上の二重コーテイングを固定するための接着
剤タイコートとして示唆されているが、例えば冠状血管
形成術で使用されるカテーテルの如き臨床的な用途にお
ける摩耗に耐える良好な凝集特性を有する共有結合を生
成するのに十分速くタイベースコート中間体のイソシア
ナート基と反応することができる適当な化学的部分の欠
如のために結果は不満足であった。そのような使用のた
めには、コーテイングは摩耗耐久性、体液との接触時の
低い摩擦係数、並びに極端に低い毒性および良好な生相
容性を示さなければならない。多数のポリウレタン「タ
イコート」がプラスチックおよびゴムに対する接着性を
改良しうるが、それらはしばしば意図する医療用途のた
めの結合の耐久性を確実にする基質の重合体表面に関し
ては十分相容性ではない。疎水性、非−極性、または微
極性の重合体基質は上部に耐性コーテイングを結合させ
ることが特に困難である。医療装置では、このことは多
くの臨床的状況にとって重要な条件でありうる。そのよ
うな要素が重要である医学専門分野を以下に挙げる。
経皮管腔内冠状血管形成術（PTCA）および経皮管腔内
血管形成術（PTA）では、バルーンカテーテルの機能的
特徴には血管系中のトラッキング性、狭窄病変部の交差
および再交差、並びに案内カテーテルおよび血管鞘中の
再トラッキング性が包含される。これらは成功を収める
有効な介入血管形成術処置にとって基本的な動的な機能
である。それらは血管系に対する外傷の減少に寄与す
る。特に、狭窄病変部の再交差は成功をおさめるために
重要である。高圧血管形成術バルーン、典型的にはポリ
エチレンテレフタレート（PET）製のもの、は再交差に
関する問題を有する可能性がある。これは相対的に硬い
PET物質が最初の膨張後に収縮して「翼」を形成するた
めである。収縮したバルーンの翼がついた輪郭が第二の
膨張のための狭窄病変部の再交差を妨害する可能性があ
る。耐性のある滑らかなコーテイングが病変部の再交差
を行うのを助ける。案内カテーテルの方が良好な滑らか
なコーテイングの助けによって良好に大腿動脈および下
降大動脈中での蛇行をより良好に横断することができ
る。
血管疾病における使用のためのステントカテーテルは
良好な滑らかなコーテイングにより付与される特性から
利益を受ける。肝汁通路解放用の胃腸学で使用されるス
テントカテーテル送達システムも部位に通じる横断通路
に関して滑らかなコーテイングから利益を受ける。
冠状血管形成術では、診断用カテーテルを使用してＸ
線不透過性流体をＸ線蛍光透視装置による可視化のため
の冠状動脈へ送達させる。これらのカテーテルは、案内
カテーテルが大腿動脈および下降大動脈中で蛇行の横断
を助けることによる良好な滑らかなコーテイングから受
けるのと同じ方法で利点を受ける。
米国特許第4,100,309号および第4,119,094号は潤滑性
ポリウレタン−ピロリドン共重合体を製造するためのポ
リビニルピロリドン（PVP）コーテイングを有する疎水
性ポリウレタン重合体基質の使用を開示している。これ
らの物質を例えばバルーンカテーテルの如き装置用の滑
らかな物質として使用する時には、これらの滑らかな外
側コーテイングはそれらが血液に露呈される静脈内適用
において限定された耐久性しか示さない。
米国特許第4,118,354号は、プレポリマー反応性生成
物の水性液相中への分散により少なくとも２個のイソシ
アナート基を有するポリイソシアナートと少なくとも２
個の末端ヒドロキシル基を有するポリアルコールに不規
則的に加えられた50〜90％がエチレンオキシドである複
数のアルキレンオキシド類から製造されたポリエーテル
との反応生成物であるポリウレタンヒドロゲルの製造を
開示している。プラスチックまたは金属基質上での滑ら
かなヒドロゲルバリアーコートの生成または動的な力を
上部に課した時の該コーテイングの耐性を確実にするた
めの化学的共有結合による該基質へのその固定は記載さ
れていない。
米国特許第4,373,009号は種々の基質を遊離イソシア
ナート基を含有するポリウレタンプレポリマーでコーテ
イングしそしてこのようにしてコーテイングされた基質
に少なくとも複数のイソシアナート−反応性単量体をそ
れらの骨格の一部として含有する不飽和単量体の水溶性
共重合体の第二コーテイングを付与する方法を記載して
いる。基質のイソシアナート処理がイソシアナート反応
基を含有していない重合体に関してもしっかり固定され
たタイコートを生ずることが要求される。基質に対する
ウレタン結合コートの共有結合の確実な証明は存在して
おらず、生相容性が意義ある論点である重要な医療装置
中での使用にこの工程が適するという指摘もない。
米国特許第4,459,317号および第4,487,808号は１個の
分子当たり少なくとも２個の未反応イソシアナート基を
含有するイソシアナート溶液および任意の重合体の第一
コーテイングで重合体基質を処理し、その後に高分子量
ポリエチレンオキシドの第二コーテイングでコーテイン
グして、イソシアナートの硬化後に２種のコーテイング
が広い摩擦係数を有する親水性のポリエチレンオキシド
−ポリウレア共重合体を製造する方法を開示している。
適当な有機溶媒中に溶解させた低分子量の芳香族または
脂肪族ポリイソシアナートのベースコートを適用し、そ
の後に溶媒を蒸発させ、そして次に有機溶媒中に溶解さ
せた高分子量のポリエチレンオキシド重合体の第二コー
トを適用する方法も開示されている。アミン触媒を含有
していてもよい第二溶液を次に蒸発させそして２種のコ
ーテイングを第一コーテイングのイソシアナートと反応
するのに十分な水分を含有していなければならない空気
の存在下で高められた温度に加熱する。これらの記載さ
れている方法は相対的に時間がかかる。イソシアナート
コーテイングは基質に噴霧または浸漬することにより適
用され、そしてイソシアナートコーテイングが基質表面
との反応を受けてそれを基質表面に良好に接着するとい
う証拠は存在していない。コーテイングが適用されてい
る重合体基質から製造された特に尿道を含む体腔中での
使用のための医療装置も開示されている。しかしなが
ら、血液媒体中でのコーテイングおよびコーテイングさ
れた医療装置の使用は特に開示されておらず、そして基
質自身に対するイソシアナートコーテイングの結合の不
存在下ではコーテイングおよびコーテイングされた医療
装置は最終的には、特に血液環境中の、望ましい耐久度
を示さないと信じられている。
米国特許第4,642,267号は反応性イソシアナート基を
有していない熱可塑性ポリウレタンおよび親水性ポリ
（Ｎ−ビニルラクタム）を含有する親水性の重合体配合
物を開示している。この配合物は水性環境中で滑らかで
あると言われておりそして種々の基質用の低−摩擦コー
テイングとして使用される。その使用および血液中での
性能は開示されていない。
米国特許第4,585,666号および第4,666,437号は、重合
体基質を最初に有機溶媒中に溶解させた１個の分子当た
り少なくとも２個の未反応イソシアナート基を含有する
疎水性の低分子量ポリイソシアナートおよび任意の重合
体でコーテイングし、そして、溶媒の蒸発後に、次にポ
リビニルピロリドンおよびアミン触媒を有機触媒中に含
有する溶液でコーテイングして、イソシアナートを大気
水分中で硬化させそして高められた温度において硬化さ
せた後に２種のコーテイングが水をベースとした液体で
湿らされた時に低い摩擦係数を有する親水性ポリビニル
ピロリドン−ポリウレア共重合体を生成する方法を開示
している。しかしながら、血液媒体中で使用されるカテ
ーテルまたはバルーン用の基質に適用される時のそのよ
うなコーテイングの耐久性は論じられていない。この方
法は時間がかかりそして価格−有効的でないようであ
る。
米国特許第4,835,003号は、医療用の管を親水性ポリ
ウレタン樹脂溶液、ポリビニルピロリドン溶液およびC1
〜C3アルコールの混合物でコーテイングして管上に水で
活性化される潤滑性コーテイングを製造する方法を開示
している。水中への浸漬後にコーテイングは非常に滑ら
かになる。特に血液環境中でのコーテイング摩耗耐久性
に関する記憶はない。
公開されたPCT特許出願WO89/09246は例えばポリビニ
ルピロリドンの如き橋かけ結合された親水性重合体でコ
ーテイングされた重合体または金属基質を有する成形構
造体の使用を記載している。コーテイングされた構造体
は耐性であり且つ湿潤時に低い摩擦係数を示すと言われ
ている。しばしば血管形成術カテーテル用のバルーン中
で使用されるポリエチレンテレフタレート（PET）基質
の使用が記載されている。基質上に沈着させた親水性重
合体を熱により活性化されるフリーラジカル開始剤、紫
外線で活性化されるフリーラジカル開始、またはＥ−線
照射にかけることにより基質とコーテイングとの間の橋
かけ結合が得られる。基質表面に対する橋かけ結合され
た親水性重合体の接着は化学的結合よりむしろ物理的な
力によると信じられている。この方法の欠点は熱により
活性化されるフリーラジカル開始剤または紫外線開始剤
のいずれも生相容性でなかったりまたは医療用途に適し
ていないことである。さらに、しばしば医療装置で使用
される例えばフルオロカーボン重合体の如きある種の物
質に適用されるＥ−線照射はこれらの物質にとって有害
である可能性もある。
米国特許第4,990,357号は連鎖−延長した親水性の熱
可塑性ポリエーテルウレタン重合体と種々の親水性高分
子量非−ウレタン重合体、例えばポリビニルピロリド
ン、との組み合わせを含有するコーテイング組成物を記
載している。これらのコーテイングは水性液体との接触
により潤滑性となる。これらのコーテイングはポリ塩化
ビニル（PVC）およびポリウレタン（PU）を含む種々の
重合体基質に接着する。これらのコーテイング組成物の
欠点は、熱可塑性ポリウレタン重合体または親水性の非
−ウレタン重合体のいずれも互いに反応できないことで
ある。従って、これらのコーテイングが血管形成装置で
使用されるプラスチック基質のほとんどに対して許容で
きる接着性を与えることは予期されていない。
米国特許第4,906,237号は、最初に非−反応性の親水
性重合体でコーテイングされている重合体基質物質に対
する表面コーテイングの滑り性および湿潤性を改良する
ための例えばグルコース、ソルビトール、塩化ナトリウ
ム、クエン酸ナトリウムおよび安息香酸ナトリウムの如
き浸透圧−増加用化合物の使用を開示している。これら
のコーテイングおよびコーテイングされた基質はそれら
が粘膜と接触する状況に有用であると言われている。
米国特許第5,026,607はウレタンおよびシリコーンま
たはシロキサンエマルションの滑らかなコーテイングの
製造を記載している。例えば多官能性アジリジンの如き
橋かけ結合剤を加えてコーテイング中のカルボキシル官
能基を基質表面上のカルボキシル官能基と橋かけ結合さ
せてもよい。基質に対するコーテイングをさらに良好に
接着させるためのPET基質表面の場合にはプライマーの
使用も開示されている。ヒドロキシル、カルボキシル、
またはアミノ官能基を得るためのプライマーの使用に関
する別の処理方法、例えば、プラズマ処理またはコロナ
放電による基質表面官能基の導入、も記載されている。
米国特許第5,077,352号および第5,179,174号は、高温
におけるポリエチレンオキシド重合体の存在下でのポリ
エチレンウレタン類の橋かけ結合の形成により種々の基
質に適用される潤滑性コーテイングの製造を記載してい
る。基質表面の表面処理は記載されておらず、そしてイ
ソシアナート化合物の選択には特に生相容性であると信
じられていないタイプの反応性芳香族ジイソシアナート
類が包含されている。これらの方法はそのようなポリエ
チレンウレタン重合体の分解から生成する可能性のある
アミン類の既知の発癌性を考慮に入れると静脈カテーテ
ル装置と一緒にされる使用を推奨できるかどうか疑わし
い。さらに、示唆されている高温重合工程は血管形成装
置中で使用される重合体物質の数種の許容できない物理
的変化をもたらす可能性がある。
同様な欠点は、親水性重合体種としての種々のPVP重
合体と一緒にされた同じタイプのポリウレタン重合体の
使用を記載している米国特許第5,160,790号に記載され
ている方法および組成物にも言える。
米国特許第4,801,475号および第4,959,074号は、ムコ
多糖類の水溶液の適用、種々の手段による該フィルムの
脱水乾固、および有機−可溶性脂肪族ポリイソシアナー
トの触媒作用を受ける溶液の適用による多糖類の橋かけ
結合を記載している。プラスチック基質に対する共有結
合の生成に関する記載はなく、そして示唆されている方
法はめんどうであり且つ時間がかかる。非−極性プラス
チック基質に対する永久的な共有結合に関する証拠は示
されていない。
米国特許第5,023,114号は、対象をムコ多糖類と反応
可能な官能基を有する物質でコーテイングし、そして対
象に高い接着力を与え、溶媒を該溶液から除去し、次に
第二コートとしてのムコ多糖類の水溶液を適用しそして
水を該第二コートから除去して連続フィルムを製造し、
そしてそれに対して該第一および第二フィルムを熱処理
により化学的に結合させることを含んでなる２種の互い
に可溶性である重合体の層間グラフト方法を記載してい
る。この特許は第一コーテイングの適用前の非−反応性
表面の処理を教示していない。さらに、それは非反応性
表面上に沈着させたそのようなコーテイング配合物の摩
耗性能を示しておらず、それは相容性であるが化学的に
異なる少なくとも２種の親水性重合体による「混合され
た」重合体構造の製造を教示していない。さらに、コー
テイング組成物の適用方法は時間がかかり且つ相対的に
非効率的な技術である。
米国特許第5,132,108号はカルボキシルおよび／また
はヒドロキシル反応基を酸素および水−含有プラズマ気
体を使用して加えその後に生じた重合体表面をアミン基
を有するスペーサー成分で処理するためのある種の重合
体基質表面のプラズマ処理の使用を開示している。この
処理段階は結合剤の存在下で実施され、それによりスペ
ーサー成分であるアミン基と改質された親水性重合体基
質表面の反応性部位との間に共有結合が生成する。最後
に、抗トロンボゲン剤、フィブリン溶解剤または血栓崩
壊剤、例えばヘパリンまたは他の多糖類、をスペーサー
成分で処理された改質重合体表面と接触させる。この方
法は相対的に遅く反応するカルボキシルおよび／または
ヒドロキシル基の基質表面上への導入を利用しており、
そして医療装置の価格−有効的な製造用の多くの処理段
階を包括している。生じたコーテイング表面は生相容性
であるが、それらは滑らかでなくそして低い摩擦係数も
有していない。
米国特許第5,112,736号は、アンモニア、有機アミン
−含有気体により放出される高周波プラズマ、またはそ
のようなプラズマ気体の混合物の存在下でのプラズマ処
理により、ポリプロピレン（PP）、ポリエチレン（P
E）、ポリ塩化ビニル（PVC）、およびポリ弗化ビニリデ
ン（PVDF）の重合体を含む種々の重合体基質表面にアミ
ノ官能基を加える方法を記載している。この方法は例え
ばPP膜の如き非常に疎水性である炭化水素重合体製品用
に使用される。PE重合体では良好な結果を与えないよう
である。アミノ基をそれらの表面上に含有するPPフィル
ムは膜上でのDNA配列用に使用される。高度に疎水性で
ある基質に対する親水性のPL重合体の結合のためのそれ
らの使用に関する参考文献はなく、またこの参考文献は
本発明が意図する生成物および方法で使用することが予
測されるPE表面に対してアミノ表面基を固定するための
信頼性のある方法を開示していない。
驚くべきことに、体液中で動的な力に露呈される時に
低摩擦性のコーテイングの耐久性に対する体液の化学的
および物理的組成の大きな影響はこれまで認識されてい
なかった。例えば相対的に低い分子量のシリコーンの如
き多くの滑らかなコーテイング添加剤および種々の親水
性重合体は水または食塩水溶液の存在下で良好な潤滑性
および相対的に良好な耐久性を示すが、それらははるか
に複雑な流体組成物である血液の存在下での動的な力に
対する露呈によりそれらの効果を急速に失ってしまう。
従って、医療装置技術では体液、特に血液との接触時
に摩耗耐久性を生相容性、低い毒性および低い摩擦係数
と組み合わせて示す改良された潤滑性コーテイング物質
に関する要望が依然として存在している。
発明の要旨 共有結合された保護ポリウレタン−ポリウレア（PU/P
UR）ヒドロゲルコーテイングおよびそれと構造的に異な
る第二ヒドロゲル重合体との組み合わせが湿潤時には滑
らかであり且つ種々の体液、特に血液の存在下で動的な
力に露呈される時には良く混合されたヒドロゲル基質表
面が優れた耐久性および摩耗特性を示す。さらに、それ
らのヒドロゲル状態で本質的に無毒性を示す物質から誘
導されるこれらのコーテイングは生成した医療装置の使
用中に生相容性を大きく増加させそしてプラズマ処理し
た基質表面に対する優れた接着性を示す。
従って、重合体プラスチック基質から製作される医療
装置およびそれらの部品を最初に窒素原子を含有するプ
ラズマ気体でプラズマ処理し、それによりプラスチック
基質表面上にアミノ基を生成する。非常に疎水性である
プラスチック基質、例えば種々の等級のポリエチレン
類、ナイロン11および12などの場合には、我々は種々の
酸化的化学処理または酸素−含有プラズマ処理の組み合
わせおよび反応性がはるかに大きいアミノ基を基質表面
に固定するためのその後の窒素−含有プラズマ気体また
は気体状アンモニアもしくは低−沸点アミン類またはそ
れらの混合物へのプラズマ露呈の組み合わせにより最適
な結果が得られることを発見した。極端に疎水性である
非−極性または微極性の重合体プラスチック基質は、最
初に酸素−含有プラズマ気体を用いそして次に窒素−含
有プラズマ気体を用いる二重プラズマ処理により、親水
性にされそしてより極性にされる。医療装置用の金属基
質、およびその部品は急速反応性のアミノ基を金属表面
に固定するためにアミノシランプライマーで処理され
る。結果として活性化されたプラスチックまたは金属装
置に次に本発明の生相容性の親水性PUプレポリマー中間
体をコーテイングして耐久的に結合された親水性PU/PUR
反応性ベースコートを基質表面に瞬間的に固定させる。
その後、異なるヒドロゲル重合体、すなわちポリ（Ｎ−
ビニルピロリドン）ヒドロゲル重合体を希水溶液状で適
用して高度に親水性のPU/PURプレポリマー中間体をヒド
ロゲル重合体に変えながら同時に異なる重合体を一段階
で「混合」して、ヒドロゲル種の組み合わせ間に相容性
であり「内部−捩れ」重合体網目構造（IPN）および／
または会合錯体を永久的に形成する。これらの組成物は
医療装置用に利用でき、そして上記の条件の全てを満た
している。滑らかなコーテイング組成物自身の他に、本
発明はこの滑らかなコーテイング組成物でコーテイング
された重合体プラスチックもしくはゴム、または金属基
質、並びに特に例えばカテーテル、カテーテルバルーン
およびステントの如き滑らかなコーテイングされた医療
装置を含む滑らかな物質から製作された製品も含む。本
発明のコーテイングされた装置は血管形成装置としての
使用に特に良く適しており、それらは血液の存在下で操
作されそして動的に作動される時に滑り性並びに基質に
対するしっかりした接着性および異例なほど良好な使用
中の摩耗性能を示す。
本発明は、プラズマ処理された重合体プラスチックも
しくはゴム基質または化学的に処理された金属基質に共
有結合され且つしっかり接着しており、そしてさらにPU
/PURヒドロゲルと異なる組成を有する少なくとも１種の
追加のヒドロゲル重合体を含有しており混合されたヒド
ロゲル網目構造を形成する凝集性の生相容性である滑ら
かなポリウレタン−ポリウレア（PU/PUR）ヒドロゲルコ
ーテイングを包括する。少なくとも２種の異なるヒドロ
ゲル重合体を使用を含むこの組み合わせはコーテイング
の潤滑性および耐久性に関して予期せぬほどの改良をも
たらす。本発明のコーテイング組成物は、少なくとも１
種の組成が異なる追加のヒドロゲル重合体と組み合わさ
れている共有結合されしっかりと接着している凝集性の
生相容性である滑らかなPU/PURヒドロゲルであり、それ
は互いに「混合されている」少なくとも２種の相容性の
ヒドロゲル系の使用によりもたらされるコーテイングの
滑り性および摩耗性に関して相乗作用を与える。
本発明はさらにそのようなコーテイングの製造方法並
びに重合体基質および金属基質に対するそのようなコー
テイングの適用方法も含む。重合体基質の場合には、一
般的には、この方法は最初はプラスチック重合体基質を
プラズマ処理しそして高度に反応性のアミノ基をそれら
の基質に固定し、次に生相容性である親水性ポリウレタ
ンNCO−末端プレポリマー付加中間体を基質に適用しそ
して生じた共有結合された親水性PU/PUR「プレポリマー
中間体」を有機重合体基質に永久的に固定する段階を含
む。共有結合されたPU/PUR結合層を次にポリ（Ｎ−ビニ
ルピロリドン）親水性重合体の水溶液に触媒量の促進剤
の存在下で露呈することにより、それを「混合された」
ヒドロゲル網目構造コーテイングに転化させる。混合さ
れたヒドロゲルの製造は急速反応性ポリアミン連鎖延長
剤および／または触媒の存在下で実施することができ
る。
共有結合された保護PU/PURヒドロゲルコーテイングお
よびそれと構造的に異なるポリ（Ｎ−ビニルピロリド
ン）ヒドロゲル重合体との組み合わせは湿潤時には滑ら
かでありそして同時に製造された「混合された」二重層
表面は種々の体液、特に血液、の存在下で動的な力に露
呈される時に優れた耐久性を示す。さらに、それらのヒ
ドロゲル状態で本質的に無毒性を示す物質から誘導され
るこれらのコーテイングは生じた医療装置の使用中の生
相容性を大きく高めそしてプラズマされた基質表面に対
する優れた接着性を示す。
高周波プラズマ放出条件による重合体表面の表面処理
が境界層の物理的および化学的特性に関して重合体表面
を活性化できることは知られている。金属表面を、NCO
−反応性である第１級または第２級アミン部分を示す有
機アミノシラン類により親水性PU/PURプレポリマー付加
中間体の結合用に効果的に下塗りできることも発見され
ている。医療装置の種々の表面コーテイングが体液と接
触する時の医療装置の潤滑性および生相容性を高めうる
ことも知られている。バリアーコートの優れた接着性、
良好な強度、耐久性、および生相容性を得るためには、
それらの物理的および化学的特性が非常に重要である。
バリアーコートを種々の表面に固定するためには、ポリ
ウレタン重合体および／または反応性イソシアナート中
間体の使用がしばしば示唆されている。芳香族ポリイソ
シアナート類からのイソシアナート誘導体はしばしば明
らかに低い反応速度を示すが、時には活性水素化合物と
の化学的相互作用に関して意義ある立体障害も示すNCO
基を含有する比較的遅く反応する芳香脂肪族、脂環式ま
たは複素環式イソシアナートより、例えば表面水分また
は基質極性によって基質境界層とのはるかに大きい反応
性または他の相互作用を示すことも既知である。しかし
ながら、芳香族をベースとしたポリウレタン類は加水分
解されるかまたは生分解されて芳香族アミン不純物を生
成する可能性があり、それらの多くは発癌性であるかま
たは発癌性が予測されている。従って、この状況を避け
ることができない限り、医療装置に付与される機械的作
用が血管内部での操作中にコーテイングの一部を偶然破
壊する可能性があるため血液流中でのその後の使用のた
めの滑らかなバリアーコーテイング中で芳香族イソシア
ナート類を使用することは推奨できないかもしれない。
本発明のイソシアナート−誘導ヒドロゲルには、脂肪
族、脂環式、芳香脂肪族、芳香族および複素環式タイプ
のポリイソシアナートプレポリマー付加中間体から誘導
されるものが包含される。好適なイソシアナートヒドロ
ゲルには潜在的な毒影響のために芳香族ポリイソシアナ
ートプレポリマー付加中間体から誘導されるものを除い
て上記の全てが包含される。好適なイソシアナートヒド
ロゲルのほとんどが良好な生相容性および非常に低い毒
性を有する親水性ウレタン／ウレア重合体および分解生
成物を生成することが知られている。しかしながら、好
適なポリイソシアナート類の大部分は芳香族イソシアナ
ート類よりはるかに低い活性を示すNCO基を含有する。
従って、該重合体基質に対する境界コーテイングの実際
的に直ちに付着結合を得るような方法で基質表面の化学
的性質を変化させて医療装置の適切な製造方法を行うこ
とが必要である。
本発明は、元来は非−極性であり且つ疎水性である重
合体物質を極性且つ親水性にしてそれらを本発明の混合
されたヒドロゲルでコーテイングできるようにする方法
も含む。
本発明はまた、表面をより極性且つ親水性にして親水
性ポリウレタン−ポリウレア（PU/PUR）ヒドロゲル重合
体およびポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）ヒドロゲル重合
体の耐性であるしっかり接着する滑らかな混合されたヒ
ドロゲルコーテイングを、その後の特に患者への挿入が
意図されそしてその結果として種々の体液、特に血液、
と接触する医療装置の中での使用のために重合体表面に
適用できるようにするための疎水性の非−極性または微
極性の重合体の表面処理方法も含む。本発明の親水化方
法には、非−極性の疎水性である重合体基質が最初の酸
化的化学処理段階およびその後のプラズマ処理段階によ
り極性および親水性にされる一態様；基質の二段階二重
プラズマ処理が行われるこの方法の第二態様；並びにさ
らに１種もしくはそれ以上のプラズマ気体を用いる最初
のプラズマ処理およびその後のプラズマなしの気体ポス
トストリームの適用が行われポストストリームの組成に
よって基質表面上に官能基を加えることができる他の態
様が包含される。
基質に対するアミノ基の固定はアンモニア、有機アミ
ン類、任意の亜酸化窒素（アミノおよびヒドロキシル
基）、もしくはプラズマ気体としての窒素、またはこれ
らの気体の混合物による医療装置のプラズマ処理により
実施できることが示されている。アミノ基は本発明で考
えられるイソシアナート誘導体のいずれかの基質表面の
瞬間的反応を生ずることができる。しかしながら、アミ
ノ基は本発明で使用される親水性PUプレポリマー中間体
の製造用に意図される多くのポリイソシアナート類の第
２級または第３級炭素原子と結合されているどちらかと
言うと不活発なイソシアナート種に関して特に有用であ
る。我々は高度に疎水性であるプラスチック基質、例え
ば、種々のポリエチレン類の場合には疎水性表面を改質
すること、最初に場合によりアルゴン（AR）気体の存在
下での酸化的化学処理または酸素−含有プラズマ処理に
よりそしてその後の窒素−含有プラズマ気体への露呈に
より或いは最初に場合によりArの存在下で疎水性基質を
酸素−含有プラズマ気体で処理した後にプラズマなしで
気体状アンモニアを用いてそれをさらに親水性にして反
応性アミノ基を基質表面に固定させることが非常に有用
であることを発見した。これらの処理の種々の組み合わ
せを利用することができる。プラズマ露光後に、水溶性
の親水性ポリエーテルポリオール類並びに脂肪族、脂環
式、芳香脂肪族、芳香族、および複素環式ポリイソシア
ナート類よりなる群から選択されるポリイソシアナート
類から誘導されるイソシアナート末端親水性プレポリマ
ー中間付加物の約１％〜約20％の間の固体分、好適には
２％〜６％の間の固体分を有するコーテイング溶液を処
理された基質表面に適用すると、そこでそれが共有結合
されたPU/PURプレポリマーを直ちに生成し、そのまま乾
燥し、そしてコーテイングを次に１種もしくはそれ以上
の構造的に異なる追加のヒドロゲル重合体を含有する希
水溶液への露呈により装置表面で保護潤滑性ヒドロゲル
層に転化させる。希望により、PU/PURヒドロゲルのヒド
ロゲル生成に対して当技術で既知の工程により触媒作用
を与えてもよい。本発明の非常に好適な親水性PU/PURプ
レポリマー付加中間体はイソホロンジイソシアナート
（IPDI）の付加物、並びにメチレンビス（４−シクロヘ
キシレン）ジイソシアナート類の異性体混合物の付加物
（DESMODUR W:MILES CORP）である。
好適な態様では、保護用の滑らかな化合物はエチレン
および／またはプロピレンオキシド類のコポリエーテル
ポリオール並びに生相容性を最適にするための脂肪族結
合されたNCO基を含有するイソシアナートから誘導され
る親水性PU/PURプレポリマー中間体を含んでなり、その
理由はそのようなポリウレタン類の加水分解または生分
解から生ずる対応するポリアミン類が一般的に生相容性
であるためである。不規則的なコポリエーテル類はプレ
ポリマー中間体の取り扱い性を増加させ、その理由は好
適なタイプは室温で液体であるため商業的実施において
より容易な取り扱い特性を与えるからである。基質表面
上でのアミノ基の製造を最適にするための好適なプラズ
マ気体はアンモニアまたはアンモニアと有機アミン類と
の混合物である。ヒドロゲル製造は触媒なしで、または
例えば無機塩基、低沸点第３級アミン類、または好適に
はヒドロゲル重合体の一部となる第１級もしくは第２級
アミン類の如き触媒の存在下で実施することができる。
これらの触媒は水相中で易溶性であり、該水相の少なく
とも１種の異なるヒドロゲル重合体は水溶性多糖
（類）、その水溶性塩であるか、または水溶性ポリ（1,
2−オキシアルキレン）ホモ重合体（類）、例えばポリ
エチレンオキシド重合体である。
本発明のコーテイングおよび方法は滑らかな湿潤ヒド
ロゲルのしっかり接着しているコーテイング並びにその
乾燥コーテイングを基質、例えばポリエチレンテレフタ
レート、脂肪族ポリエーテル類および芳香族ポリエステ
ル類を含むブロック共重合体、脂肪族ポリエーテル類お
よびポリアミド類を含むブロック共重合体、ポリアミド
類、ポリイミド類、ポリウレタン類、または炭化水素重
合体、例えばポリエチレンおよびポリプロピレン、合成
炭化水素エラストマー、例えばブタジエン／スチレン共
重合体、ブタジエンおよびスチレンのブロック共重合
体、エチレン／プロピレン共重合体、他の合成ゴム、例
えばニトリルゴムもしくはエチレン／アルキルアクリレ
ート共重合体、並びに天然ゴム、に固定するために特に
良く適する。これらの基質の多くは医療装置、例えば種
々のタイプのカテーテル、およびバルーンを含む冠状血
管形成術用のカテーテル装置における用途が見いだされ
ている。
ポリウレタン−ポリウレアヒドロゲル重合体がポリ
（Ｎ−ビニルピロリドン）ヒドロゲル重合体と混合され
ている混合されたヒドロゲルコーテイングが体液、特に
血液、と接触する医療装置に対して驚くべきことに特に
良好な摩耗性能を示すことが発見された。
ポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）ヒドロゲル重合体と
「混合された」親水性PU/PURヒドロゲルコーテイングを
プラズマ処理されたプラスチック表面またはアミノシラ
ン処理された金属基質に共有結合させるように設定され
た本発明の組成物および方法は、これまで冠状血管形成
術において一般的に使用されているシリコーンコーテイ
ングおよび／または他の親水性コーテイングと比べて、
血液中での使用に関して非常に優れているコーテイング
表面を有する例えばカテーテル、バルーンカテーテルな
どの如き医療装置の製造用に特に有用である。血液中で
の動的な露呈における摩耗性能は一般的には先行技術の
コーテイングされた医療装置によるものよりむしろ急速
に失われる。これとは対照的に、ポリ（Ｎ−ビニルピロ
リドン）ヒドロゲル重合体と「混合され」、そして本発
明で示された方法に従いPET、HYTREL、PU、ナイロン
類、ポリオレフィン類、ポリイミド類、および他の重合
体を含む種々の医療装置、例えば診断用カテーテル、バ
ルーンカテーテル、に固定された本発明の共有結合され
たPU/PURヒドロゲルコーテイングは血液中の動的な力に
露呈される時に多数回の試験サイクル後で非常に異例の
耐久性を示した。これらの驚異的な観察および結果は医
療装置に対する滑らかなコーテイング技術の明らかな進
歩である。
発明の詳細な記述 本発明はしっかり接着している滑らかなコーテイング
組成物はカテーテル、カテーテルと一緒に使用するため
のバルーン、案内線、金属管、並びに体液と接触する該
装置の１つもしくはそれ以上の表面に対する潤滑性コー
テイングの結合により改良できる操作条件および性能を
有する他の装置を含む医療装置に特に適する。本発明に
従うと、これらのコーテイングには医療装置またはそれ
らの部品を製作する原料である有機プラスチックもしく
はゴム重合体基質または金属基質と付着結合されている
親水性PU/PUR「プレポリマー中間体」が包含され、そし
て水溶性多糖類、その水溶性塩類、または水溶性ポリオ
キシエチレン類である１種もしくはそれ以上の異なるヒ
ドロゲル重合体の水溶液への露呈時には生成した「混合
された」ヒドロゲルまたは「会合重合体」コーテイング
を生じて装置またはその機能部品上に潤滑性フィルムを
生成する。滑らかなコーテイングは代表的な体液、例え
ば血液、並びに他の化学的および生理学的複合流体組成
物、の中で動的な力に露呈される時の良好な生相容性お
よび良好な接着耐久性により特徴づけられている。
本発明は最初にコーテイングされていない重合体装置
またはその後に装置に製作するための前駆体またはその
後に医療装置と一緒に使用するためのバルーンへのブロ
ー成形用のパリソンをマイクロウェーブを用いて高周波
プラズマもしくは磁場担体と組み合わされた高周波プラ
ズマに露呈するか、または金属装置を化学的に処理し
て、コーテイングしようとする基質上で反応物であるア
ミノ基の少なくとも実質的な部分を有する希望する反応
性表面を生成し、それらの基を反応的にコーテイングさ
れた重合体または金属基質表面上に沈着したプレポリマ
ー中間体の末端イソシアナート基と直ちに組み合わすこ
とができるコーテイングされた医療装置の製造の方法に
関する。本発明に従う重合体または金属基質表面上での
コーテイング用に特に有用な出発プレポリマー中間体に
は、水溶性ポリエーテルポリオール類および有機ポリイ
ソシアナート類から誘導される親水性ポリウレタンプレ
ポリマー中間体が包含される。希望する生相容性に関す
ると、好適なポリイソシアナート類は脂肪族結合された
末端イソシアナート基を含有する脂肪族、脂環式、芳香
脂肪族、および複素環式ポリイソシアナート類を含む。
この種類のイソシアナート基の相対的に遅い反応性のた
めに、重合体基質のプラズマ処理または金属基質の化学
的処理は基質の境界層に存在する主な望ましい活性種と
して急速反応性アミノ基を生成するような方法で実施さ
れる。従って、プラズマ処理は窒素原子を含有するプラ
ズマ気体を用いて実施される。例えば種々のポリエチレ
ン類の如き非常に疎水性である重合体基質の場合には、
表面を親水性にするための最初の表面処理を行いそして
次に非常に反応性である官能基を基質上に固定するため
の種々の連続的処理を行うことが望ましいと見いだされ
た。特に望ましい高度に反応性である化学官能基には室
温において好適なポリイソシアナート類の相対的に遅く
反応するNCO基および本発明のコーテイング中間体とし
て好適に使用されるそれらの親水性PUプレポリマーと容
易に反応する第１級および第２級アミノ基が包含され
る。最初の基質処理段階は一般的には化学的酸化処理ま
たは場合によりフリーラジカルを発生するためのアルゴ
ン（Ar）気体の存在下での酸素−含有気体に対する１種
もしくはそれ以上のプラズマ−気体露呈を含み、そして
連続的段階は窒素原子を含有するプラズマ気体を用いる
または本発明のある態様では酸素−含有気体、または酸
素／アルゴンプラズマ気体組み合わせを用いる最初の段
階のプラズマ処理の直後に処理された表面と反応するア
ンモニアおよび／または有機アミン−含有気体を含有す
る気体状ポストストリームの適用形態で実施される。上
記のように、この連続的段階は例えばアンモニア、揮発
性有機アミン類、またはそれらの混合物の如きプラズマ
気体を用いても実施できる。実質的な結果は親水性であ
り且つ本発明に従い使用されるPUプレポリマーの相対的
に不活発なNCO基と容易に反応するのに十分な数の第１
級および／または第２級アミノ基も含有する基質表面を
得ることである。例えばステンレス鋼もしくはチタン、
または鋼、ニッケル、チタン、モリブデン、コバルトお
よびクロムの金属合金、または他の金属、例えばニチノ
ール合金（ニッケル−チタン合金）およびビタリウム合
金（コバルト−クロム合金）の如き基質から製造される
案内線または金属管の如き金属部品の場合には、アミノ
基は有機アミノシランプライマー処理によって金属基質
表面と結合される。
非常に驚異的なことに、医療装置の製造用に使用され
る重合体物質表面の幾何学的形状はプラズマ処理により
相対的に影響を受けないままである。さらに、プラズマ
処理パラメーターが注意深く行われるなら、表面上での
アミノ基の固定度は上部に沈着するイソシアナート−含
有コーテイング中間体がヒドロゲル生成段階がなされる
前に早期に橋かけ結合しないようにされていた。重合体
生成反応を実質的な長さの親水性重合体連鎖および限定
された橋かけ結合度を生ずるような方法で実施して上部
で低い摩擦係数を得ることが望まれるコーテイング表面
の相対的に弾性である生じた分子構造体の運動性を最適
にすることにより親水性ヒドロゲルの滑らかな効果が実
質的に改良されると信じられているため、これらの要素
は重要性がある。コーテイング表面の早期橋かけ結合ま
たは過度の橋かけ結合は低い摩擦係数の維持、動的な抗
力の低下、および摩擦摩耗を改良することが知られてい
る高弾性の防止用によって改良された滑り性を得るため
には有害であると信じられている。
本発明の医療装置用にしばしば使用される典型的な重
合体基質には、熱可塑性ポリウレタン類（TPU）、ポリ
エステル類、例えばポリエチレンテレフタレート（PE
T）、ナイロン重合体、例えばナイロン−11およびナイ
ロン−12、ポリエーテルおよびポリエステル重合体のブ
ロック共重合体（例えばデュポンから入手できる種々の
HYTRELRブロック共重合体）、ポリエーテル重合体およ
びポリアミド類のブロック共重合体（アトケムから入手
できるPEBAXR樹脂シリーズ）、ポリイミド類、ポリオレ
フィン類、例えばポリエチレン類（PE）およびポリプロ
ピレン類（PP）、SBRおよびEPDMを含む合成ゴム、熱可
塑性炭化水素重合体（シェルから入手できるKRATONR、
および他の原料からの他の同様な市販の生成物）、並び
に天然ゴムが包含される。血管形成術で使用されるカテ
ーテル用途のためには、TPU、PET、ナイロン11および1
2、HYTREL、PEBAX、およびPEから製造される部品が好適
な重合体基質である。冠状血管形成術で使用されるカテ
ーテルバルーンのためには好適な重合体基質はPET、ナ
イロン類およびPEである。
重合体基質表面をプラズマ処理にかける前に約15秒間
以下から５、６分間以上の期間にわたり極性または非極
性溶媒を用いて予備処理して例えば潤滑剤、酸化防止
剤、可塑剤、型抜き剤などの如き表面不純物を除去する
ことがしばしば有利である。これらの不純物は最初の重
合体製造工程からまたは例えば押し出し、射出成形、ブ
ロー成形などの如きプラスチック成形技術から生ずる可
能性がある。この目的に使用できる典型的な溶媒には、
アルコール類、例えばメタノール、エタノール、イソプ
ロパノールなど；ケトン類、例えばアセトン、メチルエ
チルケトンなど；塩素化された炭化水素類、例えば塩化
メチレン、1,1,1−トリクロロエタンなど；炭化水素
類、例えばペンタン類、ｎ−ヘキサン、石油エーテル
類、他のクリーニングスピリッツなど；エーテル類、例
えばジイソプロピルエーテル、ジオキサン、テトラヒド
ロフランなど；並びに上記の混合物が包含される。不燃
性クリーニング溶媒の場合には、表面不純物の除去は当
技術で既知の工程である蒸気脱脂剤によって実施するこ
とができる。希望するなら洗浄液としての非イオン性、
アニオン性、およびカチオン性界面活性剤の水溶液を使
用し、その後に水または蒸留水ですすいでプラズマ処理
を妨害する可能性がある表面不純物を除去することも本
発明の範囲内である。重合体マトリックスの一部ではな
い基質表面の不純物は基質との直接的な凝集結合の生成
から除去される。同様に、有機シラン、特にアミノシラ
ン、プライマーの適用前に、金属基質を有機溶媒で脱脂
しなければならず、または適当な洗剤で洗浄しなければ
ならず、または機械的に粗面化しなければならず、また
は上記の工程の組み合わせで処理しなければならない。
基質表面での凝集結合の生成速度は、プラズマ処理に
より重合体基質表面にまたは化学処理により金属基質表
面に結合される官能基の反応性、並びに基質に固定され
る中間的な重合体コーテイング中に存在する末端イソシ
アナート基の反応速度に依存する。芳香族環構造と直接
結合されている急速反応性NCO基は、重合体基質の化学
的にもしくはプラズマ処理された表面上に、または金属
基質の化学的に処理された表面に、重合体基質のベース
プラスチックまたはゴム中に存在する種々の相対的に遅
く反応する官能基との凝集結合を生成するようにするこ
とができる。ほとんどの場合、芳香族イソシアナート類
およびそれらの誘導体は室温から幾分高められた温度
（約70℃）までにおいて非金属基質上に元々存在してい
るかまたは例えばヒドロキシルまたはカルボキシル基を
生成するための酸化−もしくはプラズマ処理によりまた
は他の手段により重合体プラスチックもしくはゴム基質
に固定されているか、またはその化学処理により金属気
質表面に固定されている例えばヒドロキシル、ウレタ
ン、ウレア、アミド、カルボキシル、カルボニル、およ
び他のものの如き反応性化学官能基と凝集結合を生成で
きる。中間的プレポリマーコーテイング溶液中に存在す
る溶媒の蒸発後にそのような反応を促進させるために
は、コーテイングされた基質を40℃から約70℃までもし
くはそれ以上に加熱して、最初の基質重合体中に存在す
るかまたは種々のプラズマ気体の存在下でのプラズマ処
理への露呈により重合体基質に固定されている例えばウ
レタン、ウレア、アミド、カルボキシル、およびヒドロ
キシル基の如き遅く反応する化学官能基との凝集結合の
生成を行うことができる。しばしば、重合体構成部分と
してNCO−反応物官能成分を有するかまたは酸化された
表面もしくは表面水分を有するプラズマ処理されていな
いプラスチック表面は、芳香族ポリイソシアナート類ま
たはそれからの誘導体に露呈される時にかなり良好な接
着性を生ずる可能性がある。しかしながら、これらの工
程はほとんどの市販の脂肪族の、特に脂環式の、そして
立体障害のある芳香脂肪ポリジイソシアナート類および
はるかに遅く反応するイソシアナート基を含有するそれ
らの誘導体の存在を生ずる。さらに、芳香族ポリイソシ
アナート類およびそれらの加水分解もしくは生分解され
た芳香族ポリアミン副生物から誘導されるポリウレタン
類の毒性および／または生相容性の観点からは、芳香族
アミン類は多分有害な発癌性であるためそれらは解剖的
に接触して使用される時にはあまり望ましくない。これ
に関すると、医療装置上の外側コーテイングが例えば、
血液中で体液と直接的に接触する静脈内適用で使用され
る時には注意を払わなければならない。しかしながら、
ある種の芳香族ポリイソシアナート類はこれまでに生相
容性であることが示されている。しかしながら、脂肪族
結合された末端NCO基だけを含有する脂肪族、脂環式、
芳香脂肪族、および複素環式ポリイソシアナート類並び
にそれらのプレポリマーの使用は、それらのPU重合体の
毒性に関する著しく低い危険性のためにそして特にそれ
らのポリアミン分解生成物の既知の良好な生相容性のた
めに、はるかに好ましい。
しかしながら、本発明の好適な態様を構成するジイソ
シアナート類およびそれらの誘導体と結合された上記の
脂肪族的に結合されそしてしばしば立体障害のある末端
イソシアナート基のかなり遅い反応性を考慮すると、本
発明により包括される種々の医療装置用に使用される重
合体および／または金属基質をプラズマまたは化学的に
処理することは推奨しうると見いだされた。プラズマお
よび／または化学的処理は第１級および／または第２級
アミノ基を優先的にまたは少なくとも部分的に重合体ま
たは金属基質の表面に固定するように設定しなければな
らない。アミノ基はコーテイング溶媒が蒸発する前でも
プレポリマーコーテイング中間体のイソシアナート基と
瞬間的に反応する。それ故、プラズマ処理は基質表面に
固定される官能基の少なくとも実質的な部分としてアミ
ノ基を生成するプラズマ気体の存在下で実施しなければ
ならない。アミノ官能性を生じる可能性のあるプラズマ
気体にはその化学成分の部分として窒素が含有されてい
る必要がある。従って、プラズマ処理は好適には窒素原
子を含有するプラズマ気体、例えばアンモニア、第１級
および第２級アミン類、酸化窒素、窒素、窒素部分を含
有する他の気体、並びにそのような気体状化合物の混合
物を用いて好適に行われる。相対的に低い温度において
蒸気状態であるアンモニアおよび低分子量有機アミン類
並びにそれらの混合物が好適なプラズマ気体である。例
えばナイロン11および12、並びに合成炭化水素エラスト
マー、または天然ゴムの如き疎水性重合体よりむしろ例
えば種々のポリエチレン（PE）の如き非常に疎水性であ
る基質表面の処理の場合には、本発明の親水性PU/PURプ
レポリマーとの高い反応性を示す例えば第１級および第
２級アミノ基などの如き非常に反応性である官能基の固
定前に基質表面に親水性またはより親水性にすることが
有利である。
高周波プラズマ放電条件による重合体表面の表面処理
が重合体表面を境界層の物理的および化学的特性に関し
て活性化しうることも知られている。NCO−反応性であ
る第１級または第２級アミン部分を示す有機アミノシラ
ン類による親水性PU/URプレポリマー付加中間体の結合
のために金属表面をプライマー処理できることも発見さ
れている。医療装置の種々の表面コーテイングが体液と
接触する時に医療装置の潤滑性および生相容性を増加し
うることも知られている。バリアーコートの優れた接着
性、良好な強度、耐久性、および生相容性を得るため
に、それらの物理的および化学的特性は非常に重要であ
る。バリアーコートを種々の表面に固定するためには、
ポリウレタン重合体および／または反応性イソシアナー
ト中間体の使用がしばしば示唆されている。芳香族ポリ
イソシアナートからのイソシアナート誘導体が、例えば
表面水分または基質極性のために、しばしば明らかに低
い反応速度だけではなく、活性水素化合物との化学的相
互作用に関しては意義ある立体障害を示すNCO基を含有
するより遅く反応する脂肪族、芳香脂肪族、脂環式およ
び複素環式イソシアナートよりはるかにより大きい反応
性または基質境界層との他の相互作用を示すことは既知
である。芳香族をベースとしたポリウレタン類が加水分
解または生分解して芳香族アミン不純物を生成して、そ
れらの多くは発癌性であるかまたは発癌性が予測される
可能性があるという証拠がある。従って、この状況を回
避できない限り、医療装置に付与される機械的作用が血
管内部での操作中にコーテイングの一部を偶然に壊す可
能性があるため、その後の血液流中での使用のための滑
らかなバリアーコーテイング中で芳香族イソシアナート
類を使用することは推奨できない。本発明のイソシアナ
ート−誘導ヒドロゲルには、脂肪族、脂環式、芳香脂肪
族、芳香族および複素環式タイプのポリイソシアナート
プレポリマー付加中間体から誘導されるものが包含され
る。好適なイソシアナートヒドロゲルには、有毒な影響
の可能性のために除かれる芳香族ポリイソシアナートプ
レポリマー中間体から誘導されるもの以外の上記の全て
が包含される。好適なイソシアナートヒドロゲルのほと
んどは良好な生相容性および非常に低い毒性度を有する
親水性ウレタン／ウレア重合体および分解生成物を生成
することが知られている。しかしながら、好適なポリイ
ソシアナート類の大多数は芳香族イソシアナート類より
はるかに低い活性度を示すNCO基を含有する。従って、
重合体基質に対する境界コーテイングの実質的に直ちに
生ずる凝集結合がなされてそのような医療装置の適当な
製造方法を達成するような方法で基質表面の化学性質を
変えることが必要である。
基質に対するアミノ基の固定はアンモニア、有機アミ
ン類、場合により亜酸化窒素（アミノおよびヒドロキシ
ル基）、もしくはプラズマ気体としての窒素、またはそ
れらの気体の混合物による医療装置のプラズマ処理によ
って行えることは示されている。アミノ基は本発明で意
図する基質表面とイソシアナート誘導体のいずれかとの
瞬間的な反応をもたらしうる。しかしながら、アミノ基
は本発明で使用される親水性PU/URプレポリマー付加中
間体の製造用に考えられる多くのポリイソシアナート類
の第２級または第３級炭素原子と結合されているむしろ
遅いイソシアナート種に関して特に有用である。高度に
疎水性であるプラスチック基質、例えば種々のポリエチ
レン類の場合には、最初に疎水性表面を任意にアルゴン
（Ar）プラズマ気体の存在下におおける酸化的な化学的
または酸素−含有プラズマ処理により、その後に窒素−
含有プラズマ気体を用いて、或いはプラズマなしでのア
ンモニアの気体状のポストストリームを用いて窒素−含
有プラズマ気体で処理した後に、反応性アミノ基をその
ような処理の種々の組み合わせにより基質表面上に固定
して改質することが非常に有用である。プラズマ露呈後
に、約１％〜約20％の間の固体分、好適には２％〜６％
の間の固体分を有する、脂肪族、脂環式、芳香脂肪族、
芳香族、および複素環式ポリイソシアナートよりなる群
から選択される水溶性の親水性エーテルポリオールおよ
びポリイソシアナート類から誘導されるイソシアナート
−末端親水性プレポリマー中間付加物のコーテイング溶
液を処理した基質表面に適用し、そこでそれが直ちに共
有結合されたPU/URプレポリマーを生成し、自然乾燥
し、そしてコーテイングを次に装置の表面上で１種もし
くはそれ以上の別の構造的に異なるヒドロゲル重合体を
含有する希水溶液に対する露呈により保護潤滑性ヒドロ
ゲル層に転化させる。希望により、混合されたPU/PURヒ
ドロゲルのヒドロゲル生成に対し当技術で既知の工程に
より触媒作用を与えてもよい。本発明の非常に好適な親
水性PU/URプレポリマー中間体はイソホロンジイソシア
ナート（IPDI）の付加物並びにメチレンビス（４−シク
ロヘキシレン）ジイソシアナート類の異性体混合物の付
加物（DESMODUR W;マイルス・コーポレーション）であ
る。
好適な態様では、生相容性を最適にするために保護用
の滑らかな化合物はエチレンおよび／またはプロピレン
オキシド類のコポリエーテルポリオール類並びに脂肪族
結合されたNCO基を含有するイソシアナート類から誘導
される親水性PU/URプレポリマー中間体を含み、その理
由はそのようなポリウレタン類の加水分解または生分解
から生ずる対応するポリアミン類は一般的に生相容性で
あるからである。好適なタイプは商業的実施においてさ
らに容易な取り扱い特性を与える室温において液体であ
るため不規則的コポリエーテル類がプレポリマー付加中
間体の取り扱い性を増加させる。好適なプラズマ気体は
アンモニアまたはアンモニアと有機アミンとの混合物で
あり基質表面上でのアミノ基の形成を最適にする。ヒド
ロゲル生成は触媒なしでまたは例えば有機塩基、低沸点
第３級アミン類、または好適にはヒドロゲル重合体の一
部になる第１級もしくは第２級アミン類の如き触媒の存
在下で実施することができる。これらの触媒は水溶性の
多糖（類）、それの水溶性塩、または水溶性ポリ（1,2
−オキシアルキレン）ホモ重合体、例えばポリエチレン
オキシド重合体、またはPVP重合体である少なくとも１
種の異なるヒドロゲル重合体の水相中に易溶性である。
これらのコーテイングおよび方法は、例えばポリエチ
レンテレフタレート、脂肪族ポリエーテル類および芳香
族ポリエステル類を含むブロック共重合体、脂肪族ポリ
エーテル類とポリアミド類からのブロック共重合体、ポ
リアミド類、ポリイミド類、ポリウレタン類、または炭
化水素重合体、例えばポリエチレンおよびポリプロピレ
ン、合成炭化水素エラストマー、並びに天然ゴムの如き
基質に潤滑性コーティングを固定するのに適する。本発
明のしっかり接着している滑らかなヒドロゲルコーテイ
ングをアミノシランで処理した金属表面に固定すること
も実行可能である。これらの基質の多くは例えば種々の
カテーテルの如き医療装置およびバルーンを含む冠状血
管形成術用のカテーテル装置中での用途が見いだされて
いる。
PU/PURヒドロゲルと多糖ヒドロゲルとの組み合わせを
含む潤滑性重合体の製造用に有用な典型的な多糖類およ
び／またはそれらの塩類には、例えば、アルギン酸類お
よびそれらのアルカリ金属塩類の如き多糖類が包含さ
れ、該アルギン酸類はそれらの天然材料によってＤ−マ
ヌロン酸およびＬ−グルクロン酸の種々の共重合体部分
からなっている。この使用に適する他の天然産出性の水
溶性海草はカラギーナンタイプであり、それらは交互の
1,3−結合されたβ−Ｄ−ガラクトピラノシルおよび1,4
−結合されたα−Ｄ−ガラクトピラノシル単位の線状多
糖類を含む。それの硫酸半−エステル基によりカラギー
ナンはアニオン性高分子電解質であり、そしてそれらの
ナトリウム塩が水溶性の安定なヒドロゲルを生成し、そ
れは本発明により意図するヒドロゲル組み合わせとして
容易に加えることができる。他の適当な多糖ヒドロゲル
はヒアルロン酸類およびそれらのアルカリ金属塩類、硫
酸コンドイチン並びに対応するアルカリ金属硫酸塩類お
よび本発明の成分として有用な水溶性のヒドロゲル重合
体を表すカルボン酸塩類からなる。本発明のヒドロゲル
重合体として適するセルロースからの典型的な水溶性誘
導体には水溶性ナトリウムカルボキシメチルセルロース
類、並びに水溶性ヒドロキシエチルセルロースまたはヒ
ドロキシプロピルセルロースなどが含まれ、これらの全
ては当技術で既知である。これらは物質のほとんどは非
常に低い毒性度を示しそして一般的に生相容性である。
本発明のヒドロゲル重合体成分として有用な別の水溶性
重合体は約100,000以下から5,000,000以上までの分子量
を有するポリ（オキシエチレン）ホモ重合体であり、そ
れらPOLOXR重合体（ユニオン・カーバイド）として知ら
れている。本発明の異なるヒドロゲル重合体として有用
な別の典型的な水溶性重合体には、約10,000〜約340,00
0の分子量を有するポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）類
（例えばGAFコーポレーションから入手できるPVP重合
体）が含まれる。
本発明により定義されている少なくとも１種の第二の
異なるヒドロゲル重合体と「混合された」親水性PU/PUR
ヒドロゲルコーテイングをプラズマ処理されたプラスチ
ック表面またはアミノシラン処理された金属基質に共有
結合させるように設定されている本発明の組成物および
方法は、これまでに冠状血管形成術において一般的に使
用されているシリコーンコーテイングおよび／または他
の親水性コーテイングと比べて、血管中での使用に関し
て非常に優れているコーテイング表面を有する例えばカ
テーテル、バルーンカテーテルなどの如き医療装置の製
造用に特に有用である。血液中の動的な露呈時の摩耗性
能は一般的には先行技術のコーテイングされた医療装置
よりむしろ急速に失われるであろう。それとは対照的
に、ここに記載されている少なくとも１種の異なるヒド
ロゲル重合体と「混合された」本発明の共有結合されそ
して本発明で示されている方法に従い種々の医療装置、
例えばPET、HYTREL、PU、ナイロン類、ポリオレフィン
類、ポリイミド類、および他の重合体を含む診断用カテ
ーテル、バルーンに固定されているPU/PURヒドロゲルコ
ーテイングは、血液中の動的な力に露呈される時には多
数回の試験サイクル後でも非常に異例の耐性を示した。
これらの驚異的な観察および結果は医療装置用の潤滑性
コーテイング技術の重要な進歩である。
発明の詳細な記述 本発明のしっかり接着している滑らかなコーテイング
組成物は、体液と接触する装置の１つもしくはそれ以上
の表面に潤滑性コーテイングを結合させることにより改
良できる操作条件および性質を有するカテーテル、カテ
ーテルと一緒に使用するためのバルーン、案内線、金属
管、および他の装置を含む医療装置用に特に適する。本
発明に従うと、これらのコーテイングは親水性のPU/PUR
「プレポリマー中間体」を含んでおり、それは医療装置
またはそれらの部品を製造するための有機プラスチック
もしくはゴム重合体基質または金属基質に凝集結合され
ておりそして水溶性多糖類、それらの水溶性塩類、水溶
性ポリオキシエチレン類、または水溶性PVP重合体であ
る１種もしくはそれ以上の異なるヒドロゲル重合体の水
溶性への露呈で装置またはその機能部品上に潤滑性フィ
ルムを形成する生じた「混合された」ヒドロゲルまたは
「会合重合体」ヒドロゲルコーテイングをもたらす。滑
らかなコーテイングは例えば血液の如く代表的な体液並
びに他の化学的および物理的に複雑な流体組成物中で動
的な力が付与された時の良好な生相容性および良好な接
着耐久性により特徴づけられる。
本発明はコーテイングされていない重合体装置または
のその後の装置製作用の前駆体、またはその後の医療装
置と一緒に使用するためのバルーンへのブロー成形用の
パリソンを最初にマイクロ波を用いて高周波プラズマに
露呈するかもしくは磁場担体と組み合わされた高周波プ
ラズマに露呈するか、または金属装置を化学的に処理し
て、コーテイングしようとする基質上に反応物アミノ基
の少なくとも実質的な部分を有する希望する反応性表面
を生成することによるコーテイングされた医療装置の製
造方法にも関し、このアミノ基は反応的にコーテイング
された重合体または金属基質表面に沈着したプレポリマ
ー中間体の末端イソシアナート基と直ちに一緒になるこ
とができる。本発明に従う重合体または金属基質表面上
へのコーテイング用に特に有用な出発プレポリマー中間
体には、水溶性ポリエーテルポリオール類および有機ポ
リイソシアナート類から誘導される親水性ポリウレタン
ポリマー中間体が包含される。望ましい生相容性に関す
ると、好適なポリイソシアナート類は脂肪族的に結合さ
れた末端イソシアナート基を含有する脂肪族、脂環式、
芳香脂肪族、および複素環式ポリイソシアナート類を含
む。この種類のイソシアナート基の相対的に遅い反応性
のために、重合体基質のプラズマ処理または金属基質の
化学処理は基質の境界層上に存在する主な望ましい活性
種として急速反応性のアミノ基を生成するような方法で
構成される。従って、プラズマ処理は窒素原子を含有す
るプラズマ気体を用いて実施される。例えば種々のポリ
エチレン類の如き非常に疎水性である重合体基質の場合
には、表面を親水性にする最初の表面処理およびその後
の非常に反応性である官能基を基質上に固定するための
種々の連続的処理を行うことが望ましいと見いだされ
た。特に望ましい高反応性である官能基には、本発明の
コーテイング中間体として好ましく使用される好適なポ
リイソシアナート類およびその親水性PUプレポリマーの
相対的に遅く反応するNCO基と室温において容易に反応
する第１級および第２級アミノ基が包含される。最初の
基質処理段階は一般的には化学的酸化処理、または任意
にフリーラジカルを発生するためのアルゴン（Ar）気体
の存在下での酸素−含有気体に対する１回もしくはそれ
以上のプラズマ−気体露呈からなり、そして連続的な段
階は窒素原子を含有するプラズマ気体を用いて行われる
か、或いは本発明のある態様では、アンモニアおよび／
または酸素−含有気体もしくは酸素／アルゴンプラズマ
気体組み合わせを用いる第一段階のプラズマ処理の直後
に処理された表面と反応する有機アミン−含有気体の適
用により行われる。上記のように、この連続的な段階は
例えばアンモニア、揮発性有機アミン類、またはそれら
の混合物の如きプラズマ気体を用いても実施することも
できる。実質的な成果は、親水性であり且つ本発明に従
い使用されるPUプレポリマーの相対的に遅いNCO基と容
易に反応しうる相当な数の第１級および／または第２級
アミノ基を含有する基質表面を得ることである。例えば
ステンレス鋼もしくはチタン、または鋼、ニッケル、チ
タン、モリブデン、コバルト、およびクロムの金属合
金、または例えばニチノール合金（ニッケル−チタン合
金）およびビタリウム（コバルト−クロム合金）の如き
他の金属合金の基質から製造された案内線または金属管
の如き金属部品の場合には、アミノ基は有機アミノシラ
ンプライマー処理により金属基質表面に結合される。
非常に驚異的なことに、医療装置の製造用に使用され
る重合体物質の表面の幾何学的形状はプラズマ処理によ
り相対的に影響を受けないままである。さらに、プラズ
マ処理パラメーターを注意深く実施するなら、上部に沈
着したイソシアナート−含有コーテイング中間体が表面
上のアミノ基の固定度はヒドロゲル生成段階を受ける前
に早期橋かけ結合しないものであると設定されている。
これらの要素は、低い摩擦係数を得ることが望まれるコ
ーテイング表面の相対的に弾性である生じた分子構造の
移動性を最適にするための実質的な長さおよび限定され
た橋かけ結合度の親水性重合体連鎖を生成するような方
法で重合体生成反応を行うことにより親水性ヒドロゲル
の滑り効果が実質的に改良されると信じられている。コ
ーテイング表面の早期橋かけ結合または過度の橋かけ結
合は、低い摩擦係数の維持、動的な抗力の低下、および
摩擦摩耗を改良することが知られている高い弾性の防止
のために、改良された滑り性を得るために重要であると
信じられている。
本発明の医療装置用にしばしば使用される典型的な重
合体基質には、熱可塑性ポリウレタン類（TPU）、ポリ
エステル類、例えばポリエチレンテレフタレート（PE
T）、ナイロン重合体、例えばナイロン−11およびナイ
ロン−12、ポリエーテルおよびポリエステル重合体のブ
ロック共重合体（例えばデュポンから入手できる種々の
HYTRELRブロック共重合体）、ポリエーテル重合体およ
びポリアミド類のブロック共重合体（例えば、アトケム
から入手できるPEBAXR樹脂シリーズ）、ポリイミド類、
ポリオレフィン類、例えばポリエチレン類（PE）および
ポリプロピレン類（PP）、熱可塑性炭化水素重合体（シ
ェルから入手できるKRATONR、および他の製造業者から
の他の同様な市販の製品）を含む合成炭化水素重合体、
例えばSBR、EPDM、並びに天然ゴムが包含される。血管
形成術で使用されるカテーテル用途用には、TPU、PET、
ナイロン11および12、HYTREL、PEBAX、およびPEから製
造される部品が好適な重合体基質である。冠状血管形成
術で使用されるカテーテルバルーン用には、好適な重合
体基質はPET、ナイロン類およびPEである。
重合体基質表面を、プラズマ処理の前に、例えば潤滑
剤、酸化防止剤、可塑剤、型抜き剤などの如き表面不純
物を除去するために、有機溶媒を用いて約15秒間以下か
ら５、６分間以上までの期間にわたり予備処理すること
がしばしば有利である。これらの不純物は最初の重合体
製造方法からまたは例えば押し出し、射出成形、ブロー
成形などの如きプラスチック成形技術から由来する可能
性がある。この目的のために使用できる典型的な溶媒に
は、アルコール類、例えばメタノール、エタノール、イ
ソプロパノールなど；ケトン類、例えばアセトン、メチ
ルエチルケトンなど；塩素化された炭化水素類、例えば
塩化メチレン、1,1,1−トリクロロエタンなど；炭化水
素類、例えばペンタン類、ｎ−ヘキサン、石油エーテル
類、他のクリーニングスピリッツなど；エーテル類、例
えばジイソプロピルエーテル、ジオキサン、テトラヒド
ロフランなど；並びに上記の混合物が包含される。不燃
性クリーニング溶媒の場合には、表面不純物の除去は当
技術で既知の工程である蒸気脱脂剤により行うことがで
きる。希望により非イオン性、アニオン性、およびカチ
オン性界面活性剤の水溶液を洗浄液として使用し、その
後に水または蒸留水ですすいでプラズマ処理を妨害する
可能性のある表面不純物を除去することも本発明の範囲
内である。重合体マトリックスの一部ではない基質表面
上の不純物を基質との直接的な凝集結合の生成から除去
することができる。同様に、金属基質を有機溶媒で脱脂
しなければならず、または適当な洗剤で洗浄しなければ
ならず、または機械的に粗面化しなければならず、また
は有機シラン、特にアミノシラン、プライマーの適用前
に上記の工程の組み合わせで処理しなければならない。
基質表面上での凝集結合の生成速度はプラズマ処理に
よる重合体基質表面にもしくは化学的処理により金属基
質表面に結合された官能基の反応性、並びに基質に固定
された中間重合体コーテイング中に存在する末端イソシ
アナート基の反応速度に依存する。芳香族環構造に直接
的に結合されている急速反応性NCO基は重合体基質のベ
ースプラスチックもしくはゴム中に存在する種々の相対
的に遅く反応する官能基との凝集結合を、重合体基質の
化学的にもしくはプラズマ処理された表面上にまたは金
属基質の化学的に処理された表面上に形成するように、
することができる。ほとんどの場合、芳香族イソシアナ
ート類およびそれらの誘導体は室温から幾分高められた
温度（約70℃）までにおいて、元々非金属基質中に存在
しているかまたは酸化的−もしくはプラズマ処理により
または例えばヒドロキシルもしくはカルボキシル基を生
成するための他の手段により重合体プラスチックもしく
はゴム基質に固定されているかまたは化学的処理により
金属基質表面に固定されている例えばヒドロキシル、ウ
レタン、ウレア、アミド、カルボキシルなどの如き官能
基との凝集結合を生成する。中間的なプレポリマーコー
テイング溶液中に存在する溶媒の蒸発後にそのような反
応を促進させるために、コーテイングされた基質を40℃
から約70℃以上まで加熱して、最初の基質重合体中に存
在するかまたは種々のプラズマ気体の存在下でのプラズ
マ処理に対する露呈により重合体基質に固定されている
例えばウレタン、ウレア、アミド、カルボキシル、およ
びヒドロキシル基の如き遅く反応する官能基との凝集結
合を生成できる。時には、重合体構成部分としてのNCO
−反応物官能成分を有するかまたは酸化された表面もし
くは表面水分を有するプラズマ処理されていないプラス
チック表面は芳香族ポリイソシアナート類またはそれか
らの誘導体に露呈される時にかなり良好な接着性をもた
らす可能性がある。しかしながら、これらの工程ははる
かに遅く反応するイソシアナート基を含有する多くの市
販の脂肪族、特に脂環式および立体障害のある芳香脂肪
族のジイソシアナート類およびそれらの誘導体の存在下
ではすれすれの結果または不適切な結果しか与えない。
さらに、毒性および／または生相容性の観点からは、芳
香族ポリイソシアナート類およびそれらの加水分解もし
くは生分解芳香族ポリアミン副産物から誘導されるポリ
ウレタン類の使用は、これらの物質が解剖的に接触する
状況では芳香族アミン類が潜在的な有害な発癌性物質で
あるため、あまり望ましくない。これに関すると、医療
装置上の外側コーテイングが例えば血液の如き体液と直
接的に接触する静脈内用途で使用される時には注意を払
うべきである。しかしながら、ある種の芳香族ポリイソ
シアナート類がこれまでに生相容性であることが示され
ている。しかしながら、脂肪族的に結合された末端NCO
基だけを含有する脂肪族、脂環式、芳香脂肪族、および
複素環式ポリイソシアナート類並びにそれらのプレポリ
マーの使用の方が、それらのPU重合体の毒性に関するか
なり低い危険性の理由でそして特にそれらのポリアミン
分解生成物の既知の良好な生相容性の理由で、はるかに
好ましい。
本発明の好適な態様を構成するジイソシアナート類お
よびそれらの誘導体と結合されている上記の脂肪族的に
結合されそしてしばしば立体障害されている末端イソシ
アナート基のかなり遅い反応性のために、本発明により
包括される種々の医療装置用に使用される重合体基質を
プラズマ処理するかまたは／または金属基質を化学的に
処理することが推奨されると見いだされた。プラズマお
よび／または化学的処理は第１級および／もしくは第２
級アミノ基を優先的にまたは少なくとも部分的に重合体
または金属基質の表面に固定するように設定すべきであ
る。コーテイング溶媒を蒸発させる前でも、アミノ基は
プレポリマーコーテイング中間体のイソシアナート基と
瞬間的に反応する。従って、プラズマ処理はアミノ基を
基質表面に固定された官能基の少なくとも実質的な部分
として生成するプラズマ気体の存在下で実施すべきであ
る。アミノ官能基を生成しうるプラズマ気体は窒素をそ
れらの化学的組成物の一部として含有していなければな
らない。従って、プラズマ処理は好適には窒素原子を含
有するプラズマ気体、例えばアンモニア、第１級および
第２級アミン類、亜酸化窒素、窒素、窒素部分を含有す
る他の気体、並びにそのような気体状化合物の混合物を
用いて行われる。相対的に低い温度において蒸気状態で
あるアンモニアおよび低分子量有機アミン類並びにそれ
らの混合物が好適なプラズマ気体である。例えばナイロ
ン11および12の如き親水性重合体、並びに合成炭化水素
エラストマー、または天然ゴムよりむしろ、例えば種々
のポリエチレン（PE）の如き非常に疎水性である基質の
処理の場合には、基質表面を本発明の親水性PUプレポリ
マーとの高い反応性を示す例えば第１級および第２級ア
ミノ基などの如き非常に反応性である官能基の固定前に
基質表面を親水性またはより親水性にすることが有利で
ある。我々が本発明において特に有用であると発見した
アミノ基をポリエチレン基質に固定するための方法には
数種の態様がある。
疎水性プラスチックまたはゴム基質物質を親水性にし
高反応性のアミノ基をそれに固定する本発明の方法の一
つの態様は、先ず、酸素を純粋状態あるいは空気、水蒸
気またはそれらの混合物状で含有するプラズマ気体で基
質物質を処理し、その後に高反応性の第１級または第２
級アミノ基を基質上に固定するための、好適にはアンモ
ニア、気体状態の有機アミン類またはそれらの混合物の
如き窒素含有気体を用いる第二のプラズマ処理段階を含
む二段階工程である。当技術で既知の方法では、酸素含
有プラズマ処理段階がヒドロキシル基、カルボニル基、
カルボキシル基およびそれらの混合物からなる化学基を
固定し、それにより基質をより極性および親水性にし、
次に窒素含有プラズマ気体段階がかなりの数の高度に反
応性のアミン基を基質上に固定する。基質の親水性とア
ミノ官能基との独特な組み合わせが、本発明の非常に親
水性のPUプレポリマー中間体をポリエチレン基質に共有
結合するのに非常に良く適するようである。
疎水性プラスチックまたはゴム基質物質を親水性に
し、高反応性のアミノ基をそれに固定する本発明の方法
の第二の態様は二段階工程であり、当技術で公知の、酸
素、オゾン、過酸化物、酸素−弗素（O2/F2）または空
気弗素混合物、過酸類などの如き酸化的試薬で基質物質
を化学的に処理して基質をより極性および親水性にする
化学的処理の第一段階と、第一段階後に高度に反応性の
第１級または第２級アミノ基を基質上に固定するため
の、好適にはアンモニア、気体状態の有機アミノ類、ま
たはそれらの混合物の如き窒素含有気体の適用を含む第
二段階からなっている。基質の親水性とアミノ官能基と
のこの組み合わせは、本発明の非常に親水性のプレポリ
マーを種々のポリエチレン基質に共有結合するのにも非
常に適している。
疎水性プラスチックまたはゴム基質物質を親水性に
し、高度に反応性のアミノ基をそれに固定する本発明の
方法の第三の態様は二段階工程であり、表面上でフリー
ラジカルを生成しながら例えばアルゴン、またはアルゴ
ンおよびアンモニアの如き非還元性気体により基質をよ
り極性および親水性にさせるためにプラズマ気体を用い
る第一段階の処理と、その直後の高反応性の第１級また
は第２級アミノ基を基質上に固定するための、好適には
アンモニア、気体状態の有機アミン類、またはそれらの
混合物を含む気体状の非−プラズマポストストリームの
適用を含む第二段階の適用を含む。或いは、第二の非−
プラズマ段階の代りに窒素含有気体を高周波またはマイ
クロ波プラズマ放電にかけるプラズマ処理段階を設けて
もよい。ここでも、基質の親水性およびアミノ官能基の
組み合わせは、本発明の非常に親水性であるPUプレポリ
マー中間体を種々のポリエチレン基質に共有結合させる
のに理想的である。
上記の方法の態様に従い処理できる疎水性プラスチッ
ク基質にはポリエチレン類、ナイロン11、およびナイロ
ン12が包含される。
例えば熱可塑性TPU生成物、PEBAXR熱可塑性樹脂のよ
うなポリアミド−ポリエーテルブロック共重合体、ポリ
イミド類、ナイロン６およびナイロン6,6などの化学的
に異なる重合体混合物からなる基質物質から製造される
医療装置、特にカテーテルを、種々の構成物質を含有す
る基質から製造される装置に本発明の共有結合された非
常に親水性のPUプレポリマーを固定する能力を妨害する
ことなく、基質混合物の物質の上にアミノ官能基を結合
させること含む上記の処理にかけることも本発明の範囲
内である。
窒素含有プラズマ気体、例えば、好適にはアンモニ
ア、気体状態の有機アミン類、またはそれらの混合物を
含むプラズマ気体の混合物に直接暴露して第１級および
第２級アミノ基を基質に固定しうる疎水性プラスチック
基質には、プロピレンのホモ重合体（PP）、エチレンお
よびプロピレンの共重合体（EPまたはEPDMエラストマ
ー）、SBRのような合成ゴム、KRATONRのような熱可塑性
エラストマー、および天然ゴムが包含される。
上記の基質は当技術で記載されている条件下で、例え
ば米国特許第5,112,276号に記載されている条件に従
い、プラズマ処理することもできる。
生じた、かなり極性で且つ親水性である基質表面は本
発明の非常に親水性のプレポリマー中間体をそれに結合
させるのに適している。PP、EP、およびEPDMプラスチッ
ク並びにゴムの場合には、プロピレンの重合から生ずる
第３級炭素上でフリーラジカルが発生し、合成および天
然ゴムを含む他の炭化水素エラストマーの場合にはイオ
ン化されたアンモニアまたは有機アミンプラズマがそれ
らの不飽和部位もしくは他の位置で発生するフリーラジ
カルと結び付く。
ポリエチレン（PE）基質に対する連続的プラズマ処理
の適用に使用される方法は、最初に、純粋な酸素もしく
は空気中の酸素、酸素と１種以上の非還元性気体、例え
ばアルゴン（Ar）およびアンモニア（NH3）との混合物
を含有するプラズマ気体で基質物質を処理し、その後ア
ンモニア、低沸点有機アミン類、もしくはそれらの混合
物からなるアンモニア含有プラズマ気体、またはアンモ
ニウム含有ポストストリームを用いた処理を行う。
最初のプラズマ処理ではArの含有が望ましく、その理
由はその相対的に重い質量が基質上に追加のフリーラジ
カル生成を引き起こす傾向があり、それが第二のプラズ
マ処理中でのその後の処理を促進するからである。
一般的には、本発明の方法の上記の態様のいずれかに
従い処理される疎水性基質は非極性であり、この処理に
よってさらに極性にされる。
基質表面を最初に有機溶媒を用いるか、洗剤溶液で洗
浄した後に水ですすぎ、乾燥することにより脱脂して、
基質表面を化学的またはプラズマ処理用に洗浄化し準備
することが推奨される。本発明の種々の態様に従い基質
表面をより極性かつ親水性にした後に、基質を窒素原子
を含有する気体状プラズマに露呈する。好適なプラズマ
気体としてはアンモニアおよび／もしくは有機アミン
類、またはそれらの混合物がある。適する有機アミン類
としては、例えば、構造式R1NH2、R1NHR2、およびH2N−
R3−NH2を有する相対的に低沸点の第１級および第２級
アミン類があり、ここでR1およびR2は炭素数１〜約８、
好ましくは１〜４の１価炭化水素基であり、そしてR3は
炭素数２〜約８、好適には２〜約６の２価炭化水素基で
ある。
適当なアミン類の例としては、メチルアミン、ジメチ
ルアミン、エチルアミン、ジエチルアミン、エチルメチ
ルアミン、ｎ−プロピルアミン、アリルアミン、イソプ
ロピルアミン、ｎ−ブチルアミン、ｎ−ブチルメチルア
ミン、ｎ−アミルアミン、ｎ−ヘキシルアミン、２−エ
チルヘキシルアミン、エチレンジアミン、1,4−ブタン
ジアミン、1,6−ヘキサンジアミン、シクロヘキシルア
ミン、ｎ−メチルシクロヘキシルアミン、エチレンイミ
ンなどが包含される。
種々のプラズマ気体またはそれらの組み合わせを用い
るプラズマ処理方法が当技術で既知であるが、本発明で
使用される方法により主張される特異性は一般的にな
い。
本発明に従うと、プラズマ気体としてアンモニアおよ
び／または有機アミン類、あるいはその混合物を用いる
場合には、プラズマ装置の電極表面積１平方センチメー
トル当たり0.1ワット〜約0.5ワットの発生電力で、約1
3.0MHz〜約14.0MHzの、そして好適には約13.56MHzの高
周波（RF）範囲の周波数が使用される。プラズマ処理
は、プラズマ反応室を約10〜約50ミリトールの希望する
基礎圧力まで先ず排気する。その後、アンモニアおよび
もしくは有機アミン気体またはそれらの混合物を室内に
毎分約50〜約730ml、典型的には毎分200〜650標準mlの
速度でそして約0.01〜約0.5トール、好適には約0.2〜約
0.4トールの気体圧力で流すことにより、反応室を希望
する操作圧力に安定化する。希望する周波数および電力
水準を有する電流が適当な外部電源から電極により供給
される。電力出力は０〜約500ワット、好適には約100〜
約400ワットである。基質の温度はほぼ室温〜約50℃で
あり、処理は一般的には約30秒間〜約10分間の時間にわ
たり行われる。プラズマ室は最初は室温であり、プラズ
マ処理中に室内の温度は分子衝突により60℃を越えない
温度に上昇する。プラズマ処理は連続的にまたはバッチ
式に実施することができる。
バッチ式プラズマ処理の場合には、PLASMA SCIENCE
PS 0350として知られているプラズマ表面処理システ
ムが使用される（カリフォルニア州、フォスターシテ
ィ、ハイモント／プラズマ・サイエンス）。このシステ
ムには反応室、０〜500ワット電力出力で操作可能な13.
56MHzで作動するRF固相発生器、マイクロプロセッサー
制御システム、および完全真空ポンプパッケージが備え
られている。反応室は高さが16.75インチ、幅が13.5イ
ンチ、奥行が17.5インチの自由作業容量を有する。アン
モニアプラズマおよび／または有機アミンプラズマの適
用の場合、装置は約50〜約400ワットの電力出力、毎分
約400〜約730標準mlの気体流速で45秒間以下〜約６分間
までの期間、室温〜約50℃の温度で操作される。好適な
範囲は約0.1トール〜約0.5トールの真空下での、約30℃
〜約50℃の温度における、約15秒間〜約３分間の期間に
わたる、約60〜約120ワットおよび約700〜約730標準ml/
分の範囲内のアンモニアおよび／または有機アミン流速
である。
水素コーテイングの接着性の高い耐久性並びに血液中
の最適な潤滑度および耐久性に関する条件を設定するた
めには、非常に好適な操作方法は約100〜約400ワットの
電力範囲、約200〜約650標準ml/分のアンモニア流速、
約0.1トール〜約0.5トールの真空、約25℃〜約40℃の処
理温度、および約30秒間〜約３分間の露呈時間による処
理からなっている。プラズマ処理および共有結合された
潤滑性ポリウレタンヒドロゲルコーテイングの耐久性に
関する最適化工程は、血液中での露呈サイクルおよび耐
久性に対する動的抗力の評価に基づいて決められる。同
様な好適条件が、プラズマ気体とし亜酸化窒素および窒
素、または窒素部分を含有する他の気体混合物を用いる
場合にも使用される。
PE基質の二重プラズマ処理用の好適な条件の組み合わ
せは以下の通りである： 最初のプラズマ処理用には、O2だけまたはO2/NH3混合
物もしくはO2/Ar混合物からなるプラズマ気体流が使用
される。
O2だけの気体流に関しては、気体圧は約0.01〜約0.09
トール、好適には約0.05〜約0.09トールであり、気体質
量流速は毎分約10〜約100標準ml、好適には毎分約80〜
約100標準mlである。
O2/NH3気体混合物に関しては、気体圧はO2およびNH3
の両者とも約80〜約90mlである。O2:NH3比は約0.5:1〜
約2:1、そして好適には約1:1に保たれる。気体質量流速
はNH3に関しては毎分約100〜約200標準mlであり、O2に
関しては毎分約80〜約100標準mlである。
O2/Ar気体混合物に関しては、気体圧はArに関しては
約300〜約400ミリトールであり、O2に関しては約65〜約
90mlである。O2:Ar比は約0.1:1〜約0.5:1、好適には約
0.25:1に保たれる。気体質量流速はArに関しては毎分約
550〜約650標準mlであり、O2に関しては毎分約80〜約10
0標準mlである。
プラズマ処理時間は３種のプラズマ気体の場合とも約
２分間である。全ての３種のプラズマ気体の場合に関し
て、基礎圧力は約10〜約50ミリトールであり、出力電力
は約０〜約500ワット、好適には約100〜約400ワットで
あり、プラズマ室の温度は処理中は分子衝突により室温
〜約50℃に変動する。
上記の３種のプラズマ気体の１種を用いた最初のプラ
ズマ処理後に、プラズマ室を再び約10ミリトール〜約30
ミリトール、好適には約20ミリトールの基礎圧力まで排
気する。第二のプラズマ処理に関しては、プラズマ処理
時間は約30秒間〜約５分間、好適には約２分間であり、
出力電力は約100ワット〜約300ワット、好適には約200
ワットである。気体圧、気体質量流速およびプラズマ室
の温度を含む他の全ての条件は、上記のNH3気体、有機
アミン気体、またはそれらの混合物を使用する単一プラ
ズマ処理工程用のものと同じである。
基質表面を特にArの如き重い分子でプラズマ処理した
ばかりの時には、表面は多くのフリーラジカルを含有す
る。より多くのNH3分子を表面に結合させてそれにより
表面をより親水性にするための一つの方法がポストスト
リーム処理である。
第二処理段階がポストストリーム処理段階である二重
プラズマ処理方法に関しては、好適な条件は約５分間の
処理時間、０ワットの出力電力、毎分約200〜約650標準
mlのNH3に関する質量流速、および約0.2〜約0.4トール
のNH3気圧である。
酸化防止剤、紫外線および他の光線安定剤、製造過程
での触媒残渣、有機および無機充填剤、例えば炭酸カル
シウム、粘土、医療装置用のＸ線透過性充填剤として用
いられる硫酸バリウム、カーボンブラックおよび他の顔
料などの如き補助的化学物質を含有する重合体状基質も
本発明の方法に従うプラズマ処理用の基質として適当で
ある。
本発明のプラズマ処理は数カ月間にわたり非常にゆっ
くりと衰微することが見いだされている。これが基質表
面と結合されている官能基の酸化的分解または他の徐々
に進行する崩壊工程と関連があるかどうかは確かでな
い。好適な実施法は装置を製作する原料である基質物質
のプラズマ処理を行った後に２か月間もしくはそれ以内
に医療装置をコーテイングすることからなっている。非
常に好ましい方法は、基質物質をアンモニアもしくは有
機アミンプラズマ気体またはそれらの混合物でプラズマ
処理した後２週間もしくはそれ以内にプラズマ処理され
た医療装置をコーテイングすることからなっている。同
様な条件は酸素含有および窒素含有プラズマ気体を含む
二重プラズマ処理にも適用される。
金属基質または金属部品、例えば編組み案内線、金属
管状物、および本発明の医療装置で使用される他の金属
部品、の上に急速反応性の第１級および第２級アミノ基
を固定させる目的のためには、そのような基質をシリコ
ーン分子と結合した反応性アミノアルキル部分を有する
有機シランで処理して実行できる。そのようなアミノシ
ランは水中で急速に加水分解しそして生じたシラノール
は金属表面の反応性種と反応および縮合してそれと共に
非常に安定な凝集性アンカー結合を生成する。加水分解
されそして縮合されたアミノシランのアミノ端部はこの
時点で例えば本発明のプレポリマーコーテイング中間体
のイソシアナート基の如き官能基との反応用に利用でき
る。従って、金属基質上のアミノシランプライマー処理
は例えばプラスチック基質のアンモニアあるいは有機ア
ミンプラズマ処理と同様な効果を与える。
本発明が意図する装置の金属表面をプライマー処理す
るのに適する典型的なアミノシラン類には、例えば、γ
−アミノプロピルトリエトキシシラン（Ａ−1100;ユニ
オン・カーバイド）、予備加水分解されたアミノアルキ
ルシラノール水溶液（Ａ−1106、予備加水分解されたＡ
−1100）、γ−アミノプロピルトリメトキシシラン（Ａ
−1110）、Ｎ−ベーター（アミノエチル）−γ−アミノ
プロピルリメトキシシラン（Ａ−11220）などが包含さ
れる。典型的な水性アミノシランプライマー処理組成物
や約0.5重量％〜約３重量％のアミノシラン化合物を水
中に含有する。加水分解されたアミノシランを金属装置
に浸漬−コーテイングまたは他の手段により適用した後
に、加水分解からの水分およびアルコール類を蒸発によ
り除去し、そしてプライマー処理した表面を本発明の親
水性PUウレタン（PU/UR）付加中間体で一般的方法でコ
ーテイングして生じた親水性PU/UR中間体層を金属基質
上に形成する。コーテイング溶媒の蒸発後に、装置を次
に異なるヒドロゲル重合体の水溶液にあてて本発明で使
用される標準的な方法に従い「混合された」滑らかな表
面コーテイングを形成する。
本発明に従うと、親水性ポリウレタンコーテイング中
間体の製造用に使用できるイソシアナートプレポリマー
には、水溶性の一−または多官能性のポリエーテル類、
コポリエーテル類、並びに1,2−アルキレンオキシドか
らのブロックコポリエーテル類、並びに1,2−アルキレ
ンオキシド類およびテトラヒドロフランまたはテトラヒ
ドロピランからの別のコポリエーテル類と脂肪族、脂環
式、芳香脂肪族、芳香族および複素環式ポリイソシアナ
ート類並びにそれらの誘導体よりなる群から選択される
有機ポリイソシアナート類とのプレポリマー反応生成物
が包含される。そのようなイソシアナートプレポリマー
中間体用の出発物質として使用される好適なポリエーテ
ル類には、エチレンオキシドの水溶性ホモポリエーテル
類、エチレンとプロピレンオキシド類のコポリエーテル
類、エチレンと1,2−ブチレンオキシド類のコポリエー
テル類、上記の全ての1,2−アルキレンオキシド類の混
合物からのコポリエーテル類、並びにエチレンオキシド
とテトラヒドロフランのコポリエーテル類が包含され
る。非常に好適なコポリエーテル類は、約70〜約85重量
％のエチレンオキシドおよび約15〜約30重量％のプロピ
レンオキシドの二−および三−官能性コポリエーテル類
である。約17.5〜約25重量％のプロピレンオキシドを含
有するコポリエーテル類が特に好適であり、その理由は
それらが室温で液体であり、そのことが生成するプレポ
リマー付加物の取り扱い性を非常に容易にするが、これ
は室温よりかなり低い温度においても液体のままである
ことによる。中程度の水準のプロピレンオキシドは生成
するコポリエーテル類の水中での溶解度を減じることは
なく、そして該コポリエーテル／ポリイソシアナート付
加物からの最終的なヒドロゲルの親水性は潤滑性耐摩耗
性ヒドロゲルコーテイングの製造用に著しく適する。そ
のような性質は、PU/PURヒドロゲルを多糖類、それらの
種々の塩類、特にアルカリ塩類、高分子量ポリ（エチレ
ンオキシド）類、および約10,000〜約340,000の分子量
を有するPVP重合体からの易水膨潤性ヒドロゲルの群に
属する少なくとも１種のもしくはそれ以上の異なるヒド
ロゲル重合体と「混合する」ことによりさらに改善され
る。
そのような水溶性多官能性ホモポリエーテル類および
コポリエーテルポリオール類並びに一官能性ホモポリエ
ーテルおよびコポリエーテルアルコール類の製造方法は
当技術で既知である。典型的には、一官能性ポリエーテ
ルアルコール類および多官能性ポリエーテルポリオール
類は、アルカリ触媒の存在下での１価アルコール類もし
くはフェノール類、または多価アルコール類もしくはフ
ェノール類に対する1,2−アルキレンオキシド類の添加
により、誘導される。エチレンオキシドおよびテトラヒ
ドロフラン、またはそれより大きい環式オキシド類から
のコポリエーテルジオール類は一般的には当技術で既知
のように触媒としてのルイス酸の存在下で製造される。
1,2−アルコキシル化反応用の典型的な一官能性および
多官能性出発物質は、例えば、メタノール、エタノー
ル、イソプロパノール、ブタノール、アミルアルコール
類、ヘキサノール、２−エチルヘキサノール、ラウリル
アルコール類および他の脂肪アルコール類、フェノー
ル、クレゾール類、高級アルキルフェノール類、ナフト
ール類など；水、エチレングリコール、ジエチレングリ
コール、プロピレングリコール、ジプロピレングリコー
ル、1,4−ブタンジオール、1,6−ヘキサンジオール、ネ
オペンチレングリコール、レソルシノール、ヒドロキノ
ン、ビスフェノールＡ、キシレノール類、グリセロー
ル、トリメチロールプロパン、ペンタエリトリトール、
α−メチルグルコシド、ソルビトールなどである。水お
よび低炭素数グリコール類が二官能性ポリエーテル類お
よびコポリエーテル類用の一般的に好適な出発物質であ
り、低炭素数三官能性ヒドロキシル化合物は三官能性ポ
リエーテルおよびコポリエーテル中間体の製造用の一般
的に好適な出発物質である。それより高官能性の化合
物、例えば四官能性および六官能性ヒドロキシル化合物
も使用できるが、それらは一般的には市販生成物の比較
的高分子量形としては入手できない。エチレンおよびジ
エチレングリコール類またはプロピレンおよびジプロピ
レングリコール類が二官能性コポリエーテルジオール類
の製造用の非常に好適な出発物質であり、そしてグリセ
ロールおよびトリメチロールプロパンがエチレンおよび
プロピレンオキシド類からの三官能性コポリエーテルト
リオール類の製造用の非常に好適な出発物質である。
本発明の親水性イソシアナートプレポリマーの製造用
の出発物質として使用される二−およびそれより高い官
能性のヒドロキシル−末端ポリエーテルおよびコポリエ
ーテルアルコール類およびポリオール類は１個のヒドロ
キシル当たり約500未満〜約20,000超の範囲内の当量（E
W）を有する。この一般的な範囲内で、二官能性ポリエ
ーテルジオール類およびコポリエーテル類に関する好適
なEWは約1,000〜約10,000であり、そして非常に好適な
値は約1,500〜約5,000の範囲である。さらに上記の広い
範囲内で、1,2−エチレンオキシドおよび1,2−プロピレ
ンオキシドからのグリセロールおよびトリメチロールプ
ロパンコポリエーテルトリオール付加物に関する好適な
EW範囲は約1,500およびそれ以下〜約7,500もしくはそれ
以上であり、これらの三官能性生成物に関する最も好適
なEW範囲は約1,750〜約2,750である。これらのポリエー
テルジオール類およびそれより高官能性のポリエーテル
ポリオール類のEW値は例えばASTM方法Ｄ−4274−88の如
き当技術で既知の分析技術によるヒドロキシル基のフタ
ル化またはアセチル化により測定することができる。
既知のように、1,2−アルキレンオキシド類からの上
記のポリエーテル付加物は一般的には一価および多価ア
ルコール類またはフェノール類に対する塩基触媒作用を
受ける酸化物付加により製造される。典型的なオキシア
ルキル化触媒はアルカリ土類金属、例えばナトリウムお
よび特にカリウム、の水酸化物およびアルコキシド類で
ある。そのような触媒の例は多官能性ポリエーテル類の
製造用の水酸化カリウムおよびナトリウム、並びに希望
するポリエーテル類が一官能性であることを意図する時
の低級一価アルコール類およびフェノール類のナトリウ
ムおよびカリウムアルコキシド類、例えばメトキシド
類、エトキシド類、フェノキシド類、などである。その
ような触媒は一般的には、製造される酸化物付加物を基
にして、約0.05重量％から約0.3超重量％までの水準で
使用される。しかしながら、触媒残渣はイソシアナート
類の望ましくない副反応、例えばイソシアナート類の三
量化および二量化、またはプレポリマー段階中に生成し
たウレタン類からのアロファント類の生成、ウレアおよ
びビウレット誘導体の生成、または別の望ましくない副
生物に触媒作用を与えるため、触媒残渣をポリイソシア
ナート類との反応の前に除去しなければならない。従っ
て、それらはイオン交換反応またはオキシアルキル化段
階後に他の手段により除去しなければならない。同様
に、酸性触媒、例えばルイス酸、を用いて重合が行われ
る場合には、それらはイソシアナート基とヒドロキシル
−末端ポリエーテル類との反応を遅らせるため、それら
も既知の方法により除去しなければならない。望ましく
ないアルカリ金属の存在はすでに制定されている分析工
程（ASTM D−4668−87）により試験することもできる。
これに関しては、プレポリマー反応段階中の複雑さを避
けるためにポリエーテル中のナトリウムおよびカリウム
金属は０〜10ppmの範囲内、好適には約5ppm未満でなけ
ればならない。
さらに、ヒドロキシルを含有する強く水を吸収するポ
リエーテル類が対応するプレポリマーを製造するための
ポリイソシアナートとの反応の前に非常に低水準の水を
含有することも重要である。水分はウレア基の生成およ
びその後のコーテイング段階を妨害するビウレット橋か
け結合反応による該プレポリマーのその後のゲル化をも
たらす可能性がある。従って、例えばトルエンもしくは
キシレンの如き芳香族炭化水素との共沸蒸留により、約
５トール未満〜約10トールの圧力において100゜〜120℃
において注意深く真空乾燥することにより、または共沸
蒸留と真空乾燥の組み合わせにより、そのようなポリエ
ーテル類を乾燥することが推奨される。
触媒の除去後に、生じたポリエーテルジオール類およ
びそれより高官能性のポリエーテルポリオール類は酸化
防止剤により空気の存在下での酸化から保護しなければ
ならない。商業的な実施法で使用される酸化防止剤のほ
とんどは生相容性でなく且つ体液中での臨床使用のため
に使用されるタイプの医療装置を含む用途には有用でな
い。しかしながら、本発明の医療装置の相対的に短い挿
入時間のために、例えばIRGANOX 1010、IRGANOX 1976
（チバ−ガイギー）、SANTONOX R（モンサント）、およ
び同様な化合物の如き酸化防止剤が、他の用途において
は低い毒性度を示したため、血液流中での相対的に短い
使用には許容可能であると考えられる。酸化防止剤水準
は一般的には、ヒドロキシル−末端ポリエーテル中間体
を基にして、約0.01重量％〜約0.05重量％である。
本発明の親水性ポリエーテルおよびコポリエーテルプ
レポリマー中間体の製造用に適するポリイソシアナート
類には、W.Siefken in Annalen der Chemie,Volume 36
2,pages 75−136、および当技術で既知の多くの他の文
献に記載されているタイプの脂肪族、脂環式、芳香脂肪
族および複素環式ポリイソシアナート類が包含される。
特に好適なポリイソシアナート類には市販のジイソシア
ナート類、例えば1,4−テトラメチレンジイソシアナー
ト（ダッチ・ステート・マインズ）、1,6−ヘキサメチ
レンジイソシアナート（HDI）、HDIの三官能性ビウレッ
トおよびイソシアナート誘導体（マイルス・コーポレー
ション、重合体部門、オリン・コーポレーション、オリ
ン・ケミカルズ）、イソホロンジイソシアナート（IPD
I）、DESMODURF WR（マイルス・コーポレーション、重
合体部門）として知られるメチレンビス（４−シクロヘ
キシレンジイソシアナート）類の異性体混合物、ｍ−キ
シリレンジイソシアナート、TMXDI−metaR（サイテック
・インダストリーズ・インコーポレーテッド、スタンフ
ォード、コネチカット）として知られるｍ−テトラメチ
ルキシリレンジイソシアナート、ｐ−テトラメチルキシ
リレンジイソシアナート、ビス（イソシアナートメチ
ル）1,3−シクロヘキシレンの異性体混合物（ミツビシ
・ガス・ケミカル、カンパニー・インコーポレーテッ
ド、東京、日本）、およびトランス1,4−シクロヘキシ
レンジイソシアナートが包含される。多数の上記のジ−
およびポリ−イソシアナート類が市販されている。それ
らは非常に低い毒性を示すことが知られているアミン加
水分解生成物を生成することが知られているため、それ
らのほとんどは生相容性ポリウレタン重合体を生成する
ことが知られている。これはHDI、IPDI、DESMODURF WR
の場合に示されており、そしてTMXDIおよび上記の他の
市販のジイソシアナート用に有効であると予期される。
本発明の目的のために非常に好適なポリイソシアナート
類には脂肪族、脂環式、および芳香脂肪族イソシアナー
ト類が包含される。商業的な入手性のために特に好適な
ポリイソシアナート類には1,6−ヘキサメチレンジイソ
シアナート、そして特に全てが低い毒性を示すその三官
能性イソシアヌレートおよびビウレット誘導体、イソホ
ロンジイソシアナートおよびその三官能性イソシアヌレ
ート誘導体、DESMODURF WR、およびTMXDI−metaRが包含
される。
本発明の目的のためには、上記のポリエーテル類から
製造される親水性ポリエーテルおよびコポリエーテルプ
レポリマー付加物は好適には１当量のポリエーテルヒド
ロキシル化合物当たり約２当量のイソシアナート成分と
反応して、対応するウレタン重合体への転化用に利用で
きるヒドロキシル基の全てではないがほとんどを反応さ
せる。さらに、上記のジイソシアナート類を連鎖延長剤
として使用してポリエーテルジオール類またはコポリエ
ーテルジオール類から誘導される二官能性プレポリマー
の連鎖の長さを増加させることができる。この場合に
は、反応物の相対的な割合は連鎖延長作用を均衡化する
ように調節される。ほとんどの場合、脂肪族結合された
イソシアナート基はTMXDIのように立体障害構造にされ
ており、第２級炭素原子（＝CH−NCO）または第３級炭
素原子［−Ｃ（CH3）２−NCO］と結合されており、それ
らの全てはプレポリマーの製造用のイソシアナート触媒
の使用を必要とするようなプレポリマー生成を十分遅延
させるために寄与する。例えばHDIおよびその誘導体の
如きそれより幾らか急速反応性の数種のポリイソシアナ
ート類、他の直鎖状の障害構造でないアルキレンジイソ
シアナート類、またはｍ−およびｐ−キシリレンジイソ
シアナート類では、プレポリマー付加反応は希望により
触媒なしで実施することができる。しかしながら、これ
らの物質では接触プレポリマー方法の方が一般的により
価格−効果的である。
遊離ジイソシアナートとして毒性が中程度であるTMXD
Iを例外として、全ての他の場合には、未反応の遊離ジ
イソシアナートの存在を最少にするような方法でプレポ
リマー製造を実施することが推奨される。これはNCO/OH
反応物比の妥当な選択並びに／またはプレポリマーの製
造中の適当な触媒および触媒水準の選択により行うこと
ができる。さらに、未反応の遊離ジイソシアナート類を
当技術で既知の工程である薄膜蒸発器により除去するこ
ともできる。高度に立体障害を受けそして遅く反応する
ジイソシアナート類の場合には、触媒の使用が絶対的に
推奨されそして実際に出発ポリエーテルポリオール中間
体の実質的に全てのヒドロキシル基を反応させるには必
須である。
本発明のポリエーテルポリオール類および遅く反応す
る脂環式イソシアナート類であるDESMODUR WRおよびIPD
I並びに別の遅く反応するポリイソシアナート類からの
ポリウレタンプレポリマーの製造を含むプレポリマー付
加生成反応は好適には許容可能な製造条件を得るために
触媒の存在下で実施される。この目的のために有用な代
表的な錫触媒にはジアルキル錫ジアシレート類、ジアル
キル錫オキシド類、およびアクリル酸第一錫が包含さ
れ、その理由はそれらがそのようなイソシアナートの三
量化反応に触媒作用を与えることが知られておらず且つ
それがヒドロキシル−イソシアナート反応用の強力な触
媒であるからである。好適な錫触媒は市販の錫化合物、
例えばジラウリン酸ジブチル錫およびオクトン酸第一錫
であり、それらは10〜20ppmの濃度で約50℃〜約75℃の
反応温度においてそして約２時間〜約６時間以下の反応
時間にわたり優れた結果を与えることが見いだされた。
中程度の触媒水準でもこれらの物質を生医学用途に適合
させることができ、それは本発明の重要な特徴である。
それとは対照的に、上記のイソシアナート類およびポリ
エーテルポリオール類との触媒作用を受けない反応は12
〜24時間後でも完了しなかった。錫化合物以外の多くの
他の遷移金属触媒も第３級アミン類とのイソシアナート
プレポリマー反応に触媒作用を与えうるが、それらのほ
とんどは有毒であり且つ生相容性でないため、そしてま
たそれらのほとどがイソシアナートプレポリマーの早期
ゲル化をしばしばもたらすイソシアナート三量化反応に
触媒作用を与えるため、それらの使用は本発明の目的の
ためには非常に望ましいものではない。
急速に反応する直鎖状アルキレンジイソシアナート類
および障害構造でない芳香脂肪族ジイソシアナート類の
場合には、プレポリマー付加生成は希望により錫触媒な
しで行うこともできる。典型的な反応条件は、ポリイソ
シアナート類を本発明のポリエーテルジオール酸および
ポリオール類と約70℃〜約90℃の温度において約４時間
〜約12時間もしくはそれ以上の期間にわたり急速に反応
させるような反応を含む。完成したプレポリマー付加物
の最終的なNCO含有量は湿潤化学的ジブチルアミン分析
法または同様な分析工程（ASTM D−4666−87）により測
定することができる。
工程成分の取り扱い性を増加させるのに適する溶媒の
存在下でプレポリマー製造を行うこと、発熱反応工程を
穏やかにすること、並びに反応段階で使用されるものと
同じまたは他の溶媒を含む最終的なコーテイング組成物
を製造する前にプレポリマーの溶液を得ることは本発明
の範囲内である。生成する中間体が比較的低い粘度並び
に比較的良好な取り扱いおよび貯蔵特性を示すため、プ
レポリマー製造中の適量の溶媒の使用が好ましい操作工
程である。プレポリマー製造段階中に適当な反応条件を
得るという目的のためには、プレポリマー合成で使用さ
れる反応物の合計固体含有量は例えば約20重量％〜約80
重量％程度の高さまで広い範囲にわたり変えることがで
きる。好適な範囲は約30重量％〜約70重量％であり、そ
して最も好適な範囲は約40重量％〜約60重量％である。
プレポリマー方法で使用される溶媒は水を含んでいては
ならず（「ウレタン−等級」溶媒）、そしてこの方法で
使用されるイソシアナート類と非反応性でなければなら
ない。そのような溶媒はしばしば市販されているかまた
はポリウレタン技術で既知の工程である分子ふるいによ
り適当に乾燥することができる。プレポリマー製造用に
特に有用な溶媒は芳香族炭化水素類、例えばベンゼン、
トルエン、キシレン類などである。反応用の非常に好適
な溶媒濃度は約40重量％〜約60重量％の溶媒であり、そ
して反応の完了後に同じ溶媒が好適には中間体を簡便に
貯蔵するために約25重量％の固体含有量となるまで希釈
するために使用される。そのような溶媒は触媒作用を受
けないプレポリマー付加製造用にも有用であり、その理
由はこの工程がその後の望ましいコーテイング組成物に
他の溶媒を用いる希釈および希釈の前にしばしば非常に
粘着性であるプレポリマー物質の取り扱い性を増加させ
るためである。プレポリマー方法で使用される溶媒は好
適にはプレポリマー重合製造用に使用される反応温度よ
り高い沸点を有していなければならないが、その後の医
療装置または他の対象のプラズマ処理された物質のコー
テイング操作後の希釈剤の簡便な蒸発を可能にするのに
十分なほど低い沸点でなければならない。さらに、溶媒
はその後のコーテイング操作中に医療装置の基質物質と
して使用される構成物質にとって有害であってはならな
い。芳香族炭化水素類が一般的にこの目的のために非常
に好ましく、その理由はこれに関してはそれらの反応性
が強くなく、それでも本発明のポリエーテルポリオール
類およびイソシアナート反応物が互いに可溶性であるた
めそれらが均質な反応条件を得るための優れた溶媒でも
あるからである。
親水性PUプレポリマー付加中間体を含有する最終的な
コーテイング溶液を、相対的に低沸点の溶媒、例えばペ
ンタン類、ヘキサン類、塩化メチレン、アセトン、メチ
ルエチルケトン、メチルtert.ブチルエーテル、または
プラズマ−もしくはアミノシラン−処理された基質のコ
ーテイング後に蒸発を加速しうる他の溶媒により、希望
する濃度まで希釈する。コーテイング溶液の典型的な固
体含有量は約１重量％〜約20重量％もしくはそれ以上の
重合体固体分まで変動できる。好適な固体含有量は約1.
5重量％〜約８重量％に変動でき、そして非常に好適な
コーテイング溶液は約２重量％〜約４重量％の重合体固
体含有量を有するものである。そのようなコーテイング
を浸漬−コーテイング、噴霧または他の手段により適用
する。コーテイングの沈着後に、それをほぼ室温〜約60
℃に変動する温度において自然乾燥する。コーテイング
沈着中に、PUプレポリマー付加中間体のNC基の一部が、
処理された重合体または金属表面上に沈着したアミノ基
と反応し、そして基質表面と現時点で共有結合する親水
性PU/URプレポリマーを製造する。溶媒の蒸発後に、装
置を異なるヒドロゲル重合体の水溶液または分散液中に
浸漬しそして異なる親水性重合体の最終的な「混合され
た」ヒドロゲルを製造する。
最後に、本発明の水溶性の異なるヒドロゲルは約10,0
00〜約340,000の分子量を有する低、中、および高分子
量形のポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）を含む。それらは
本発明の親水性PU/URプレポリマー付加物と「混合され
た」ヒドロゲル重合体の製造中に希水溶液として使用す
ることができる。POLYOXR重合体は通常はNCO−反応性基
を有していないためそれらはグラフト反応に参加しうる
ことはなさようであるが、それらはPU/PURヒドロゲル重
合体との複雑な重合体網目構造を形成するかまたはそれ
らが本発明のPU/URプレポリマーからのヒドロゲル重合
体の製造中に会合重合体を製造すると信じられている。
いずれの場合も、異なる重合体の水溶性ヒドロゲルを用
いる水性ヒドロゲル製造は血液中で試験した時に非常に
良好な性能を示す潤滑性で耐摩耗性でそして予期せぬほ
ど耐久性のある混合されたバリアーコーテイングを生成
する。本方法はPOLYOXR重合体からの「滑らかな」コー
テイングに関して示唆されている先行技術工程より価格
−効果的である。
「混合された」ヒドロゲル重合体の製造は本発明の親
水性PU/UR重合体付加物を水および場合により異なる水
性多糖重合体、それらの金属塩類、ポリ（エチレンオキ
シド）ホモ重合体、またはPVPヒドロゲル中に溶解させ
た反応性ポリアミン連鎖延長剤と反応させることを含
み、そして触媒作用を受けるまたは触媒作用を受けない
反応として行うことができる。ヒドロゲル生成を加速す
るために用いる典型的な触媒は、ポリウレタン技術で公
知である種々な第３級アミン触媒である。それらには相
対的に高沸点の水溶性第３級アミン類が包含されるが、
低沸点の水溶性第３級アミン触媒はコーテイングから中
程度の熱および真空の適用により容易に除去できるため
該触媒の使用が非常に好適である。この目的に適する代
表的な水溶性低沸点アミン触媒には、Ｎ−トリメチルア
ミン、Ｎ−ジメチルメチルアミン、Ｎ−メチルジエチル
アミン、Ｎ−トリエチルアミン、Ｎ−トリプロピルアミ
ン、Ｎ−ジメチルプロピルアミン、N,N′−テトラメチ
ルエチレンジアミンなどが包含される。しかしながら、
それらを水洗により、または好適には刺激問題もしくは
生相容性問題を避けるためにそれらが人間の皮膚や細胞
流体と接触するのを避ける蒸留技術により、ヒドロゲル
コーテイングから除去することが重要である。室温にお
ける約６〜８時間以内ないし約30分間もしくはそれ以下
にわたる「混合された」ヒドロゲル重合体の製造時間を
短縮するためには、水性ヒドロゲル重合体中の上記の第
３級アミンに関する典型的な触媒水準は約0.01重量％〜
約0.2重量％もしくはそれ以上の範囲でなければならな
い。しかしながら、そのような触媒の使用は非常に推奨
されるものであるが、それらを臨床的装置の使用前に確
実に除去するために注意を払わなければならない。異な
るヒドロゲル重合体の水中濃度は、重合体の分子量およ
び該溶液に固有の粘度によるが、約0.25重量％以下〜2.
5重量％以上で変動する。
本発明の「混合された」ヒドロゲル重合体の製造用の
より好適な触媒方法は、「混合された」PU/URヒドロゲ
ル重合体を急速に製造するための異なる水性ヒドロゲル
重合体中の水溶性反応性二官能性もしくはそれより高官
能性のアミン類の使用を含む。この技術は、反応性ポリ
アミンがヒドロゲル製造中に消費され、たとえあるとし
ても小さな問題である触媒の除去を行えばよいという固
有の利点を有する。ポリアミン類は、重合体または金属
基質と結合されているPU/URヒドロゲル中間体の遊離イ
ソシアナート基との接触で瞬間的に製造されるウレア基
としてヒドロゲル重合体中に加えられる。このタイプの
代表的な水溶性の反応性ポリアミン類には、例えば、エ
チレンジアミン、1,2−プロピレンジアミン、1,3−プロ
ピレンジアミン、1,4−ブタンジアミン、1,6−ヘキサン
ジアミン、ジエチレントリアミン、ピペラジンなど、ま
たはそれらの混合物が包含される。エチレンジアミンが
非常に好適な反応性水溶性反応物である。室温ないしわ
ずかにそれより高い温度における「混合された」ヒドロ
ゲル重合体の急速硬化を行うためには、反応性ジアミン
類の触媒濃度は約0.01重量％もしくはそれ以下〜約0.25
重量％もしくはそれ以上の範囲内に保つ。この技術で
は、ヒドロゲル生成は約30分間もしくはそれ以下〜約４
時間もしくはそれ以下の期間内で起き、それは反応性触
媒濃度および30秒間もしくはそれ以下〜10分間程度もし
くは希望によりそれより長い変動する浸漬工程中の浸漬
時間に依存する。実験的なコーテイング工程およびその
後のコーテイングされた検定試料の物理的特性の下記の
条件に従うウシの血液中での測定により、最適条件が最
も良く決められる。
本発明のヒドロゲルコーテイングは湿潤状態で貯蔵す
ることもできるが、それらをヒドロゲル中に存在する大
量の水分の蒸発により乾燥状態にすることが好ましい。
装置は当技術で使用されている一般的な方法により乾燥
の前または後に安定化することができる。ヒドロゲルか
らの水分の除去は例えば室温〜約50℃もしくはそれ以上
のわずかに高められた温度において、装置を約５トール
もしくはそれ以下〜約20トールもしくはそれ以上の真空
にあてながら、実質的に全ての水分を除去するのに十分
な時間にわたり行うことができる。臨床的使用の前に食
塩水または他の水性媒体への露呈で、親水性表面コーテ
イングは例えば１〜２分間もしくはそれ以内の短時間内
にその前の特性に完全に戻される。
下記の実施例は本発明の種々の面をさらに説明するも
のである。それらは何らかの方法で限定しようするもの
ではない。本発明の範囲は特許請求の範囲により示され
ている。請求の範囲内の本発明の種々の面の他の態様は
当技術の専門家に明らかになるであろう。実施例は、基
質重合体をプラズマ処理し、本発明の親水性イソシアナ
ートプレポリマーを製造し、処理された基質にそれを共
有結合的に固定し、そして次に結合された親水性トップ
コートを同時に少なくとも１種の他の異なる水性ヒドロ
ゲル重合体と一段階で混合することにより潤滑性ヒドロ
ゲルに転化させて本発明の最終的な潤滑性ヒドロゲルを
製造することを含んでいる。それらは、コーテイングさ
れた装置の機械的性能、それらの耐摩耗性、および血液
中の機械的抗力の負荷に対するそれらの耐性も示す。実
施例は血液中の本発明の潤滑性コーテイングの動的な性
能および耐久性の両者の測定用に適する工程も概略記載
している。
定義 以下に示されている実施例および明細書中で使用され
ている下記の定義、記号、語句、および略語はここに示
された意味を有する： 1.ポリオール類の分子量（MW）は官能基が既知であると
仮定してASTM D−4274−88に従いポリオール類の実験的
に測定されたヒドロキシル数を用いる数平均分子量であ
る。
2.ポリオール類の当量（EW）は分析的に測定されたヒド
ロキシル数を基にして計算されたポリオール類の数平均
当量である。
3.イソシアナート当量（EW/NCO）はASTM D−4666−87お
よび／または先行技術で既知の同等な試験方法に従いプ
レポリマーの％NCOの測定を基にして計算されたイソシ
アナートプレポリマーの数平均当量である。商業用の単
量体状ジイソシアナート類、それらの誘導体、およびHY
POL PreMA−Ｇ−50プレポリマーに関しては、公表され
たデータが存在する。
4.「ml」はミリリットルを示す。
5.「トール」は水銀圧のミリメートル（mm）を示す［１
気圧＝760トール（mmHg）］。
6.「ppm」は100万部当たりの部数を示す（触媒濃度、金
属含有量）。
7.AMBERLYST 15（ローム・アンド・ハース）は非水性反
応用に一般的に使用される強酸性の多網状イオン交換樹
脂を示す。
8.AMBERLYST A−21（ローム・アンド・ハース）は非水
性系からの酸性アニオンの除去用の弱塩基性の多網状イ
オン交換樹脂を示す。
9.「ウレタン−等級」は本発明のイソシアナートプレポ
リマー反応用の希釈剤および本発明のプレポリマーコー
テイング溶液として使用される特別に乾燥されおよび／
または蒸留された溶媒を示す（乾燥機は通常は4UOP分子
ふるいタイプ4A、または同等な物質を含む）。
10.「シリコーン」コーテイングは装置に適用されたDOW
CORNING MDX4−4159のｎ−ヘプタン中２％溶液を含
む。DOW CORNING MSDSデータシートによると、MDX4−41
59は34％のストッドダード溶媒、15％のイソプロピルア
ルコール、１％のジメチルシクロシロキサンおよび50％
のジメトキシシリルジメチルアミノエチルアミノプロピ
ルシリコーン重合体を含有する溶液である（全ての成分
は重量％で表示されている）。
11.「リンゲル溶液」は0.86グラムのNaCl、0.03グラム
のKCl、および0.033グラムのCaCl2を100mlの精製水中に
含む等張性食塩水溶液である。
12.実施例１、表１中の「脚注１〜17」は本発明の親水
性ポリエーテルプレポリマーの製造で使用される水溶性
ポリエーテル反応物およびポリイソシアナート類の化学
的性質を記載している。
13.HYPOL PreMaRG−50は約0.4ミリ当量のNCO/グラムを
含有するマサチュウセッツ州、レキシントンのハンプシ
ャー・ケミカル・コーポレーションから入手できるIPDI
（イソホロンジイソシアナート）をベースにした親水性
ポリエーテルプレポリマーを含む。
14.パリソンは棒状または管状の空白部であり、そこか
ら医療装置用のバルーンがその後にブロー成形により製
造される。パリソンはプラスチック基質物質の直接的な
押し出しにより成形されている。プラスチックパリソン
は試験基質として有用であり、そしてここでは実施例中
に使用されており、その理由はそれらの幾何学的均一性
のために容易にプラズマ処理できそしてそれが容易に抗
力測定に適合しうるからである。
15.親水性という語は、上部の水滴が該基質の表面上で
容易に球を形成しないがその代わりに水滴が基質と90゜
より小さい接触角度をとりそして基質の表面上で容易に
フィルムを形成する傾向がある基質をさす。親水性基質
は水を吸収しそしてそれらの乾燥重量よりはるかに大き
い重量となるまで膨潤する傾向があるかもしれない。
実施例 動的抗力試験方法 冠状血管形成術で使用されるコーテイングされたカテ
ーテル管またはバルーン装置上で抗力を測定する目的の
ためには、先行技術との、そして本発明の親水性コーテ
イングの異なる重合体組成との間の信頼のおける比較を
行う適用可能な試験方法を開発する必要があった。さら
に、試験を異なる水性媒体、例えば蒸留水、食塩水溶液
（リンゲル溶液）、血漿および血液の中で試験を行って
臨床装置が受ける可能性がある大半の臨界使用環境の影
響を研究することも決められた。
本発明のプラスチック管上の抗摩擦コーテイングに関
する摩擦および耐久性の測定用の試験方法は下記の工程
からなっていた： 装置:INSTRON引っ張り試験器、20ポンド負荷セル、試
験範囲０−500グラム、クロスヘッド速度20インチ／分
前後、４インチストローク、自動サイクル。
試験備品：コーテイングされたプラスチック管試験試
料を支持するための摩擦表面を有するClamshell組み立
て部品。摩擦表面はマイアミ州、グランド・ラピズのガ
ーズマン・プロダクツ・インコーポレーテッドのコンシ
ューマー・プロダクツ部門から商業的に入手できそして
主要な食品市場で販売されている商業用クリーニング製
品SCRUNGERであった。柔軟なポリウレタンフォームマト
リックス上に表面コーテイングされた粉砕された剛性摩
耗性PUからなるSCRUNGERバッドを１×1.75インチの長方
形に切断した。摩擦表面を湿潤液体で湿らせそして摩耗
表面を内側にして半分に折った。管状試験試料をこの折
られた摩耗表面内に入れそして試験備品中に置いた。
試験パリソン：試験パリソンは約６〜約８インチの長
さおよび0.07〜0.095インチの外径（OD）、および0.04
〜0.07インチの内径（ID）を有する薄壁プラスチック管
であった。試験サンプルが軟らかすぎそして戻りサイク
ル中に反ってしまう場合には、0.066インチODの編組み
線の棒を試験試料の中に挿入した（HYTRELおよび他の相
対的に柔軟な管状物）。
湿潤媒体：試験した湿潤媒体は蒸留水、リンゲル溶
液、血漿、および脱線維素した牛の血液であった。媒体
を試験備品の上部で毎分10〜20滴の速度でシリンジポン
プを用いる毛管により連続的に管に送った。
試験工程：必要なら、編組み線の心棒を試験サンプル
中に入れた。摩擦表面を適当な試験流体で湿らせた。摩
擦表面を試験サンプル上で折り、２つの組み合わせを試
験備品の中に入れそして備品を閉じた。試験サンプルの
上端部を負荷のセル上でクランプ中で挟んだ。INSTRON
試験機械を始動し、そして抗力測定を１、５、10、20、
および40行程で記録した。
実施例１−プレポリマー合成における使用のための市販
の化合物を基にした親水性ポリエーテル前駆体の精留 最初に、アンモニアプラズマ処理された表面に固定し
ようとするPUヒドロゲル物質の評価のために選択された
出発物質はイソホロンジイソシアナート（IPDI）および
水溶性コポリエーテルポリオールを基にした市販のPUヒ
ドロゲル中間体であるHYPOL PreMaRG−50からなってい
た。このプレポリマーは本発明のPUヒドロゲルの製造用
に適すると思われる構造を有する。さらに、非常に滑ら
かな生相容性ポリウレア重合体を製造することも説明さ
れた。従って、この生成物を医療装置用に興味がもたれ
るアンモニアプラズマ処理された基質に対する共有結合
されたヒドロゲルを完成するための試験において最初に
試験した。しかしながら、この生成物が非常に多くの量
の未反応のコポリエーテルヒドロキシルを含有していた
ことがすぐ明らかになった。
１個の高分子当たり１〜約３個のヒドロキシル基を含
有する商業用水溶性ホモポリエーテル類およびコポリエ
ーテル類が、本発明のプレポリマーの合成用の出発物質
の最初の選択物として選択された。これらの物質のほと
んどは、それらがプレポリマー反応を妨害するのに十分
な量のアルカリ金属またはアルカリ金属塩を含有してい
るため、不適切であることがすぐ証明された。従って、
生成物をイソプロピルアルコールの溶液中に約50重量％
の濃度で溶解しそして存在する金属触媒不純物の推定水
準に関して過剰量であって、イソプロピルアルコール中
への浸漬により再コンディショニングされていた。AMBE
RLYST 15およびAMBERLYST A−21のほぼ当量と共に撹拌
してアルカリ金属およびそれらの塩類を除去することに
よりイオン交換処理した。エチレンオキシドのホモポリ
エーテルの一部は50゜〜55℃程度の高い温度において固
体でありそしてこれらの場合にはイソプロパノール／ポ
リエーテル混合物を約60℃に加熱しそしてイオン交換反
応中それを保った。全ての他の場合には、イオン交換処
理を室温〜約40℃において行った。或いは、当技術で既
知のようにイオン交換精製を連続的方法で混合床加熱カ
ラムまたはカチオンおよびアニオン性樹脂を別個に使用
する個別カラムにより行う。
ポリエーテル／イソプロパノール希釈物に混合イオン
交換樹脂を含有するスラリーを少なくとも６時間の期間
にわたり撹拌した。その時間後に、樹脂を濾過により除
去し、そしてイオン交換樹脂を一部のイソプロピルアル
コールで洗浄して担持されているポリエーテルをそこか
ら除去した。エチレンオキシドからのホモポリエーテル
に関しては、予備加熱されたイソプロパノール（〜60
℃）を用いてすすいだ。すすぎ溶液をその後の希釈物の
蒸発用の元の濾液およびポリエーテル中に存在する水と
組み合わせた。ポリエーテル物質を高温において空気の
存在下で処理する前に、それらを適当な酸化防止剤で保
護した。この目的のためには、精製用に使用されたポリ
エーテルの元の重量を基にして約0.05重量％の量のSANT
ONOX R（米国特許第4,886,866号も参照のこと）を加え
そしてその後の溶媒ストリッピング操作の前に溶解させ
た。
容器を空気との接触を避けるためにゆっくりした乾燥
窒素流で覆いながら、イソプロピルアルコールを蒸留に
より除去した。アルコールの蒸留が停止した後に、少量
のトルエンまたはキシレン類をポリエーテル残渣に加え
そして物質を徐々に高められる真空にかけた。この工程
中に水および残りの痕跡量のイソプロパノールを共沸蒸
留により除去した。最後に、ポリエーテル残渣を５〜１
トールの真空に100〜120℃において２〜３時間にわたり
乾燥窒素雰囲気下にかけた。この時間後に、ポリエーテ
ル残渣を約70℃まで放冷し、次に容器を乾燥窒素雰囲気
下により大気圧にしながら真空を止めた。ポリエーテル
生成物を温かいまま除去するかまたはプレポリマー生成
段階のために直接使用した。ポリエーテル前駆体をヒド
ロキシル価、％H2O、（ASTM D4672−87）および必要な
らppmアルカリ金属に関して分析した。水分からの副反
応による複雑さを避けるために、ポリオール類を注意深
く監視された無水条件下で貯蔵することによりそれらの
再水和を防止した。
実施例２−市販のイオン−交換されたポリエーテル前駆
体からの親水性脂環式イソシアナートプレポリマーの製
造 市販の水溶性ホモポリエーテル類および実施例１のコ
ポリエーテル類を使用して製造されるプレポリマーが不
適切性なため、本発明のPUヒドロゲル用の出発物質とし
て有用と思われる多数の脂環式イソシアナートプレポリ
マーの製造および組成物を探求する必要があった。
表１に示されているＡ〜Ｅ、Ｈ〜Ｍ、並びにＯおよび
Ｐと表示されたプレポリマーを製造する目的のために
は、ポリエーテル出発物質を室温で液体である物質に関
しては約30℃に加熱し、そして固体ホモポリエーテル類
の場合には約55℃に加熱し、そして反応物を工程全体に
わたり乾燥窒素雰囲気下に保った。その時点で、加える
なら適量の触媒を反応容器に加えた。反応物を十分混合
して直ちに均質な反応条件としながら、計算された量の
ジイソシアナートを次に全て一度に加えた。必要なら70
゜〜75℃の反応温度を得るように発熱を調節し、そして
反応物をこの温度に触媒作用を受ける反応用の約４時間
と触媒作用を受けない系用の24時間までの合計時間にわ
たり保った。
触媒の不存在下で反応温度を上回るとポリエーテル類
と脂環式イソシアナート類であるDESMODUR WおよびIPDI
との間の反応は24時間後でも不完全であることが見いだ
された。従って、プレポリマー合成工程は実際にはこれ
らの相対的に遅く反応するジイソシアナート類を用いる
全てのプレポリマー合成用には錫触媒（ジラウリン酸ジ
ブチル錫またはオクトン酸第二錫）を使用するように改
変された。ポリエーテル類および脂環式イソシアナート
類用の共−溶媒である芳香族炭化水素の存在下でイソシ
アナートを調節することが容易であると発見された。最
も有用であると証明された溶媒はトルエンであり、反応
は一般的には反応物および溶媒の間で50％希釈物として
行われたが、希望するなら75％トルエンおよび25％の反
応物を使用することもできる。溶媒工程は希望するコー
テイング組成物へのその後の他の溶媒による希釈用のプ
レポリマー物質の取り扱いも容易にした。
プレポリマー合成の最後に、生じた生成物を％NCOに
関して、当技術で既知の工程であるジブチルアミンを用
いる湿潤方法により、分析した。触媒作用を受ける反応
用には、望ましいEW/NCOは計算値と非常に良く一致し
た。触媒作用を受けない反応の場合には、幾分比較的速
く反応する脂肪族ジイソシアナート（HDI）だけが許容
できる結果を与えた。しかしながら、IPDIの場合にはポ
リエーテルポリオールに対するNCO付加反応を110℃〜12
0℃において約12時間〜約16時間にわたり触媒の不存在
下で、ノルマル脂肪族ジイソシアナートで生ずる不適当
な三量体ゲルを生成せずに、行うこともできる。少なく
とも約15〜20重量％のプロピレンオキシド含有量を有す
るポリエーテル類を含有するプレポリマーが、コーテイ
ング中間体の取り扱い性を非常に容易にさせる液体ポリ
エーテルプレポリマーを生じた。
「親水性PUプレポリマー中間体の組成物」という題の
ついた表１には、新規な中間体の組成、特性および製造
条件が示されている。
実施例３−プラズマ処理、中間的コーテイング、および
PUヒドロゲル製造用の方法 イソシアナート基と反応可能な官能基を本質的に有し
ていないプラスチック物質を使用して本発明の親水性ヒ
ドロゲル重合体との共有結合を得た。例えば血管形成バ
ルーン用に使用されるPET、カテーテル心棒用に使用さ
れるHYTREL、種々のバルーン用に使用されるPE、並びに
カテーテルおよびバルーン中で使用される疎水性ナイロ
ン−11およびナイロン−12の如き基質が、表面上に非常
に反応性であるアミノ基を固定するための窒素−含有気
体を用いるプラズマ処理用の最も重要な熱可塑性重合体
基質であると考えられた。種々のタイプの非常に疎水性
であるPE基質の場合には、酸素−含有プラズマ気体を用
いる第一の処理およびその後のアンモニアを用いる第二
のプラズマ処理を含む連続的なプラズマ処理が２種のプ
ラズマ気体のいずれかを用いるプラズマ処理によるもの
よりかなり良好な結合生成をもたらす相乗効果を生じた
ことが予期せぬことに見いだされた。本発明の遅い反応
性のイソシアナートヒドロゲル中間体では、表面上に官
能基を有していない基質との凝集結合の生成は事実上実
施することができず、そしてTPU並びに分子構造中にウ
レタンおよびアミド基を含有する疎水性ナイロン基質を
用いても必ずしも常に容易に良好な耐久性を得られな
い。プラズマ処理研究目的のためには、PET、HYTREL、
およびPEは表面を酸化するか、非常に作用の強い溶媒で
処理するかまたは他の手段により反応性にしない限り凝
集結合性にならない代表的な表面であるため、それらが
プラスチック基質として使用された。従ってPET、PE、
およびHYTRELのプラズマ処理された試験パリソンは非常
に細かく試験された。実験の目的は基質表面上のアミノ
基の固定がそれらを本発明の親水性プレポリマーの不活
発なイソシアナート基に対して非常に反応性にさせるこ
とを証明することである。生じたヒドロゲルは、芳香族
ポリウレタンヒドロゲル中間体から誘導されるポリウレ
タンヒドロゲルと比べてそれらの大きな生相容性のため
に、非常に好ましい。
アンモニア（NH3）が以上で詳細に記載されたPLASMA
SCIENCE P0350プラズマ表面処理システムでプラズマ気
体として使用され、そしてその実験は広範囲のパラメー
ターにわたり実施された。PET管状物（約0.095インチの
ODを有するパリソン）に関してはプラズマ気体としての
NH3の使用が、20％の電力入力（約100〜120W）〜85％の
電力入力（約400〜450W）のRF入力範囲、約50標準ml/分
〜約730標準ml/分のアンモニア気体流速において、約30
秒間〜約３分間の露光時間中に、そして室温〜約40℃の
範囲内の温度において、本発明のPUヒドロゲルシステム
の改良された接着性をもたらしたことが明らかに示され
た。約100W〜約400Wの電力においておよび約200標準ml/
分〜約650標準ml/分のアンモニア流速において最適な結
果が観察されそして注目された。ESCA表面分析はPET表
面上のアミノ基の中間表面濃度において最良の性能が得
られたことを示したが、この表面分析方法は絶対的に信
頼がおけるのに十分なほど正確であるとは信じられてい
ない。酸素プラズマを上記の条件下で種々のPE基質に適
用したが、本発明のポリウレタン中間体との接着性結果
はせいぜいすれすれであった。酸素プラズマ処理をアン
モニアプラズマ気体を用いる第二の処理と共に行った時
には、本発明の親水性ポリウレタン中間体との結合が優
れていることが証明された。酸素−含有プラズマ気体お
よびその後の窒素−含有プラズマ気体を用いる組み合わ
せプラズマ処理がアンモニアだけをプラズマ気体として
使用する時より良好であることも観察された。この予期
せぬ観察結果は、両者のプラズマタイプを連続的に用い
る処理を使用する時に相乗効果が存在することを示して
いる。
NH3プラズマ処理の影響を接触環境としての血液の存
在下でPETパリソン上で市販の「シリコーン」コーテイ
ングを用いて試験しそしてHYPOL PreMARG−50からのPU
ヒドロゲル、それらの触媒作用を受ける変形、並びにPr
eMARG−50および他のPUヒドロゲルプレポリマーコーテ
イングを含む組み合わせシステム（親水性PU中間体の合
成に関する実施例１および２も参照のこと）と比較し
た。「シリコーン」コーテイングはNH3プラズマ処理に
より促進されなかった。さらに、「シリコーン」コーテ
イングは試験した主な体液である血液の存在下ではいず
れの種類の耐久性も示さなかった。それとは対照的に、
１種もしくはそれ以上の異なるヒドロゲル重合体と混合
された本発明のPUヒドロゲルコーテイングはアンモニア
プラズマ処理後に血液中で著しく改良された耐久性を示
した。同様に、PE基質に対する酸素およびアンモニアプ
ラズマを含む二重プラズマ処理は試験媒体としての血液
中でのヒドロゲル重合体の組み合わせの非常に良好な耐
久性を示した。さらに、PUヒドロゲルおよび組み合わせ
ヒドロゲルは、PETのプラズマ処理なしでも、例えば
「シリコーン」コーテイングと比べて血液中の耐久性に
関して非序に優れていることが見いだされたことは注目
すべきである。
PUヒドロゲル中間体（実施例２など）の濃度効果に関
する範囲探求試験はコーテイング溶液の固体含有量が約
1.5％〜約６％の範囲内にある時および浸漬時間が約10
秒間〜約30秒間にわたる時に基質表面上の適当なヒドロ
ゲルコーテイングが可能であることを示した。しかしな
がら、浸漬時間が延長された場合または相対的により強
い作用性の溶媒が最初の浸漬工程で使用される場合には
比較的低い濃度範囲もしくはそれ以下になるということ
が本発明の領域および範囲内である。噴霧コーテイング
を含む種々の既知の接触方法も可能である。装置をコー
ティング溶液に挿入する時間はコーティングの質に対し
て明白な影響をおよぼす。コーテイング厚さおよび性質
に影響を与えた他の方法は、例えば酢酸セロソルブ（UC
C）の如き幾分それより高沸点の溶媒および例えばMEK、
エーテル類などの如き比較的低沸点生成物との共−溶媒
としての他の同様なゆっくり蒸発する物質の使用であっ
た。均一なコーテイングを得るために有用であると証明
された他の物質には、少量の界面活性剤、例えば、TERG
ITOLRX−100（UCC）およびチキソトロピー剤、例えば非
晶質シリカ、並びに種々の基質に対するコーテイングの
性質および用途に影響を与えることが知られる他の物質
が包含される。
適当な相対的に低沸点の溶媒中に溶解させた本発明の
親水性ポリウレタンプレポリマー（組成に関しては、実
施例２の表１、および実施例４を参照のこと）を適用
し、溶媒を蒸発し、その後に少なくとも１種の第二の異
なるヒドロゲル重合体を希水溶液中に適用する二重コー
テイング工程は、本発明の混合されたヒドロゲルを価格
−効果的に製造するための最も有望な結果を与えた。水
中の異なるヒドロゲル重合体の濃度は、生じる溶液の粘
度により、約0.25重量％以下〜約2.5重量％以上までに
変動しうる。そのような組み合わせの有用性は、生じた
抗力測定に関して種々の組成物を試験することおよびヒ
ドロゲル製造完了後の血液中でのコーテイングされたパ
リソンの性能に関するサイクル試験により、確認され
た。
混合されたヒドロゲルの製造は、装置をコーテイング
し、コーテイング溶媒を強制送風フードの使用を含む種
々の手段により自然に蒸発させ、そしてパリソンまたは
装置を１種もしくはそれ以上の異なるヒドロゲル重合体
の種々の組成の水溶液中で浸漬−コーテイングすること
により行われた。第３級アミン触媒、反応性アミン誘導
体により、または中程度の塩基性の塩、例えば多糖類中
のウロン酸のアルカリ金属塩、の存在下でヒドロゲル製
造を促進させてヒドロゲル製造を加速することが有用で
あると見いだされた。異なるヒドロゲル重合体の水溶液
中に溶解させた希反応性アミン類、例えばエチレンジア
ミンおよび他のポリアミン類と組み合わされたヒドロゲ
ル−生成性の水の影響が、本発明の組み合わされた潤滑
性ヒドロゲルの焦点である異なるヒドロゲル重合体と混
合されたPU/PURヒドロゲル重合体の生成をもたらす。ヒ
ドロゲル生成は相対的に低温において、例えば室温にお
いて、行うことができ、或いはそれは比較的高温、例え
ば約60℃もしくはそれ以上の温度までで行って硬化時間
を加速し、そしてこの工程をさらに時間短縮性に且つよ
り価格−効果的にさせることもできる。本発明のさらに
別の変法は当技術の専門家に容易に明らかになるであろ
う。
実施例４−親水性プレポリマーの接触合成 この実施例は、20ppmのＴ−12触媒（ジラウリン酸ジ
ブチル錫）をトルエン中50％溶液状で用いる接触技術に
より合成される親水性プレポリマーＲおよびＳの製造を
示す。両方の場合とも、水溶性ポリエーテル前駆体をAM
BELYST 15およびAMBELYST A21のイソプロパノール中ス
ラリーにより脱イオン化し、そして濾過後に、一緒にし
た流出液を0.05重量％のSATONOX Rで安定化した。イソ
プロパノールを次に大気圧下での蒸留により発生が停止
するまで除去し、そして少量のトルエンを加えそしてト
ルエンの蒸留を続けて残りのイソプロパノールおよび水
分を共沸蒸留により精製サイクル中窒素雰囲気下で除去
し続けた。物質を次に約５トール〜約10トールの真空に
３時間の期間にわたり約100℃〜約120℃の温度において
かけた。次にコポリエーテル前駆体をプレポリマー反応
フラスコに充填し、50重量％トルエンで希釈し、そして
反応物を室温において窒素下に保ちながら、トルエン中
に希釈された必要量のＴ−12触媒を加えた。
トルエン中50％溶液状の適量のジイソシアナートを次
に全て一度に室温において加え、そして反応物を75℃を
越えないように保ちながら発熱性付加プレポリマー製造
を必要に応じて調節した。反応物を乾燥窒素流下で撹拌
しそして70℃〜75℃に４時間の期間にわたり保ち、そし
てこの時間の期間後に乾燥窒素が流されている容器に移
した。少なくとも24時間が経過した後に、NCO−末端プ
レポリマーを次にジブチルアミン法により％NCOに関し
て分析した。（ASTM D4666−87）。表２は反応物濃度、
100％固体分を基にした％NCO、並びに％NCOに関する計
算値および理論値を示している。全ての場合、ジイソシ
アナート充填量は１当量のヒドロキシルコポリエーテル
前駆体当たり２当量のNCOを示す。
上記のプレポリマーＲおよびＳは触媒作用を受けた変
法ＰおよびＯ（表１）に対応しており、そしてトルエン
中50％溶液状で製造された。PLURACOL−Ｖ（BASFコーポ
レーション）はＲのプレポリマー前駆体として使用され
た三官能性コポリエーテルであり、そして約23.0のOH価
および計算されたEW≒2340を有するトリメチロールプロ
パンの75/25重量％の不規則的EO/POポリエーテル付加物
を含んでいる。プレポリマー付加物を次にさらにトルエ
ンで約25重量％の固体分となるように希釈しそしてその
アリコートを20℃〜25℃において少なくとも４ヶ月間の
期間にわたり貯蔵した。両方のプレポリマーはこの期間
にわたって安定性のままでありそしてゲル化兆候は示さ
ず、錫触媒の存在にもかかわらず長期にわたり貯蔵安定
性を示した。カテーテル、バルーンおよび他の医療装置
のコーテイング用には、コーテイング段階に進める前
に、親水性プレポリマーのトルエン溶液を適当な共−溶
媒中でさらに希釈して例えば２重量％の固体含有量にし
た。上記のプレポリマーに関して記録された％NCO分析
によると、カテーテル装置に関する生相容性を損なわな
いことが見いだされている非常に低い錫触媒水準でも触
媒作用を受けた時にはイソシアナート反応が進行して完
了した。
実施例５−PU/URヒドロゲルおよび混合されたヒドロゲ
ルの評価 体液との接触時に優れた潤滑性、摩耗耐久性および耐
性を示すことが要求されるPU/URヒドロゲルコーテイン
グ、および特に本発明に従うPU/URヒドロゲルと異なる
ヒドロゲルからの混合されたヒドロゲルコーテイングの
組み合わせを評価する目的のためには、予備処理なしで
耐性のある共有結合された固定を生ずる限定された能力
だけを有することが知られているプラズマ処理されたプ
ラスチック基質上にコーテイングを沈着させることが決
められた。医療装置分野における代表的な用途は冠状血
管形成術で使用されるカテーテルバルーンおよび他のカ
テーテル部品の低摩擦コーテイングを含んでおり、ここ
では装置は過度に摩耗耐性を示しブロックされた血管中
を移動する間に耐久性を保たなければならないだけでな
く障害物の横断中に優れた潤滑性も示さなければなら
ず、そしてしばしば臨床使用中の装置の操作において複
雑な取り扱い性も必要とする。従って、最初のコーテイ
ング試験はしばしばそのような装置またはその部品の構
成物質として使用されるPET、PEおよびHYTREL基質を用
いて行われた。その目的のためには、約６〜８インチの
長さ、0.07〜0.095インチのODおよび0.04〜0.07インチ
のIDの寸法を有するアンモニアプラズマ処理されたPET
管状物の試験用パリソン、並びに同じ寸法を有する種々
のPE基質からの酸素およびアンモニアプラズマ処理され
たパリソンを使用することをまず決定した。実施例１、
２および４に記載されている種々の組成を有する本発明
の多くの特徴的なPUヒドロゲルコーテイング並びに本発
明の混合されたヒドロゲルコーテイングの評価のために
は、実施例３に記載されている適当なプラズマ処理パラ
メーターが使用された。
適当な比較抗力試験の設定用に、この特定分析処方の
ためのプラズマ処理を一定に保ち、そしてパリソンをHI
MONTプラズマサイエンス0350装置中で0.01トールの初期
真空にかけ、その後にアンモニア気体プラズマを650ml/
分の気体流速で400ワットの電力入力および13.56NHzの
周波数で25゜〜40℃の温度において３分間にわたり適用
することを含む。プラズマ処理されたパリソンを１〜３
週間の期間にわたり使用して長期にわたるプラズマ処理
の起こるかもしれない衰微による異常を除いた。トルエ
ン中の親水性PUプレポリマーまたは錫で触媒作用を受け
たPU重合体濃縮物をMEKで２重量％の固体分となるまで
希釈し、そしてパリソンを30秒間にわたる挿入により浸
漬−コーテイングし、そして強制送風フードの中で室温
において自然乾燥した。次に、30分間の時間経過後に、
生じたPU/URコーテイングパリソンを希望により２種も
しくはそれ以上の異なるヒドロゲル重合体種間の最終的
なヒドロゲル担持を加速するための内部に溶解させた適
当な第３級アミンまたはジアミン連鎖延長剤触媒も含有
している第二の異なるヒドロゲルシステムの水溶液の中
で浸漬コーテイングした。異なるヒドロゲル重合体の第
二コーテイングの水溶液中での触媒を受けない露呈の場
合には、二重−コーテイングされたパリソンを除去し、
72時間、室温で約50％の相対温度の雰囲気にあって、そ
して次に上記のINSTRON抗力試験備品中で試験する前に
約60℃〜約70℃の温度に保たれた真空炉の中で約１〜２
時間の期間にわたり後−硬化した。異なるヒドロゲルポ
リマーの水性溶液がジアミン連鎖延長剤あるいは第３級
アミン触媒を含有する場合には、PU/ウレアコーテイン
グされたパリソンに浸漬コーテイングを適用した後で約
24時間パリソンを試験した。抗力（グラム）を接触媒体
としての脱線維したウシの血液中で１、５、20および40
行程後に記録した。血液の方が、これまでにカテーテル
技術での耐久性および耐性試験用に伝統的に使用されて
きていた食塩水、例えばリンゲル溶液、または水よりは
るかに作用が強いことは以前に知られている。表３は脱
線維したウシの血液中で試験された少なくとも３種の試
験資料の平均からの抗力試験結果を示している。
数例においては同様な実験をHYTRELR製のパリソン上
に沈着させたプラズマ処理したコーテイングを用いて行
いそして一般的に同様な結果が観察された。これらの実
験は、「シリコーン」コーテイングが最初の試験開始時
に非常に良好な結果を与えるが接触媒体としての血液へ
の露呈時にその潤滑性を非常に急速に失うことを示して
いる。PU/PURヒドロゲルおよび特に本発明に従い製造さ
れた１種もしくはそれ以上の異なるヒドロゲルと混合さ
れているPU/PURヒドロゲルは媒体としての血液の存在下
での特に良好な耐久性および潤滑性を示した。しかしな
がら、これらの現象は予期されておらずそして接触時の
コーテイングの感触に基づいては予測可能ではなく、そ
の理由は「シリコーン」コーテイングは最初の接触時に
非常に「滑らかで」あるがウシの血液中の試験中にその
効果を完全に失うからである。ポリエチレン類を親水性
にする高および低密度ポリエチレンの表面処理の種々の
組み合わせ並びにアミノ基を基質上に固定する気体状ア
ンモニアのアンモニアプラズマの影響が血液中で優れた
接着性および耐久性を与えることに注目することも重要
である。好ましい代表的なポリエチレン処理には、例え
ば、純粋酸素、空気もしくは水蒸気またはそれらの組み
合わせ或いは酸素およびアルゴンの混合物を用いる基質
の酸素−含有プラズマ処理、並びにその後に物質を親水
性にし且つアミノ基をそれに固定するためのアンモニア
を含む第二のプラズマ処理を含む。同様に有効なさらに
別の処理変法は最初にポリエチレンを酸化的化学処理で
処理し、次に基質を非常に親水性にし且つESCA表面分析
に従い反応性アミノ基を有するようにするアンモニアプ
ラズマ処理の適用からなっている。さらに、最初にPE基
質を酸素プラズマによりプラズマ処理しその直後にポス
トストリームとして気体状アンモニアを適用することに
より表面親水性およびアミノ基の結合が得られることも
観察されている。全てのこれらの種々の方法は予期せぬ
ことに、ヒドロゲルが本発明の非常に親水性であるPU/P
UR「タイコート」から製造される時には血液中の混合さ
れたヒドロゲルの良好な接着性および耐久特性をもたら
す。本発明の混合されたヒドロゲル重合体は、明らかに
アンモニアプラズマ処理したPETおよびHYTRELに対する
優れた結合のために、非常に良好な耐久特性を示す。種
々の非常に疎水性であるポリエチレン類の場合には、酸
素処理だけでは本発明の相対的に遅い反応性の親水性PU
プレポリマーを用いると不満足な結果を与える。例えば
TPUおよび疎水性ナイロン類の如きアンモニアプラズマ
処理された基質を用いる予備実験も良好な結果を示し
た。従って、例えばカテーテルの如き医療装置用の種々
のプラスチック基質を同様な方法で処理して工程方法を
促進させそしてそれらをさらに価格−効果的にすること
もできるようである。
実施例６−数種の媒体中の本発明および先行技術コーテ
イングの比較試験 非常に驚くべきことに、本発明に従うプラズマ処理さ
れた表面に固定された親水性ヒドロゲルは低い摩擦コー
テイングの性質を試験するために他の人が典型的に使用
している媒体の中で試験した時に異例の結果を示した。
これまでの市販の物質は一般的には水またはリンゲル溶
液の中で試験されていた。共有結合されたPU/PURヒドロ
ゲルおよび１種もしくはそれ以上の異なるヒドロゲル重
合体と混合された共有結合されたPU/PURヒドロゲルから
の混合されたヒドロゲルコーテイングの組み合わせの効
果を水、リンゲル溶液および脱線維したウシの血液の中
で比較試験した。PETパリソンの動的試験をウシの血液
中で行って市販のコーテイングおよびPUヒドロゲルを基
にしたコーテイング並びに本発明の混合されたヒドロゲ
ル系のコーテイング組み合わせの間に異例の相互作用が
あるかどうかを測定した。
結果を表４に示す。
上記の比較試験は、コーテイングされていないPETパ
リソンは上記の試験備品中で試験された時に水中での相
対的に高い抗力、リンゲル等張性食塩水溶液中での低い
抗力、および血液中での常に高い抗力を示した。「シリ
コーン」コーテイングは水および食塩水溶液の両者の中
では40行程後でも低い抗力を与えたが、血液中では全く
無効であった。これは臨床経験を確認する傾向がある。
本発明に関する代表的なPU/PURヒドロゲルであるHYPO
L PreMARG−50はリンゲル溶液中での良好な結果をおよ
び水中での中程度の許容可能な結果を与えた。しかしな
がら、血液中でのPU/PURヒドロゲルおよび特に例えばヒ
アルロン酸のナトリウム塩、100,000〜４百万の分子量
を有するPOLYOXRポリ（エチレンオキシド）重合体の如
き異なるヒドロゲル重合体と混合されたPU/PURヒドロゲ
ルの効果は明らかに示された。合成された最も重要なPU
ヒドロゲル重合体中間体の多くが種々の異なるヒドロゲ
ル重合体と混合しそして血液中で検査すると、基質上に
沈着された時にイソシアナート類と容易に反応できない
かまたは生相容性ヒドロゲルを生成する本発明の相対的
の遅い反応性である且つしばしば立体障害構造にされた
ポリイソシアナート中間体と物理的な（非−共役）結合
を生成できない該コーテイングの驚異的な潤滑性および
耐久性を証明した。窒素を含有するプラズマ処理された
基質である熱可塑性PU、ナイロン類、HYTREOLおよび種
々のタイプのPE重合体上に沈着された時に本発明の混合
されたPU/PURヒドロゲルコーテイングを用いても同様な
優れた結果が得られた。
0.1〜0.2重量％のエチレンジアミンをPVP（MW 40,00
0）の２％水溶液中に含有するPVPの水溶液から製造され
る時に、本発明の混合された親水性ポリウレタンポリウ
レアヒドロゲルコーテイングは驚くべきことに、PVPお
よびEDA連鎖延長剤を含有するヒドロキシプロピルセル
ロースの水溶液から製造された混合されたPU/PUヒドロ
ゲルと同じように良好な摩耗耐久性を示す。異なる水性
ヒドロゲルとしてのPVPの場合には、全てのこれらの方
法は予期せぬことに血液中での良好な接着性および耐久
性を生じた。
実施例７−低密度ポリエチレンの表面改質、それに対す
るアミノ基の固定、およびPU/PURヒドロゲルの同時生成
による処理された親水性PE表面のコーテイング 例えば高および低密度ポリエチレン類（PE）並びに他
の非常に疎水性である重合体の如き非常に疎水性である
重合体基質を用いる実験中に、アンモニアまたはアンモ
ニア、低沸点有機アミン類もしくはそれらの混合物を含
有するプラズマ気体を用いるプラズマ処理後に、本発明
に従う非常に親水性であるプレポリマー中間体の適用に
より、血液中で試験した時に潤滑性および耐摩耗性に関
してすれすれの改良だけが生じたことが観察された。ES
CAの研究からアンモニアプラズマ処理が相当な量の反応
性アミノ基を例えばポリプロピレンおよび第３級炭素原
子と結合された少なくともかなりの量の不安定な水素原
子を含有する他の親水性合成重合体の如き非常に疎水性
である重合体上に固定させることは知られているが（ア
ミノ表面基に関するESCA分析）、これらの発見事項は種
々のポリエチレンがそのようなアンモニアプラズマ処理
に呈される時には支持されないようである。従って、こ
の一連の実験は本方法をポリエチレン重合体および例え
ば特にナイロン11およびナイロン12の如き他の非常に非
極性であり疎水性である基質にとってより有効にするた
めのさらに良好な方法を規定しようとする意図があっ
た。ポリエチレン類を酸化的表面処理または酸素−含有
プラズマ処理にかけ、その後にプラズマの存在下でのま
たは任意にプラズマを使用しない気体状ポストストリー
ムとしてのアンモニアを用いる処理にかけて、それらの
基質に結合された非常に反応性であるアミノ官能基を有
する極性であり且つ親水性のPE基質表面を生成すること
が今回観察された。上記の非常に極性であり、親水性で
ありかつアミノ基を有する反応性表面は、そのように処
理されたポリエチレン表面に共有結合されたPU/PURヒド
ロゲルを形成することが極めて可能である。
この実験プログラムの目的のために、約0.066MのID、
約0.09MのOD、および約6M〜8Mの長さを有する低密度ポ
リエチレンパリソンを表５に示された条件下で種々の酸
化的表面処理で処理し、トルエン中メチルエチルケトン
中25％溶液として製造された実施例４のプレポリマーＲ
の２〜４％溶液を用いて浸漬−コーテイングした。パリ
ソンをMEK/トルエン溶液中で約30秒間の期間にわたり浸
漬−コーテイングし、そしてそれらを強制送風フード中
に室温において約20分間にわたり吊すことにより自然乾
燥した。パリソンを次に約35℃の水温を有する開放水浴
の上部で一夜露呈して生じるPU/PURヒドロゲルの変形お
よび硬化を促進させた。パリソンをさらに真空炉の中で
60℃において１時間にわたり後硬化した。最後のプラズ
マまたは気体状ポストストリーム処理後にコーテイング
工程を１日以内に行い、そしてコーテイングされたパリ
ソンを周囲条件下で室温において放置した後に摩耗性SC
RUGERSIKENパッドを用いるインストロン試験を72時間以
内に行った。SCRUGER試験パッドおよび試験備品は上記
のものと同様でありそして試験媒体は新しく採取したウ
シの血液であった。抗力測定は20ポンドの負荷セルを備
えたインストロンモデル4201上で行われた。異なる処理
条件下で行われた種々の試験の目的のために、２種のコ
ーテイングされたパリソンを各々の条件下で試験した。
表示されているデータは２回の試験、すなわち最初にコ
ーテイングされていない試験試料でそしてその後にコー
テイングされた試験試料で行われた試験、の平均を示し
ている。抗力比は、２回のコーテイングされた実験の抗
力結果を平均し、次にそれらを同じ行程数におけるコー
テイングされていない抗力結果により割算することによ
り計算した。表５はグラム数での抗力、１、５、10およ
び15行程サイクルにおける抗力比を示しており、そして
PEパリソンの対応する酸化および処理条件も示してい
る。
上記のデータは、ポリエチレン基質と酸素またはアル
ゴンと酸素を用いる基質の酸化的プラズマ処理との種々
の組み合わせ、その後のポストストリーム処理としての
アンモニアプラズマ気体または気体状アンモニアを用い
る同時または連続的処理を示している。全てのこれらの
処理の組み合わせは本発明の親水性PU/PURヒドロゲルコ
ーテイングの血液中の摩耗性能に関して好ましく機能す
る最終的なコーテイングされた基質を生じた。イソホロ
ンジイソシアナートおよび他の脂環式ジイソシアナート
中の脂環式イソシアナート部分の反応性がないために、
より極性および親水性にされたPE基質表面に高度に活性
な基が固定されていない限り応答は確かなものでなかっ
た。同様な初期結果はナイロン11および12でも観察さ
れ、それらの両者ともカテーテル中で使用される相対的
に疎水性である重合体である。
実施例８−コーテイングの乾燥、殺菌および再活性化 窒素含有プラズマ処理された基質またはアミノシラン
コーテイングされた金属部品に共有結合されている最終
的なヒドロゲルの製造後に、本発明のコーテイングでコ
ーテイングされた医療装置を好適には乾燥し、水分不透
過性物質中に包装し、そして臨床条件下での使用前に殺
菌する。装置の乾燥はヒドロゲルバリアーコーテイング
からの完全な水の蒸発を必要とする。乾燥親水性TPUベ
ースヒドロゲルが弾性であるため、コーテイングは乾燥
中に薄片化されたりまたは割れたりしない。これは当技
術で既知の条件下での装置の真空乾燥により行うことが
できる。乾燥後に、装置を防水プラスチックフィルム内
に熱密封しそして例えばγ−線または他の手段により殺
菌して医療装置を殺菌することができる。装置をその後
に貯蔵および輸送することができ、そしてそれを臨床的
使用の直前に食塩水溶液または他の手段により再水和す
ることができる。予備試験は、本発明のヒドロゲルが15
秒間ないし１、２分以内にリンゲル溶液中への室温にお
いての浸漬により容易に再活性化されることを示してい
る。動的抗力の血液中でのその後の測定時に優れた低い
初期力読み取り値が回復された。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ホステトラー，フリッツ アメリカ合衆国 ニュージャージー 08530 ランバートヴィル ハイウェイ 179 1402 (72)発明者 ディング，ニ アメリカ合衆国 ミネソタ 55446 プ リマス ジュノ レイン エヌ 4365 (72)発明者 ラム，デイヴィッド アメリカ合衆国 ニューヨーク 10021 ニューヨーク フィフス アヴェニュ 860 (56)参考文献 特開 昭59−81341（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−238170（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−193767（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−21677（ＪＰ，Ａ) 特表 平10−502856（ＪＰ，Ａ) 特表 平５−505125（ＪＰ，Ａ) 特表 平４−502412（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61L 24/00 - 33/18 C08J 3/00 - 3/28 C08J 7/00 - 7/18

Claims (7)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】親水性のポリウレタン−ポリウレア重合体
    ヒドロゲルおよびポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）重合体
    の混合されたヒドロゲルのコーティングを上部に有する
    医療装置用物質であって、 ａ）熱可塑性ポリウレタン類（TPU）、ポリエステル
    類、ナイロン重合体、ポリエーテル重合体とポリエステ
    ル重合体のブロック共重合体、ポリエーテルとポリアミ
    ドのブロック共重合体、ポリイミド類、ポリオレフィン
    類、合成炭化水素エラストマー、並びに天然ゴムよりな
    る群から選択されるプラスチックまたはゴム重合体基
    質、或いはステンレス鋼、チタン；鉄、ニッケル、チタ
    ン、モリブデン、コバルトおよびクロムの合金；並びに
    ニチノール（ニッケル−チタン合金）、およびビタリウ
    ム（コバルト−クロム合金）よりなる群から選択される
    金属基質を準備し、 ｂ）前記基質の表面を予備処理して、イソシアナート基
    と反応する基であって少なくともそのうちの一部がアミ
    ン基である反応性化学的官能基を当該表面に付着させ、
    前記基質がプラスチックまたはゴム重合体の場合は、前
    記予備処理工程が窒素含有プラズマガスによる基質表面
    のプラズマ処理を含み、前記基質が金属の場合は、前記
    予備処理工程が当該基質をアミノシラン化合物で処理す
    ることを含み、 ｃ）他の種と自由に反応する末端イソシアナート基を含
    有する親水性ポリウレタン−ウレアプレポリマー中間体
    を含む第一のコーティングを前記基質表面に適用し、当
    該末端イソシアナート基の一部を前記反応性化学的官能
    基と反応させてポリウレタン−ポリウレアヒドロゲル生
    成性重合体のタイコートを該基質表面上に形成し、ま
    た、当該末端イソシアナート基の残りの一部を他の種と
    自由に反応するようにし、 ｄ）水分の存在下で、ヒドロゲル生成性ポリ（Ｎ−ビニ
    ルピロリドン）ポリマーを含む第二のコーティングを前
    記タイコート上に適用し、当該タイコート上に前記混合
    ヒドロゲルのバリアーコートを形成する 工程によって得ることができる医療装置用物質。
  2. 【請求項２】前記窒素含有プラズマガスが、 アンモニア、 R1NH2、R1NHR2、およびH2NR3NH2［式中、R1およびR2は
    炭素原子１〜８の１価炭化水素基であり、そしてR3は炭
    素原子２〜８の２価炭化水素基である］からなる群から
    選択される構造を有する第１級または第２級アミン類、 亜酸化窒素、 窒素、および それらの組合せからなる群から選択される、請求項１記
    載の医療装置用物質。
  3. 【請求項３】前記アミノシラン化合物がγ−アミノプロ
    ピルトリエトキシシラン、γ−アミノプロピルトリメト
    キシシラン、β−アミノエチル−γ−アミノプロピルト
    リメトキシシランおよび予備加水分解されたアミノアル
    キルシラノールからなる群から選択される請求項１記載
    の医療装置用物質。
  4. 【請求項４】前記第二のコーティングが、さらに、イソ
    シアナート基と反応性であり水溶性である、ジ−または
    それ以上の高級な官能性アミンを含む、請求項１記載の
    医療装置用物質。
  5. 【請求項５】前記ジ−またはそれ以上の高級な官能性ア
    ミンが、エチレンジアミン、1,2−プロピレンジアミ
    ン、1,3−プロピレンジアミン、1,4−ブタンジアミン、
    1,6−ヘキサンジアミン、ジエチレントリアミンおよび
    ピペラジンからなる群から選択される、請求項４記載の
    医療装置用物質。
  6. 【請求項６】請求項１記載の医療装置用物質を含む医療
    装置。
  7. 【請求項７】カテーテル、カテーテルバルーン、ステン
    ト、案内線または金属管である、請求項６記載の医療装
    置。
JP52337296A 1995-02-01 1996-01-15 ポリ（ｎ−ビニルピロリドン）重合体ヒドロゲルが混合されたポリウレタン−ウレア重合体ヒドロゲルを含むヒドロゲルコーテイング Expired - Fee Related JP3357064B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/382,318 US5919570A (en) 1995-02-01 1995-02-01 Slippery, tenaciously adhering hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with a poly(N-vinylpyrrolidone) polymer hydrogel, coated polymer and metal substrate materials, and coated medical devices
US08/382,318 1995-02-01
PCT/IB1996/000032 WO1996023601A1 (en) 1995-02-01 1996-01-15 Hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with a poly(n-vinylpyrrolidone) polymer hydrogel

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH10502855A JPH10502855A (ja) 1998-03-17
JP3357064B2 true JP3357064B2 (ja) 2002-12-16

Family

ID=23508437

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP52337296A Expired - Fee Related JP3357064B2 (ja) 1995-02-01 1996-01-15 ポリ（ｎ−ビニルピロリドン）重合体ヒドロゲルが混合されたポリウレタン−ウレア重合体ヒドロゲルを含むヒドロゲルコーテイング

Country Status (7)

Country Link
US (2) US5919570A (ja)
EP (1) EP0808223B1 (ja)
JP (1) JP3357064B2 (ja)
CA (1) CA2211643C (ja)
DE (1) DE69613104T2 (ja)
MX (1) MX9705859A (ja)
WO (1) WO1996023601A1 (ja)

Families Citing this family (392)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6017577A (en) 1995-02-01 2000-01-25 Schneider (Usa) Inc. Slippery, tenaciously adhering hydrophilic polyurethane hydrogel coatings, coated polymer substrate materials, and coated medical devices
CN1210554A (zh) 1996-02-09 1999-03-10 表面溶解实验室公司 水基亲水涂料组合物及由其制备的产品
DE19630879A1 (de) * 1996-07-31 1998-02-05 Hanno Lutz Prof Dr Baumann Verfahren zur Herstellung blutverträglicher Werkstoffe durch Oberflächenbeschichtung von synthetischen Polymeren mit wasserlöslichen Substanzen aus natürlichen oder modifizierten Oligo- und Polysacchariden über kovalente Bindungen
DK172941B1 (da) † 1996-09-18 1999-10-11 Coloplast As Urinkateterindretning
US8172897B2 (en) 1997-04-15 2012-05-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer and metal composite implantable medical devices
US10028851B2 (en) 1997-04-15 2018-07-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for controlling erosion of a substrate of an implantable medical device
US6240616B1 (en) 1997-04-15 2001-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a medicated porous metal prosthesis
US6221425B1 (en) * 1998-01-30 2001-04-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Lubricious hydrophilic coating for an intracorporeal medical device
AU4980199A (en) * 1998-07-08 2000-02-01 Sunsoft Corporation Interpenetrating polymer network hydrophilic hydrogels for contact lens
US6379691B1 (en) 1998-09-29 2002-04-30 Medtronic/Ave, Inc. Uses for medical devices having a lubricious, nitric oxide-releasing coating
US20040043068A1 (en) * 1998-09-29 2004-03-04 Eugene Tedeschi Uses for medical devices having a lubricious, nitric oxide-releasing coating
US6299980B1 (en) 1998-09-29 2001-10-09 Medtronic Ave, Inc. One step lubricious coating
US6596401B1 (en) * 1998-11-10 2003-07-22 C. R. Bard Inc. Silane copolymer compositions containing active agents
US6610035B2 (en) * 1999-05-21 2003-08-26 Scimed Life Systems, Inc. Hydrophilic lubricity coating for medical devices comprising a hybrid top coat
US7807211B2 (en) 1999-09-03 2010-10-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Thermal treatment of an implantable medical device
US6790228B2 (en) 1999-12-23 2004-09-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for implantable devices and a method of forming the same
US7682647B2 (en) 1999-09-03 2010-03-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Thermal treatment of a drug eluting implantable medical device
US20070032853A1 (en) * 2002-03-27 2007-02-08 Hossainy Syed F 40-O-(2-hydroxy)ethyl-rapamycin coated stent
US20040029952A1 (en) * 1999-09-03 2004-02-12 Yung-Ming Chen Ethylene vinyl alcohol composition and coating
US6759054B2 (en) 1999-09-03 2004-07-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ethylene vinyl alcohol composition and coating
US6592550B1 (en) * 1999-09-17 2003-07-15 Cook Incorporated Medical device including improved expandable balloon
US6458867B1 (en) 1999-09-28 2002-10-01 Scimed Life Systems, Inc. Hydrophilic lubricant coatings for medical devices
US6360129B1 (en) 1999-12-13 2002-03-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Mannitol/hydrogel cap for tissue-insertable connections
US6613432B2 (en) * 1999-12-22 2003-09-02 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Plasma-deposited coatings, devices and methods
US6908624B2 (en) * 1999-12-23 2005-06-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for implantable devices and a method of forming the same
US6447835B1 (en) 2000-02-15 2002-09-10 Scimed Life Systems, Inc. Method of coating polymeric tubes used in medical devices
JP2001229936A (ja) * 2000-02-16 2001-08-24 Toyota Central Res & Dev Lab Inc 電解質膜およびその製造方法
FR2806014B1 (fr) * 2000-03-08 2002-09-20 Saint Gobain Vitrage Substrat a revetement photocatalytique et/ou hydrophile
US6527801B1 (en) 2000-04-13 2003-03-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable drug delivery material for stent
US8109994B2 (en) 2003-01-10 2012-02-07 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable drug delivery material for stent
US7875283B2 (en) 2000-04-13 2011-01-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable polymers for use with implantable medical devices
TWI223069B (en) * 2000-05-12 2004-11-01 Ind Tech Res Inst Active slide and the preparation method thereof
US6881209B2 (en) * 2000-05-25 2005-04-19 Cook Incorporated Medical device including unitary, continuous portion of varying durometer
US7682648B1 (en) 2000-05-31 2010-03-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for forming polymeric coatings on stents
US6451373B1 (en) 2000-08-04 2002-09-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of forming a therapeutic coating onto a surface of an implantable prosthesis
US6716444B1 (en) 2000-09-28 2004-04-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Barriers for polymer-coated implantable medical devices and methods for making the same
US6953560B1 (en) 2000-09-28 2005-10-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Barriers for polymer-coated implantable medical devices and methods for making the same
US6551267B1 (en) * 2000-10-18 2003-04-22 Becton, Dickinson And Company Medical article having blood-contacting surface
US7807210B1 (en) 2000-10-31 2010-10-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hemocompatible polymers on hydrophobic porous polymers
US6444324B1 (en) 2000-12-01 2002-09-03 Scimed Life Systems, Inc. Lubricated catheter balloon
US6824559B2 (en) 2000-12-22 2004-11-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ethylene-carboxyl copolymers as drug delivery matrices
US7504125B1 (en) * 2001-04-27 2009-03-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. System and method for coating implantable devices
US6663662B2 (en) 2000-12-28 2003-12-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Diffusion barrier layer for implantable devices
WO2002070590A2 (en) * 2001-03-08 2002-09-12 Bioartificial Gel Technologies Inc. Hydrogel attached to backing and method for making same
US6780424B2 (en) * 2001-03-30 2004-08-24 Charles David Claude Controlled morphologies in polymer drug for release of drugs from polymer films
US6712845B2 (en) 2001-04-24 2004-03-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for a stent and a method of forming the same
US6656506B1 (en) 2001-05-09 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Microparticle coated medical device
US20030166197A1 (en) * 2001-05-10 2003-09-04 Ecker Joseph R. Ethylene insensitive plants
US6743462B1 (en) * 2001-05-31 2004-06-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for coating implantable devices
US6702744B2 (en) 2001-06-20 2004-03-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Agents that stimulate therapeutic angiogenesis and techniques and devices that enable their delivery
US6702782B2 (en) 2001-06-26 2004-03-09 Concentric Medical, Inc. Large lumen balloon catheter
US6638245B2 (en) * 2001-06-26 2003-10-28 Concentric Medical, Inc. Balloon catheter
US6695920B1 (en) 2001-06-27 2004-02-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Mandrel for supporting a stent and a method of using the mandrel to coat a stent
US8741378B1 (en) 2001-06-27 2014-06-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of coating an implantable device
US7247313B2 (en) * 2001-06-27 2007-07-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polyacrylates coatings for implantable medical devices
US7175873B1 (en) 2001-06-27 2007-02-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate limiting barriers for implantable devices and methods for fabrication thereof
US7246321B2 (en) * 2001-07-13 2007-07-17 Anoto Ab Editing data
US7052512B2 (en) * 2001-07-18 2006-05-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Fluorescent dyed lubricant for medical devices
US7682669B1 (en) 2001-07-30 2010-03-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for covalently immobilizing anti-thrombogenic material into a coating on a medical device
US20030032999A1 (en) * 2001-08-07 2003-02-13 Medtronic Ave, Inc. Balloon stent assembly system and method
US8303651B1 (en) 2001-09-07 2012-11-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymeric coating for reducing the rate of release of a therapeutic substance from a stent
US7989018B2 (en) 2001-09-17 2011-08-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Fluid treatment of a polymeric coating on an implantable medical device
US7285304B1 (en) 2003-06-25 2007-10-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Fluid treatment of a polymeric coating on an implantable medical device
US6863683B2 (en) 2001-09-19 2005-03-08 Abbott Laboratoris Vascular Entities Limited Cold-molding process for loading a stent onto a stent delivery system
US20030083739A1 (en) * 2001-09-24 2003-05-01 Robert Cafferata Rational drug therapy device and methods
US7223282B1 (en) 2001-09-27 2007-05-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Remote activation of an implantable device
US6753071B1 (en) 2001-09-27 2004-06-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate-reducing membrane for release of an agent
US7585516B2 (en) 2001-11-12 2009-09-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for drug delivery devices
US7488313B2 (en) 2001-11-29 2009-02-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Mechanical apparatus and method for dilating and delivering a therapeutic agent to a site of treatment
US8608661B1 (en) 2001-11-30 2013-12-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for intravascular delivery of a treatment agent beyond a blood vessel wall
US6709514B1 (en) 2001-12-28 2004-03-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rotary coating apparatus for coating implantable medical devices
EP1482871A4 (en) * 2002-02-19 2006-09-13 Bioarttis Inc ARTIFICIAL VESSELS AND ARTIFICIAL ORGANS THEREOF
US7919075B1 (en) 2002-03-20 2011-04-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable medical devices
US7022334B1 (en) * 2002-03-20 2006-04-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Therapeutic composition and a method of coating implantable medical devices
US20030181972A1 (en) * 2002-03-22 2003-09-25 Scimed Life Systems, Inc. MRI and x-ray compatible stent material
US20030195610A1 (en) * 2002-04-04 2003-10-16 Herrmann Robert A. Processes for producing polymer coatings through surface polymerization
US7033602B1 (en) 2002-06-21 2006-04-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polycationic peptide coatings and methods of coating implantable medical devices
US8506617B1 (en) 2002-06-21 2013-08-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Micronized peptide coated stent
US7056523B1 (en) 2002-06-21 2006-06-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Implantable medical devices incorporating chemically conjugated polymers and oligomers of L-arginine
US7794743B2 (en) 2002-06-21 2010-09-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polycationic peptide coatings and methods of making the same
US7217426B1 (en) 2002-06-21 2007-05-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings containing polycationic peptides for cardiovascular therapy
US7361368B2 (en) * 2002-06-28 2008-04-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Device and method for combining a treatment agent and a gel
US7294329B1 (en) * 2002-07-18 2007-11-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Poly(vinyl acetal) coatings for implantable medical devices
US7622146B2 (en) * 2002-07-18 2009-11-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate limiting barriers for implantable devices and methods for fabrication thereof
JP2006500088A (ja) * 2002-08-13 2006-01-05 メドトロニック・インコーポレーテッド ポリマーの被覆及び支持体間の改良された付着を示す医用デバイス
US7598224B2 (en) 2002-08-20 2009-10-06 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Dual chain synthetic heparin-binding growth factor analogs
US7363074B1 (en) * 2002-08-20 2008-04-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings comprising self-assembled molecular structures and a method of delivering a drug using the same
US7166574B2 (en) * 2002-08-20 2007-01-23 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Synthetic heparin-binding growth factor analogs
US8227411B2 (en) 2002-08-20 2012-07-24 BioSurface Engineering Technologies, Incle FGF growth factor analogs
US7732535B2 (en) * 2002-09-05 2010-06-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for controlled release of drugs from implantable medical devices
US7201935B1 (en) 2002-09-17 2007-04-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Plasma-generated coatings for medical devices and methods for fabricating thereof
US7438722B1 (en) 2002-09-20 2008-10-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for treatment of restenosis
US7232573B1 (en) * 2002-09-26 2007-06-19 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent coatings containing self-assembled monolayers
US8202530B2 (en) * 2002-09-27 2012-06-19 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible coatings for stents
US8337937B2 (en) * 2002-09-30 2012-12-25 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Stent spin coating method
US7404979B1 (en) 2002-09-30 2008-07-29 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Spin coating apparatus and a method for coating implantable devices
US7087263B2 (en) * 2002-10-09 2006-08-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rare limiting barriers for implantable medical devices
WO2004043507A1 (en) * 2002-11-07 2004-05-27 Carbon Medical Technologies, Inc. Biocompatible medical device coatings
US6896965B1 (en) 2002-11-12 2005-05-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate limiting barriers for implantable devices
US8034361B2 (en) * 2002-11-12 2011-10-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent coatings incorporating nanoparticles
US7022372B1 (en) 2002-11-12 2006-04-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Compositions for coating implantable medical devices
EP1567559A4 (en) * 2002-11-12 2008-04-16 Polymer Technology Group Inc REGULATION OF MOLECULAR POLYMER SURFACE ARCHITECTURE USING AMPHIPATHIC TERMINAL GROUPS
US6982004B1 (en) 2002-11-26 2006-01-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Electrostatic loading of drugs on implantable medical devices
US7211150B1 (en) * 2002-12-09 2007-05-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for coating and drying multiple stents
US7468210B1 (en) 2002-12-10 2008-12-23 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Cross-linked heparin coatings and methods
US7776926B1 (en) 2002-12-11 2010-08-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible coating for implantable medical devices
US7758880B2 (en) 2002-12-11 2010-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible polyacrylate compositions for medical applications
US7074276B1 (en) 2002-12-12 2006-07-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Clamp mandrel fixture and a method of using the same to minimize coating defects
US7758881B2 (en) 2004-06-30 2010-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders with an implantable medical device
US20060002968A1 (en) 2004-06-30 2006-01-05 Gordon Stewart Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders
US8435550B2 (en) 2002-12-16 2013-05-07 Abbot Cardiovascular Systems Inc. Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders with an implantable medical device
US20040236415A1 (en) * 2003-01-02 2004-11-25 Richard Thomas Medical devices having drug releasing polymer reservoirs
US20040153006A1 (en) * 2003-02-03 2004-08-05 Scimed Life Systems, Inc. Intracorporeal devices with ionomeric polymer sleeves
US8715771B2 (en) * 2003-02-26 2014-05-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Coated stent and method of making the same
US7255891B1 (en) * 2003-02-26 2007-08-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for coating implantable medical devices
US7563483B2 (en) 2003-02-26 2009-07-21 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Methods for fabricating a coating for implantable medical devices
US6926919B1 (en) 2003-02-26 2005-08-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for fabricating a coating for a medical device
US7288609B1 (en) 2003-03-04 2007-10-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for drug delivery devices based on poly (orthoesters)
US20040243224A1 (en) * 2003-04-03 2004-12-02 Medtronic Vascular, Inc. Methods and compositions for inhibiting narrowing in mammalian vascular pathways
US6921880B2 (en) * 2003-04-04 2005-07-26 Constance F. Berger Apparatus for heating bottles and method of manufacturing same
US8821473B2 (en) 2003-04-15 2014-09-02 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions to treat myocardial conditions
US8038991B1 (en) 2003-04-15 2011-10-18 Abbott Cardiovascular Systems Inc. High-viscosity hyaluronic acid compositions to treat myocardial conditions
US7641643B2 (en) 2003-04-15 2010-01-05 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions to treat myocardial conditions
US8791171B2 (en) 2003-05-01 2014-07-29 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Biodegradable coatings for implantable medical devices
US7563454B1 (en) * 2003-05-01 2009-07-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable medical devices
US6923996B2 (en) * 2003-05-06 2005-08-02 Scimed Life Systems, Inc. Processes for producing polymer coatings for release of therapeutic agent
US7279174B2 (en) 2003-05-08 2007-10-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent coatings comprising hydrophilic additives
US7323209B1 (en) 2003-05-15 2008-01-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for coating stents
US20050118344A1 (en) 2003-12-01 2005-06-02 Pacetti Stephen D. Temperature controlled crimping
US7645504B1 (en) 2003-06-26 2010-01-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable medical devices comprising hydrophobic and hydrophilic polymers
US7875285B1 (en) 2003-07-15 2011-01-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Medicated coatings for implantable medical devices having controlled rate of release
US7335185B2 (en) * 2003-07-18 2008-02-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Protective coatings for medical devices
US7169404B2 (en) * 2003-07-30 2007-01-30 Advanced Cardiovasular Systems, Inc. Biologically absorbable coatings for implantable devices and methods for fabricating the same
US7056591B1 (en) 2003-07-30 2006-06-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hydrophobic biologically absorbable coatings for drug delivery devices and methods for fabricating the same
US7431959B1 (en) 2003-07-31 2008-10-07 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Method and system for irradiation of a drug eluting implantable medical device
US7785512B1 (en) 2003-07-31 2010-08-31 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system of controlled temperature mixing and molding of polymers with active agents for implantable medical devices
US7645474B1 (en) 2003-07-31 2010-01-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system of purifying polymers for use with implantable medical devices
US20050054774A1 (en) * 2003-09-09 2005-03-10 Scimed Life Systems, Inc. Lubricious coating
US7544381B2 (en) * 2003-09-09 2009-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Lubricious coatings for medical device
US7441513B1 (en) 2003-09-26 2008-10-28 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Plasma-generated coating apparatus for medical devices and a method of coating deposition
US7318932B2 (en) * 2003-09-30 2008-01-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for drug delivery devices comprising hydrolitically stable adducts of poly(ethylene-co-vinyl alcohol) and methods for fabricating the same
US7198675B2 (en) 2003-09-30 2007-04-03 Advanced Cardiovascular Systems Stent mandrel fixture and method for selectively coating surfaces of a stent
EP1675908B1 (en) * 2003-10-07 2008-12-17 Coloplast A/S Composition useful as an adhesive ans use of such a composition
US7704544B2 (en) * 2003-10-07 2010-04-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. System and method for coating a tubular implantable medical device
US7329413B1 (en) 2003-11-06 2008-02-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for drug delivery devices having gradient of hydration and methods for fabricating thereof
US7261946B2 (en) * 2003-11-14 2007-08-28 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Block copolymers of acrylates and methacrylates with fluoroalkenes
US9114198B2 (en) 2003-11-19 2015-08-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biologically beneficial coatings for implantable devices containing fluorinated polymers and methods for fabricating the same
WO2005051553A1 (en) * 2003-11-20 2005-06-09 Bae Systems Plc Surface preparation prior to coating
US8192752B2 (en) 2003-11-21 2012-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable devices including biologically erodable polyesters and methods for fabricating the same
US7560492B1 (en) * 2003-11-25 2009-07-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polysulfone block copolymers as drug-eluting coating material
US7807722B2 (en) * 2003-11-26 2010-10-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biobeneficial coating compositions and methods of making and using thereof
US20050154455A1 (en) * 2003-12-18 2005-07-14 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US20050154451A1 (en) * 2003-12-18 2005-07-14 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US20050149174A1 (en) * 2003-12-18 2005-07-07 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US20050137683A1 (en) * 2003-12-19 2005-06-23 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US7435788B2 (en) 2003-12-19 2008-10-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biobeneficial polyamide/polyethylene glycol polymers for use with drug eluting stents
US20050154452A1 (en) * 2003-12-23 2005-07-14 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US20050152942A1 (en) * 2003-12-23 2005-07-14 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US20050152943A1 (en) * 2003-12-23 2005-07-14 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US20050152940A1 (en) * 2003-12-23 2005-07-14 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US8309112B2 (en) * 2003-12-24 2012-11-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable medical devices comprising hydrophilic substances and methods for fabricating the same
US20050159809A1 (en) * 2004-01-21 2005-07-21 Medtronic Vascular, Inc. Implantable medical devices for treating or preventing restenosis
US7534495B2 (en) * 2004-01-29 2009-05-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Lubricious composition
US20080227696A1 (en) * 2005-02-22 2008-09-18 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Single branch heparin-binding growth factor analogs
CA2555583A1 (en) * 2004-02-20 2005-09-09 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Positive modulator of bone morphogenic protein-2
US7709439B2 (en) * 2004-02-20 2010-05-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Biomaterials for enhanced healing
US8685431B2 (en) 2004-03-16 2014-04-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biologically absorbable coatings for implantable devices based on copolymers having ester bonds and methods for fabricating the same
US8551512B2 (en) 2004-03-22 2013-10-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polyethylene glycol/poly(butylene terephthalate) copolymer coated devices including EVEROLIMUS
US20050214339A1 (en) 2004-03-29 2005-09-29 Yiwen Tang Biologically degradable compositions for medical applications
US8778014B1 (en) 2004-03-31 2014-07-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for preventing balloon damage to polymer coated stents
US8293890B2 (en) 2004-04-30 2012-10-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hyaluronic acid based copolymers
US7820732B2 (en) 2004-04-30 2010-10-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for modulating thermal and mechanical properties of coatings on implantable devices
WO2005107616A1 (en) * 2004-05-06 2005-11-17 Boston Scientific Limited Variable size retrieval basket
US20050261762A1 (en) * 2004-05-21 2005-11-24 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to prevent or inhibit restenosis
US9561309B2 (en) 2004-05-27 2017-02-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Antifouling heparin coatings
US7563780B1 (en) 2004-06-18 2009-07-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Heparin prodrugs and drug delivery stents formed therefrom
US8568469B1 (en) 2004-06-28 2013-10-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent locking element and a method of securing a stent on a delivery system
US8241554B1 (en) 2004-06-29 2012-08-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of forming a stent pattern on a tube
US20050287184A1 (en) 2004-06-29 2005-12-29 Hossainy Syed F A Drug-delivery stent formulations for restenosis and vulnerable plaque
US7731890B2 (en) 2006-06-15 2010-06-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness
US8778256B1 (en) 2004-09-30 2014-07-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Deformation of a polymer tube in the fabrication of a medical article
US8747879B2 (en) 2006-04-28 2014-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response
US7971333B2 (en) 2006-05-30 2011-07-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Manufacturing process for polymetric stents
US8747878B2 (en) 2006-04-28 2014-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating an implantable medical device by controlling crystalline structure
US7494665B1 (en) 2004-07-30 2009-02-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymers containing siloxane monomers
US8357391B2 (en) 2004-07-30 2013-01-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable devices comprising poly (hydroxy-alkanoates) and diacid linkages
US9283099B2 (en) 2004-08-25 2016-03-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent-catheter assembly with a releasable connection for stent retention
US7648727B2 (en) 2004-08-26 2010-01-19 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for manufacturing a coated stent-balloon assembly
US7244443B2 (en) 2004-08-31 2007-07-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymers of fluorinated monomers and hydrophilic monomers
US7229471B2 (en) 2004-09-10 2007-06-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Compositions containing fast-leaching plasticizers for improved performance of medical devices
US20060062822A1 (en) * 2004-09-21 2006-03-23 Medtronic Vascular, Inc. Medical devices to treat or inhibit restenosis
US8110211B2 (en) 2004-09-22 2012-02-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Medicated coatings for implantable medical devices including polyacrylates
US7875233B2 (en) 2004-09-30 2011-01-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating a biaxially oriented implantable medical device
US8173062B1 (en) 2004-09-30 2012-05-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled deformation of a polymer tube in fabricating a medical article
US8043553B1 (en) 2004-09-30 2011-10-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled deformation of a polymer tube with a restraining surface in fabricating a medical article
US20090088846A1 (en) 2007-04-17 2009-04-02 David Myung Hydrogel arthroplasty device
US7235592B2 (en) * 2004-10-12 2007-06-26 Zimmer Gmbh PVA hydrogel
US20060088571A1 (en) * 2004-10-21 2006-04-27 Medtronic Vascular, Inc. Biocompatible and hemocompatible polymer compositions
US8603634B2 (en) 2004-10-27 2013-12-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. End-capped poly(ester amide) copolymers
US7390497B2 (en) 2004-10-29 2008-06-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Poly(ester amide) filler blends for modulation of coating properties
US7588642B1 (en) 2004-11-29 2009-09-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Abluminal stent coating apparatus and method using a brush assembly
WO2006056482A1 (en) 2004-11-29 2006-06-01 Dsm Ip Assets B.V. Method for reducing the amount of migrateables of polymer coatings
US8609123B2 (en) 2004-11-29 2013-12-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Derivatized poly(ester amide) as a biobeneficial coating
US7892592B1 (en) 2004-11-30 2011-02-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating abluminal surfaces of stents and other implantable medical devices
US7604818B2 (en) 2004-12-22 2009-10-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymers of fluorinated monomers and hydrocarbon monomers
US7419504B2 (en) 2004-12-27 2008-09-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Poly(ester amide) block copolymers
ITTO20040918A1 (it) * 2004-12-29 2005-03-29 Luigi Ambrosio Idrogel polimerici superassorbenti biodegradabili e procedimento per la loro preparazione
US8007775B2 (en) 2004-12-30 2011-08-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymers containing poly(hydroxyalkanoates) and agents for use with medical articles and methods of fabricating the same
US20060182907A1 (en) * 2005-02-11 2006-08-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Novel microfibrillar reinforced polymer-polymer composites for use in medical devices
EP1858984A1 (en) 2005-02-23 2007-11-28 Zimmer Technology, Inc. Blend hydrogels and methods of making
US7452502B2 (en) * 2005-03-03 2008-11-18 Icon Medical Corp. Metal alloy for a stent
US9107899B2 (en) 2005-03-03 2015-08-18 Icon Medical Corporation Metal alloys for medical devices
US7540995B2 (en) * 2005-03-03 2009-06-02 Icon Medical Corp. Process for forming an improved metal alloy stent
AU2006221046B2 (en) 2005-03-03 2012-02-02 Icon Medical Corp. Improved metal alloys for medical device
US8313826B2 (en) * 2005-04-05 2012-11-20 Termo Kabushiki Kaisha Medical instruments
US7381048B2 (en) 2005-04-12 2008-06-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stents with profiles for gripping a balloon catheter and molds for fabricating stents
US9539410B2 (en) 2005-04-19 2017-01-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions for treating post-cardial infarction damage
US8828433B2 (en) 2005-04-19 2014-09-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hydrogel bioscaffoldings and biomedical device coatings
US20080125745A1 (en) 2005-04-19 2008-05-29 Shubhayu Basu Methods and compositions for treating post-cardial infarction damage
US8303972B2 (en) 2005-04-19 2012-11-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hydrogel bioscaffoldings and biomedical device coatings
US8187621B2 (en) 2005-04-19 2012-05-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods and compositions for treating post-myocardial infarction damage
US7795467B1 (en) 2005-04-26 2010-09-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Bioabsorbable, biobeneficial polyurethanes for use in medical devices
US8778375B2 (en) 2005-04-29 2014-07-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Amorphous poly(D,L-lactide) coating
US7823533B2 (en) 2005-06-30 2010-11-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent fixture and method for reducing coating defects
US8021676B2 (en) 2005-07-08 2011-09-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Functionalized chemically inert polymers for coatings
US7785647B2 (en) 2005-07-25 2010-08-31 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of providing antioxidants to a drug containing product
US20070027530A1 (en) * 2005-07-26 2007-02-01 Medtronic Vascular, Inc. Intraluminal device, catheter assembly, and method of use thereof
US7735449B1 (en) 2005-07-28 2010-06-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent fixture having rounded support structures and method for use thereof
US7658880B2 (en) 2005-07-29 2010-02-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymeric stent polishing method and apparatus
US9248034B2 (en) 2005-08-23 2016-02-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled disintegrating implantable medical devices
US20070067020A1 (en) * 2005-09-22 2007-03-22 Medtronic Vasular, Inc. Intraluminal stent, delivery system, and a method of treating a vascular condition
US20070098799A1 (en) * 2005-10-28 2007-05-03 Zimmer, Inc. Mineralized Hydrogels and Methods of Making and Using Hydrogels
EP2340855A1 (en) 2005-12-07 2011-07-06 Zimmer, Inc. Methods of modifying hydrogels using irradiation
US20070129748A1 (en) * 2005-12-07 2007-06-07 Tracee Eidenschink Selectively coated medical balloons
EP1957127B1 (en) * 2005-12-09 2018-02-21 DSM IP Assets B.V. Hydrophilic coating composition for urinary catheter
US7976891B1 (en) 2005-12-16 2011-07-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Abluminal stent coating apparatus and method of using focused acoustic energy
US7867547B2 (en) 2005-12-19 2011-01-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Selectively coating luminal surfaces of stents
US20070141108A1 (en) * 2005-12-20 2007-06-21 Zimmer, Inc. Fiber-reinforced water-swellable articles
EP1801135B1 (en) * 2005-12-22 2010-09-29 Zimmer Inc. Perfluorocyclobutane crosslinked hydrogels
US20070156230A1 (en) 2006-01-04 2007-07-05 Dugan Stephen R Stents with radiopaque markers
US7951185B1 (en) 2006-01-06 2011-05-31 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Delivery of a stent at an elevated temperature
US20070196428A1 (en) 2006-02-17 2007-08-23 Thierry Glauser Nitric oxide generating medical devices
US7713637B2 (en) 2006-03-03 2010-05-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating containing PEGylated hyaluronic acid and a PEGylated non-hyaluronic acid polymer
US8110242B2 (en) * 2006-03-24 2012-02-07 Zimmer, Inc. Methods of preparing hydrogel coatings
US20070231361A1 (en) * 2006-03-28 2007-10-04 Medtronic Vascular, Inc. Use of Fatty Acids to Inhibit the Growth of Aneurysms
US7964210B2 (en) 2006-03-31 2011-06-21 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Degradable polymeric implantable medical devices with a continuous phase and discrete phase
US7951186B2 (en) * 2006-04-25 2011-05-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Embedded electroactive polymer structures for use in medical devices
US9080061B2 (en) 2006-05-03 2015-07-14 Surface Solutions Laboratories Coating resins and coating with multiple crosslink functionalities
US7985441B1 (en) 2006-05-04 2011-07-26 Yiwen Tang Purification of polymers for coating applications
US8069814B2 (en) 2006-05-04 2011-12-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent support devices
US8304012B2 (en) 2006-05-04 2012-11-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for drying a stent
US7761968B2 (en) 2006-05-25 2010-07-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of crimping a polymeric stent
US8752267B2 (en) 2006-05-26 2014-06-17 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of making stents with radiopaque markers
US7775178B2 (en) 2006-05-26 2010-08-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent coating apparatus and method
US7951194B2 (en) 2006-05-26 2011-05-31 Abbott Cardiovascular Sysetms Inc. Bioabsorbable stent with radiopaque coating
US7959940B2 (en) 2006-05-30 2011-06-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer-bioceramic composite implantable medical devices
US8343530B2 (en) 2006-05-30 2013-01-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Polymer-and polymer blend-bioceramic composite implantable medical devices
US7842737B2 (en) 2006-09-29 2010-11-30 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Polymer blend-bioceramic composite implantable medical devices
US8568764B2 (en) 2006-05-31 2013-10-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of forming coating layers for medical devices utilizing flash vaporization
US9561351B2 (en) 2006-05-31 2017-02-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug delivery spiral coil construct
US8034287B2 (en) 2006-06-01 2011-10-11 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Radiation sterilization of medical devices
US8486135B2 (en) 2006-06-01 2013-07-16 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices fabricated from branched polymers
US7820172B1 (en) 2006-06-01 2010-10-26 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Laminin-derived multi-domain peptides
US8703167B2 (en) 2006-06-05 2014-04-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable medical devices for controlled release of a hydrophilic drug and a hydrophobic drug
US8778376B2 (en) 2006-06-09 2014-07-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Copolymer comprising elastin pentapeptide block and hydrophilic block, and medical device and method of treating
US9884142B2 (en) * 2006-06-13 2018-02-06 Alchimedics Drug eluting stent with a biodegradable release layer attached with an electro-grafted primer coating
US11039942B2 (en) 2006-06-13 2021-06-22 Sino Medical Sciences Technology Inc. Drug eluting stent and method of use of the same for enabling restoration of functional endothelial cell layers
US8603530B2 (en) 2006-06-14 2013-12-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Nanoshell therapy
US8114150B2 (en) 2006-06-14 2012-02-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. RGD peptide attached to bioabsorbable stents
US8048448B2 (en) 2006-06-15 2011-11-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Nanoshells for drug delivery
US8535372B1 (en) 2006-06-16 2013-09-17 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Bioabsorbable stent with prohealing layer
US8333000B2 (en) 2006-06-19 2012-12-18 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for improving stent retention on a balloon catheter
JP2009541358A (ja) * 2006-06-22 2009-11-26 バイオサーフェス エンジニアリング テクノロジーズ，インク． 骨形成を強化するためにｂｍｐ−２増幅因子／共活性化因子を送達するための組成物および方法
US8017237B2 (en) 2006-06-23 2011-09-13 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Nanoshells on polymers
US9072820B2 (en) 2006-06-26 2015-07-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer composite stent with polymer particles
US8128688B2 (en) 2006-06-27 2012-03-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Carbon coating on an implantable device
US7794776B1 (en) 2006-06-29 2010-09-14 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Modification of polymer stents with radiation
US7740791B2 (en) 2006-06-30 2010-06-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating a stent with features by blow molding
US9028859B2 (en) 2006-07-07 2015-05-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Phase-separated block copolymer coatings for implantable medical devices
US7823263B2 (en) 2006-07-11 2010-11-02 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of removing stent islands from a stent
US7998404B2 (en) 2006-07-13 2011-08-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Reduced temperature sterilization of stents
US7757543B2 (en) 2006-07-13 2010-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Radio frequency identification monitoring of stents
US8685430B1 (en) 2006-07-14 2014-04-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Tailored aliphatic polyesters for stent coatings
US7794495B2 (en) 2006-07-17 2010-09-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled degradation of stents
US7886419B2 (en) 2006-07-18 2011-02-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent crimping apparatus and method
US7732190B2 (en) 2006-07-31 2010-06-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Modified two-component gelation systems, methods of use and methods of manufacture
US8016879B2 (en) 2006-08-01 2011-09-13 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Drug delivery after biodegradation of the stent scaffolding
US8703169B1 (en) 2006-08-15 2014-04-22 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable device having a coating comprising carrageenan and a biostable polymer
US9173733B1 (en) 2006-08-21 2015-11-03 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Tracheobronchial implantable medical device and methods of use
US9242005B1 (en) 2006-08-21 2016-01-26 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Pro-healing agent formulation compositions, methods and treatments
US7923022B2 (en) 2006-09-13 2011-04-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Degradable polymeric implantable medical devices with continuous phase and discrete phase
WO2008031596A1 (en) * 2006-09-13 2008-03-20 Dsm Ip Assets B.V. Coating formulation for medical coating
WO2008031601A1 (en) * 2006-09-13 2008-03-20 Dsm Ip Assets B.V. Antimicrobial hydrophilic coating comprising metallic silver particles
US7950393B2 (en) * 2006-09-29 2011-05-31 Nellcor Puritan Bennett Llc Endotracheal cuff and technique for using the same
US20080114096A1 (en) * 2006-11-09 2008-05-15 Hydromer, Inc. Lubricious biopolymeric network compositions and methods of making same
US9005672B2 (en) 2006-11-17 2015-04-14 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods of modifying myocardial infarction expansion
US8741326B2 (en) 2006-11-17 2014-06-03 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Modified two-component gelation systems, methods of use and methods of manufacture
US8414526B2 (en) 2006-11-20 2013-04-09 Lutonix, Inc. Medical device rapid drug releasing coatings comprising oils, fatty acids, and/or lipids
US20080276935A1 (en) 2006-11-20 2008-11-13 Lixiao Wang Treatment of asthma and chronic obstructive pulmonary disease with anti-proliferate and anti-inflammatory drugs
US8414910B2 (en) 2006-11-20 2013-04-09 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for medical devices
US8998846B2 (en) 2006-11-20 2015-04-07 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for balloon catheters
US9737640B2 (en) 2006-11-20 2017-08-22 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for medical devices
US20080175887A1 (en) 2006-11-20 2008-07-24 Lixiao Wang Treatment of Asthma and Chronic Obstructive Pulmonary Disease With Anti-proliferate and Anti-inflammatory Drugs
US9700704B2 (en) 2006-11-20 2017-07-11 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for balloon catheters
US8414525B2 (en) 2006-11-20 2013-04-09 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for medical devices
US8425459B2 (en) 2006-11-20 2013-04-23 Lutonix, Inc. Medical device rapid drug releasing coatings comprising a therapeutic agent and a contrast agent
US8192760B2 (en) 2006-12-04 2012-06-05 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions for treating tissue using silk proteins
US8597673B2 (en) 2006-12-13 2013-12-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating of fast absorption or dissolution
US8099849B2 (en) 2006-12-13 2012-01-24 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Optimizing fracture toughness of polymeric stent
EP2111338A4 (en) * 2007-02-06 2011-08-10 Univ Leland Stanford Junior HYDROGEL-METAL ASSEMBLY
JP5587612B2 (ja) * 2007-02-28 2014-09-10 ディーエスエム アイピー アセッツ ビー．ブイ． 親水性コーティング
DK2114477T3 (da) * 2007-02-28 2012-08-20 Dsm Ip Assets Bv Hydrofil coating
US20080215034A1 (en) * 2007-03-02 2008-09-04 Jessica Clayton Endotracheal cuff and technique for using the same
US8262723B2 (en) 2007-04-09 2012-09-11 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices fabricated from polymer blends with star-block copolymers
US8147769B1 (en) 2007-05-16 2012-04-03 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Stent and delivery system with reduced chemical degradation
US9056155B1 (en) 2007-05-29 2015-06-16 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Coatings having an elastic primer layer
US7829008B2 (en) 2007-05-30 2010-11-09 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Fabricating a stent from a blow molded tube
US7959857B2 (en) 2007-06-01 2011-06-14 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Radiation sterilization of medical devices
US8202528B2 (en) 2007-06-05 2012-06-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices with elastomeric block copolymer coatings
US8293260B2 (en) 2007-06-05 2012-10-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Elastomeric copolymer coatings containing poly (tetramethyl carbonate) for implantable medical devices
US8425591B1 (en) 2007-06-11 2013-04-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods of forming polymer-bioceramic composite medical devices with bioceramic particles
WO2008156285A1 (en) * 2007-06-21 2008-12-24 Wonbiogen Co., Ltd. Method for producing hydrophilic foam dressing and hydrophilic foam dressing produced thereby
WO2008156132A1 (ja) * 2007-06-21 2008-12-24 Kaneka Corporation 耐久性に優れた湿潤時潤滑性表面コーティング用組成物、コーティング液、表面コーティング、ならびに表面コーティング方法と、この表面コーティングを有する医療用具
US8109904B1 (en) 2007-06-25 2012-02-07 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Drug delivery medical devices
US8048441B2 (en) 2007-06-25 2011-11-01 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Nanobead releasing medical devices
US7901452B2 (en) 2007-06-27 2011-03-08 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method to fabricate a stent having selected morphology to reduce restenosis
US8398702B2 (en) * 2007-06-29 2013-03-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Molybdenum endoprostheses
US7955381B1 (en) 2007-06-29 2011-06-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer-bioceramic composite implantable medical device with different types of bioceramic particles
US7604662B2 (en) * 2007-07-13 2009-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses containing boride intermetallic phases
US7731988B2 (en) 2007-08-03 2010-06-08 Zimmer, Inc. Multi-polymer hydrogels
US20090041923A1 (en) * 2007-08-06 2009-02-12 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Medical device having a lubricious coating with a hydrophilic compound in an interlocking network
US20090043398A1 (en) * 2007-08-09 2009-02-12 Zimmer, Inc. Method of producing gradient articles by centrifugation molding or casting
US8062739B2 (en) * 2007-08-31 2011-11-22 Zimmer, Inc. Hydrogels with gradient
US7947784B2 (en) * 2007-11-16 2011-05-24 Zimmer, Inc. Reactive compounding of hydrogels
US8361538B2 (en) 2007-12-19 2013-01-29 Abbott Laboratories Methods for applying an application material to an implantable device
US8211489B2 (en) * 2007-12-19 2012-07-03 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Methods for applying an application material to an implantable device
US8378011B2 (en) * 2007-12-27 2013-02-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Enhanced durability of hydrophilic coatings
MX2010007325A (es) * 2008-01-04 2012-12-06 Bard Inc C R Cateter de foley de poliisopreno sintetico.
US8034362B2 (en) * 2008-01-04 2011-10-11 Zimmer, Inc. Chemical composition of hydrogels for use as articulating surfaces
WO2009112548A1 (en) * 2008-03-12 2009-09-17 Dsm Ip Assets B.V. Hydrophilic coating
WO2010002914A1 (en) * 2008-06-30 2010-01-07 C.R. Bard, Inc. Polyurethane/polysoprene blend catheter
US20120209396A1 (en) 2008-07-07 2012-08-16 David Myung Orthopedic implants having gradient polymer alloys
JP5722773B2 (ja) 2008-08-05 2015-05-27 バイオミメディカ インコーポレイテッド ポリウレタングラフト化ヒドロゲル
US20100048758A1 (en) * 2008-08-22 2010-02-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Lubricious coating composition for devices
WO2010024898A2 (en) 2008-08-29 2010-03-04 Lutonix, Inc. Methods and apparatuses for coating balloon catheters
EP2398522B1 (en) * 2009-02-20 2017-01-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Hydrophilic coating that reduces particle development on ester-linked poly(ester-block-amide)
US9327058B2 (en) 2009-07-07 2016-05-03 Cook Medical Technologies Llc Hydrogel enhanced medical devices
EP2498763A4 (en) 2009-11-09 2015-10-07 Spotlight Technology Partners Llc HYDROGELS BASED ON POLYSACCHARIDE
WO2011057133A1 (en) 2009-11-09 2011-05-12 Spotlight Technology Partners Llc Fragmented hydrogels
US8287890B2 (en) * 2009-12-15 2012-10-16 C.R. Bard, Inc. Hydrophilic coating
US20110144689A1 (en) * 2009-12-15 2011-06-16 Med Institute, Inc. Occlusion Device
US8568471B2 (en) 2010-01-30 2013-10-29 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Crush recoverable polymer scaffolds
US8808353B2 (en) 2010-01-30 2014-08-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Crush recoverable polymer scaffolds having a low crossing profile
US8398916B2 (en) 2010-03-04 2013-03-19 Icon Medical Corp. Method for forming a tubular medical device
US8685433B2 (en) 2010-03-31 2014-04-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Absorbable coating for implantable device
WO2011131222A1 (en) 2010-04-19 2011-10-27 Invatec S.P.A. Photoactivated polymeric material and its use for the preparation of medical devices
US8957125B2 (en) 2010-06-16 2015-02-17 Dsm Ip Assets B.V. Coating formulation for preparing a hydrophilic coating
CA2808528A1 (en) 2010-08-27 2012-03-01 Biomimedica, Inc. Hydrophobic and hydrophilic interpenetrating polymer networks derived from hydrophobic polymers and methods of preparing the same
US20120149828A1 (en) * 2010-12-08 2012-06-14 David Scott Webb Waterborne polyisocyanate composition that provides a low friction coating
US8726483B2 (en) 2011-07-29 2014-05-20 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods for uniform crimping and deployment of a polymer scaffold
US20130046375A1 (en) 2011-08-17 2013-02-21 Meng Chen Plasma modified medical devices and methods
EP2760492B1 (en) 2011-09-27 2018-10-31 Invatec S.p.A. Balloon catheter with polymeric balloon having a surface modified by a photoactivation reaction and method for making
AU2012319183A1 (en) 2011-10-03 2014-05-22 Biomimedica, Inc. Polymeric adhesive for anchoring compliant materials to another surface
KR20140113655A (ko) 2011-11-21 2014-09-24 바이오미메디카, 인코포레이티드 정형외과적 임플란트를 뼈에 앵커링하기 위한 시스템, 장치, 및 방법
CN104520394B (zh) 2012-06-15 2016-10-26 3M创新有限公司 可固化的形成聚脲的组合物、制备方法以及复合制品
US9332999B2 (en) 2012-08-13 2016-05-10 Covidien Lp Apparatus and methods for clot disruption and evacuation
US9332998B2 (en) 2012-08-13 2016-05-10 Covidien Lp Apparatus and methods for clot disruption and evacuation
JP5956074B2 (ja) 2012-08-29 2016-07-20 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 医療用リードのための向上した低摩擦コーティングおよび製造方法
WO2014052283A1 (en) * 2012-09-25 2014-04-03 Bausch & Lomb Incorporated Polyether-polyamide plastics for surgical applications
AU2013347996B2 (en) 2012-11-21 2016-08-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical electrodes with layered coatings
GB201317746D0 (en) 2013-10-08 2013-11-20 Smith & Nephew PH indicator
US9255173B2 (en) 2013-03-15 2016-02-09 Lake Region Manufacturing, Inc. Oxirane (ethylene oxide) polyurethane coatings
US9714361B2 (en) 2013-03-15 2017-07-25 Lake Region Manfacturing, Inc. Oxirane (ethylene oxide) polyurethane coatings
US10099027B2 (en) * 2014-01-24 2018-10-16 Cole Research & Design Oral suction device
BR112016030273A8 (pt) 2014-06-24 2021-05-18 Icon Medical Corp dispositivo médico e método para formar o referido dispositivo
CA2954467A1 (en) 2014-07-10 2016-01-28 Smith & Nephew Plc Improvements in and relating to devices
US9999527B2 (en) 2015-02-11 2018-06-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Scaffolds having radiopaque markers
SG11201707686PA (en) 2015-03-19 2017-10-30 Univ Nanyang Tech A stent assembly and method of preparing the stent assembly
LT3283136T (lt) 2015-04-16 2021-06-25 Hollister Incorporated Hidrofilinės dangos ir jų sudarymo būdai
US9700443B2 (en) 2015-06-12 2017-07-11 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods for attaching a radiopaque marker to a scaffold
EP3331584A4 (en) 2015-08-03 2019-04-10 Advanced Endovascular Therapeutics NEW COATINGS FOR MEDICAL DEVICES
US11077228B2 (en) 2015-08-10 2021-08-03 Hyalex Orthopaedics, Inc. Interpenetrating polymer networks
GB201600747D0 (en) 2016-01-14 2016-03-02 Smith & Nephew Improvements in and relating to devices
GB201600746D0 (en) 2016-01-14 2016-03-02 Smith & Nephew Improvements in and relating to polymer materials
US11766506B2 (en) 2016-03-04 2023-09-26 Mirus Llc Stent device for spinal fusion
WO2018085066A1 (en) 2016-11-03 2018-05-11 3M Innovative Properties Company Silicone copolymers, methods of making, and articles
EP4176908A1 (en) 2018-05-17 2023-05-10 Hollister Incorporated Methods of making sleeved hydrophilic catheter assemblies
US10869950B2 (en) 2018-07-17 2020-12-22 Hyalex Orthopaedics, Inc. Ionic polymer compositions
US10745579B2 (en) 2018-08-31 2020-08-18 International Business Machines Corporation Extrudable poly(propylene) compositions
US10899944B2 (en) 2018-10-29 2021-01-26 Lake Region Manufacturing, Inc. Polyurethane urea-containing adipic acid dihydrazide where active hydrogens react with the epoxy group found on glycidol to form a diol
US11779721B2 (en) 2019-06-18 2023-10-10 The University Of Southern Mississippi Oral suction device
DE102020111667A1 (de) 2020-04-29 2021-11-04 Kautex Maschinenbau Gmbh Fertigung mehrlagiger Funktionskörper

Family Cites Families (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4118354A (en) * 1972-11-24 1978-10-03 Dai-Ichi Kogyo Seiyaku Co., Ltd. Polyurethane hydrogel and method for the production of the same
US4100309A (en) * 1977-08-08 1978-07-11 Biosearch Medical Products, Inc. Coated substrate having a low coefficient of friction hydrophilic coating and a method of making the same
US4119094A (en) * 1977-08-08 1978-10-10 Biosearch Medical Products Inc. Coated substrate having a low coefficient of friction hydrophilic coating and a method of making the same
DE2906113C2 (de) * 1979-02-17 1985-06-13 Fa. Carl Freudenberg, 6940 Weinheim Verwendung von feindispersen Polyurethanharnstoffen als Heißsiegelkleber zur Herstellung von heißsiegelbaren Einlagestoffen
US4373009A (en) * 1981-05-18 1983-02-08 International Silicone Corporation Method of forming a hydrophilic coating on a substrate
SE430695B (sv) * 1982-04-22 1983-12-05 Astra Meditec Ab Forfarande for framstellning av en hydrofil beleggning samt enligt forfarandet framstellda medicinska artiklar
SE430696B (sv) * 1982-04-22 1983-12-05 Astra Meditec Ab Forfarande for framstellning av en hydrofil beleggning samt en enligt forfarandet framstelld medicinsk artikel
US4487808A (en) * 1982-04-22 1984-12-11 Astra Meditec Aktiebolag Medical article having a hydrophilic coating
US4801475A (en) * 1984-08-23 1989-01-31 Gregory Halpern Method of hydrophilic coating of plastics
US4959074A (en) * 1984-08-23 1990-09-25 Gergory Halpern Method of hydrophilic coating of plastics
US5023114A (en) * 1984-08-23 1991-06-11 Gregory Halpern Method of hydrophilic coating of plastics
US4835003A (en) * 1985-04-17 1989-05-30 Baxter International Inc. Medical tubing with water-activated lubricating coating
US4642267A (en) * 1985-05-06 1987-02-10 Hydromer, Inc. Hydrophilic polymer blend
SE8504501D0 (sv) * 1985-09-30 1985-09-30 Astra Meditec Ab Method of forming an improved hydrophilic coating on a polymer surface
US4729914A (en) * 1985-12-30 1988-03-08 Tyndale Plains-Hunter Ltd. Hydrophilic coating and substrate coated therewith
DE3800435A1 (de) * 1988-01-09 1989-07-20 Bayer Ag Verfahren zur beschichtung mit polyurethanharnstoffen
EP0418247A1 (en) * 1988-03-23 1991-03-27 E.I. Du Pont De Nemours And Company Low coefficient of friction surface
US4898591A (en) * 1988-08-09 1990-02-06 Mallinckrodt, Inc. Nylon-PEBA copolymer catheter
US4990357A (en) * 1989-05-04 1991-02-05 Becton, Dickinson And Company Elastomeric segmented hydrophilic polyetherurethane based lubricious coatings
US5112736A (en) * 1989-06-14 1992-05-12 University Of Utah Dna sequencing using fluorescence background electroblotting membrane
US5026607A (en) * 1989-06-23 1991-06-25 C. R. Bard, Inc. Medical apparatus having protective, lubricious coating
DE3942804A1 (de) * 1989-12-23 1991-06-27 Basf Lacke & Farben Verfahren zur herstellung eines mehrschichtigen ueberzuges
US5179174A (en) * 1990-04-23 1993-01-12 C. R. Bard, Inc. Flexible lubricious organic coatings
US5077352A (en) * 1990-04-23 1991-12-31 C. R. Bard, Inc. Flexible lubricious organic coatings
US5132108A (en) * 1990-11-08 1992-07-21 Cordis Corporation Radiofrequency plasma treated polymeric surfaces having immobilized anti-thrombogenic agents
US5295978A (en) * 1990-12-28 1994-03-22 Union Carbide Chemicals & Plastics Technology Corporation Biocompatible hydrophilic complexes and process for preparation and use
US5662960A (en) * 1995-02-01 1997-09-02 Schneider (Usa) Inc. Process for producing slippery, tenaciously adhering hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with a poly (n-vinylpyrrolidone) polymer hydrogel
US5576072A (en) * 1995-02-01 1996-11-19 Schneider (Usa), Inc. Process for producing slippery, tenaciously adhering hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with at least one other, dissimilar polymer hydrogel
US5569706A (en) * 1995-06-02 1996-10-29 Bayer Corporation Aqueous polyurea dispersions with improved hardness and solvent resistance

Also Published As

Publication number Publication date
DE69613104T2 (de) 2002-03-07
CA2211643A1 (en) 1996-08-08
US5919570A (en) 1999-07-06
WO1996023601A1 (en) 1996-08-08
CA2211643C (en) 2005-03-15
JPH10502855A (ja) 1998-03-17
MX9705859A (es) 1997-11-29
EP0808223A1 (en) 1997-11-26
DE69613104D1 (de) 2001-07-05
US6120904A (en) 2000-09-19
EP0808223B1 (en) 2001-05-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3357064B2 (ja) ポリ（ｎ−ビニルピロリドン）重合体ヒドロゲルが混合されたポリウレタン−ウレア重合体ヒドロゲルを含むヒドロゲルコーテイング
JP3357063B2 (ja) ポリウレタン−ウレアおよびポリ（ｎ−ビニルピロリドン）重合体混合ヒドロゲルコーテイングの製造方法
EP0807140B1 (en) Process for hydrophilicization of hydrophobic polymers
US5576072A (en) Process for producing slippery, tenaciously adhering hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with at least one other, dissimilar polymer hydrogel
US6080488A (en) Process for preparation of slippery, tenaciously adhering, hydrophilic polyurethane hydrogel coating, coated polymer and metal substrate materials, and coated medical devices
JP3357065B2 (ja) 少なくとも１種の他の異なる重合体ヒドロゲルと混合されたポリウレタン−ウレア重合体ヒドロゲルを含有するヒドロゲルコーテイング
US6177523B1 (en) Functionalized polyurethanes
EP0106004B1 (en) Method of forming a hydrophilic coating on a substrate
EP0517890B1 (en) Biocompatible abrasion resistant coated substrates
US5558900A (en) One-step thromboresistant, lubricious coating
JP5375606B2 (ja) 耐久性に優れた湿潤時潤滑性表面コーティング用組成物、コーティング液、表面コーティング、ならびに表面コーティング方法と、この表面コーティングを有する医療用具
CA2211651C (en) Hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with at least one other dissimilar polymer hydrogel
EP3053975B1 (en) Coating layer, coating solution, method for forming coating layer, and method for producing medical tool

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081004

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081004

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091004

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091004

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101004

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111004

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121004

Year of fee payment: 10

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131004

Year of fee payment: 11

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees