DE69824648T2

DE69824648T2 - Medizinische Wirkstoffe freisetzende Beschichtungen für medizinische Vorrichtungen

Info

Publication number: DE69824648T2
Application number: DE69824648T
Authority: DE
Inventors: Ni San Jose Ding; Tuyethoa Thi Somerset Trinh; Jennifer E. St Paul Raeder-Devens
Original assignee: Boston Scientific Scimed Inc
Current assignee: Boston Scientific Scimed Inc
Priority date: 1997-04-30
Filing date: 1998-04-21
Publication date: 2005-06-30
Anticipated expiration: 2018-04-22
Also published as: CA2236182A1; US6042875A; ATE269055T1; DE69824648D1; JPH10305105A; ATE231718T1; DE69810986D1; JP4282106B2; EP0879595A2; EP0879595B1; US6316018B1; EP1260214B1; DE69810986T2; US5879697A; EP1260214A1; EP0879595A3; CA2236182C

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Diese Erfindung betrifft allgemein Arzneimittel-freisetzende Beschichtungen für medizinische Vorrichtungen, die in den Körper eingeführt oder implantiert werden. Im Einzelnen zielt die Erfindung auf medizinische Vorrichtungen ab, die eine Arzneimittel-freisetzende Beschichtung aufweisen, die wenigstens zwei Schichten umfasst: eine Reservoirschicht und eine Außenschicht, die ein ionisches Tensid aufweist, das mit einem biologisch aktiven Material komplexiert ist. Weiterhin zielt die Erfindung auf Verfahren zur Stabilisierung von Beschichtungen mit ionisch komplexierten Arzneimitteln ab.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die Exposition gegen eine medizinische Vorrichtung, die in den Körper eines Patienten implantiert oder eingeführt wird, kann dazu führen, dass das Körpergewebe unerwünschte physiologische Reaktionen zeigt. Zum Beispiel kann die Einführung oder Implantation bestimmter Katheter oder Stents zur Bildung von Emboli oder Gerinnseln in Blutgefäßen führen. Ähnlich kann die Implantation von Harnblasenkathetern Infektionen, insbesondere der Harnwege, verursachen. Zu weiteren unerwünschten Reaktionen auf medizinische Vorrichtungen gehören die Zellproliferation, die zu einer Hyperplasie führen kann, die Verstopfung von Blutgefäßen, die Aggregation von Blutplättchen, die Abstoßung künstlicher Organe und eine Calcifizierung.
Zur Verringerung derartiger unerwünschter Reaktionen werden Arzneimittel, z.B. Antikoagulanzien und Antibiotika, in oder auf medizinischen Vorrichtungen verabreicht. Einige Verfahren zur Verabreichung eines Arzneimittels oder von Arzneimitteln über die Implantation oder Einführung der medizinischen Vorrichtung beinhalten die kovalente Bindung des Arzneimittels an die medizinische Vorrichtung, d.h. den Träger. Zum Beispiel beschreibt das US-Patent Nr. 4 613 665 an Larm das Koppeln von Heparin mit reaktiven Aldehyd-Gruppen an eine animierte Oberfläche über eine reduktive Aminierung.
Die US-Patente Nr. 5 112 457 und 5 455 040 an Marchant offenbaren ebenfalls die Verwendung eines ähnlichen Ansatzes zur Bindung von Heparin über dessen Enden an modifizierte Träger. Die Modifizierung der Träger besteht aus der Aufbringung eines Filmes aus Plasma-polymerisiertem N-Vinyl-2-pyrrolidon und der Befestigung eines Spacers (z.B. PEG) am Film. Die Endgruppe des Spacers ist ein primäres Amin, das über eine reduktive Aminierung an ein Heparin mit einem Aldehyd-Ende gebunden werden kann.
Die Ansätze über den Einsatz einer kovalenten Bindung sind jedoch limitiert. Nur die Oberflächen der kovalent gebundenen Beschichtungen stellen eine Arzneimittelaktivität bereit, was dazu führt, dass die Arzneimittelaktivität an der Behandlungsstelle nicht ausreicht. Außerdem wird die Beladung der medizinischen Vorrichtung mit dem Arzneimittel durch ihre Oberfläche begrenzt, da das Arzneimittel an der Oberfläche der Beschichtung befestigt werden muss.
Arzneimittel werden auch auf medizinische Vorrichtungen aufgebracht, indem die Oberfläche mit einer Beschichtung, die die Arzneimittel enthält, bedeckt wird. Einige dieser Beschichtungen beinhalten die ionische Bindung des Arzneimittels an den Träger. Diese Ansätze umfassen im Allgemeinen das Aufbringen wasserunlöslicher Komplexe von Arzneimitteln mit ionischen Tensiden auf die Oberflächen medizinischer Vorrichtungen.
Eine Veranschaulichung derartiger Ansätze stellt die Verwendung von Tridodecylmethylammoniumchlorid (TDMAC) oder Benzalkoniumchlorid, positiv geladenen oder kationischen Tensiden, dar, die ionisch mit negativ geladenen Molekülen von Arzneimitteln komplexiert werden. Typische Beispiele sind Tridodecylmethylammonium-Heparin (TDMA-Heparin) und TDMA-Antibiotika. Der erstere Komplex wird in großem Umfang für Beschichtungen auf Kathetern, Shunts oder anderen Vorrichtungen, die mit Blut in Kontakt kommen, eingesetzt. Die Behandlung mit TDMA-Heparin kann auf zahlreiche biomedizinische Materialien angewandt werden, zu denen Polyurethan, Silicon, Polypropylen, Polycarbonat, PVC, Metalle und Glas gehören. TDMA-Antibiotika werden dazu verwendet, Infektionen zu verringern, die mit Implantaten, Harnblasenkathetern und dergleichen verbunden sind.
Diese Ansätze über den Einsatz eines ionischen Komplexes ermöglichen es zwar, zahlreiche Biomaterialien mit Arzneimitteln zu beschichten, ohne dass eine ausgefeilte Oberflächenmodifizierung erforderlich ist, aber sie leiden unter bestimmten Nachteilen. Insbesondere neigt das ionisch komplexierte Arzneimittel dazu, beim Kontakt mit Körperflüssigkeiten schnell von der medizinischen Vorrichtung freigesetzt zu werden, so dass seine Aktivität zum Zeitpunkt der Implantation oder Einführung schnell abnimmt. Es sind Versuche unternommen worden, diese Beschichtungen durch eine Vernetzung der ionisch komplexierten Arzneimittel mit Glutaraldehyd oder anderen bifunktionellen Reagenzien zu stabilisieren. Kürzlich wurde im US-Patent Nr. 5 441 759 an Crouther et al. offenbart, dass eine Exposition gegen Gammastrahlung und eine nachfolgende Exposition gegen Wärme den Komplex aus TDMA-Heparin auf PVC-Oberflächen stabilisieren kann. Diese Ansätze haben jedoch nur zu einer begrenzten Verbesserung geführt. Insbesondere wurde für eine solche Exposition gegen Gammastrahlung gezeigt, dass sie in bestimmten Fällen nachteilige Wirkungen auf die Vorrichtung hat. Zum Beispiel kommt es bei einer Exposition gegen Gammastrahlung bei bestimmten Polymeren zu einem Abbau, einer Vernetzung oder einer Veränderung der Farbe, was zu einer Verschlechterung mechanischer Eigenschaften führen kann.
Es sind auch Versuche unternommen worden, die Aktivität ionisch komplexierter Arzneimittel durch das Mischen von Polymeren mit den Komplexen aus Arzneimittel und Tensid unter Bildung von Beschichtungszusammensetzungen zu verlängern; siehe z.B. das US-Patent Nr. 5 525 348 an Whitbourne et al., das US-Patent Nr. 5 061 738 an Solomon et al. und das US-Patent Nr. 4 670 975 an McGary et al.. Die Einarbeitung eines Polymers hat jedoch keine nennenswerte Verbesserung bezüglich der Verlängerung der Aktivität gebracht. Darüber hinaus wird durch die Verwendung von Arzneimitteln, die ionisch mit dem Tensid komplexiert sind, die Menge des Arzneimittels, die in die Beschichtung eingearbeitet werden kann, eingeschränkt, da das Arzneimittel im Allgemeinen nur 20 bis 50 % des Komplexes ausmacht. Somit beschränkt die Einarbeitung des Tensids die Menge des Arzneimittels, die in die Beschichtungen der medizinischen Vorrichtung gegeben werden kann.
Die Patentschrift US-A-5 441 759 offenbart ein Verfahren zur Herstellung einer medizinischen Vorrichtung, die wenigstens einen Abschnitt für die Einführung oder Implantation in den Körper eines Patienten aufweist, wobei der Abschnitt eine Oberfläche hat, die für eine Exposition gegen Körpergewebe des Patienten geeignet ist, und wobei wenigstens ein Teil der Oberfläche mit einer Beschichtung bedeckt ist, so dass wenigstens ein biologisch aktives Material aus dieser freigesetzt wird, wobei das Verfahren umfasst:

a) Bilden einer Schicht aus der Beschichtung, die ein ionisches Tensid umfasst, das an das biologisch aktive Material auf der Oberfläche komplexiert ist, und
b) γ-Bestrahlen und Erhitzen der Vorrichtung (siehe Anspruch 1).

Somit besteht ein Bedarf an stabilen Beschichtungen für medizinische Vorrichtungen, wobei die Beschichtungen eine ausreichende Freisetzung von Arzneimitteln mit einer bestimmten Geschwindigkeit oder über einen gewünschten Zeitraum in die Körperflüssigkeit erlauben, und wobei sie gleichzeitig eine hohe Arzneimittelaktivität der Oberfläche aufrecht erhalten. Es ist deshalb ein Ziel der Erfindung, eine derartige Beschichtung für die zeitlich abgestimmte Freisetzung der inkorporierten Arzneimittel bereit zu stellen.
Es ist auch ein Ziel dieser Erfindung, eine Arzneimittel-haltige medizinische Vorrichtung bereit zu stellen, die die anhaltende Zufuhr des Arzneimittels oder eine ausreichende Arzneimittelaktivität an den oder in der Nähe der beschichteten Oberflächen der Vorrichtungen ermöglicht.
Es ist auch ein Ziel der Erfindung, medizinische Vorrichtungen mit stabilisierten, ionisch komplexierten Arzneimittelbeschichtungen sowie Verfahren zur Herstellung derartiger Vorrichtungen bereit zu stellen.
Weiterhin ist es ein Ziel der Erfindung, eine Arzneimittel-freisetzende Beschichtung bereit zu stellen, die gut an der medizinischen Vorrichtung haftet, um die zeitlich abgestimmte oder anhaltende Verabreichung des Arzneimittels in das Körpergewebe zu ermöglichen.
Es ist ein weiteres Ziel der Erfindung, Verfahren zur Herstellung einer medizinischen Vorrichtung, die Arzneimittel freisetzt, bereit zu stellen, die die zeitlich abgestimmte Zufuhr oder die langfristige Zufuhr des Arzneimittels ermöglichen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Diese und andere Ziele werden durch die vorliegende Erfindung verwirklicht. Zur Erreichung dieser Ziele haben wir eine stabilisierte Beschichtung entwickelt, die eine zeitlich abgestimmte oder anhaltende pharmakologische Aktivität auf der Oberfläche medizinischer Vorrichtungen über ein Reservoir-Konzept ermöglicht. Im Einzelnen umfasst die Beschichtung wenigstens zwei Schichten: eine Außenschicht, die wenigstens einen Komplex aus einem Arzneimittel und einem ionischen Tensid enthält, der über einer Reservoirschicht oder einer bindenden Schicht liegt, die ein Polymer und das Arzneimittel enthält, das im wesentlichen frei von einem ionischen Tensid ist. Wenn eine medizinische Vorrichtung, die mit einer derartigen Beschichtung bedeckt ist, einem Körpergewebe ausgesetzt wird, wird das ionisch komplexierte Arzneimittel in der Außenschicht in die Körperflüssigkeit oder das Körpergewebe abgegeben. Nach der Freisetzung eines derartig komplexierten Arzneimittels bleiben die Komplexbindungsstellen des ionischen Tensids in der Außenschicht frei. Um die pharmakologische Aktivität nach der Abgabe des ionisch komplexierten Arzneimittels aufrecht zu erhalten, werden zusätzliche Mengen des Arzneimittels auf eine Weise in die Reservoirschicht eingebettet oder inkorporiert, die es dem Arzneimittel, das im wesentlichen frei von ionischen Tensiden ist, ermöglicht, einen Komplex mit den freien Komplexbindungsstellen des ionischen Tensids in der Außenschicht zu bilden. Als Ergebnis davon wird die Oberfläche der medizinischen Vorrichtung mit dem Arzneimittel angereichert, so dass eine anhaltende pharmakologische Aktivität bereitgestellt wird, um die unerwünschten Reaktionen aufgrund der Gegenwart der medizinischen Vorrichtung zu verhindern. Bei der Anwendung kann ein Teil des Arzneimittels, das in die Reservoirschicht eingebettet oder inkorporiert ist, eine Komplexbildung mit freien Komplexbindungsstellen in der Außenschicht eingehen, während ein Teil des Arzneimittels, das in die Reservoirschicht eingebettet oder inkorporiert ist, frei in die Körperflüssigkeit übertreten kann.
Zur Erreichung dieser Ziele haben wir ferner ein Verfahren zur Stabilisierung von Arzneimittel-freisetzenden Beschichtungen, die ionisch komplexierte Arzneimittel aufweisen, entwickelt. Dadurch, dass die beschichtete Vorrichtung einer Quelle für eine niedrige, relativ wenig eindringende Energie, beispielsweise einem Gasplasma, einer Elektronenstrahlenergie oder einer Koronaentladung, ausgesetzt wird, wird die Beschichtung stabilisiert, so dass sie eine zeitlich abgestimmte oder langfristige Abgabe des Arzneimittels ermöglicht. Vorzugsweise wird die beschichtete Vorrichtung zuerst Wärme ausgesetzt, um die Arzneimittelbeschichtung zu binden, ehe sie der Energiequelle ausgesetzt wird. Die Anwendung dieses Stabilisierungsverfahrens ist weiterhin nicht auf die oben beschriebene Beschichtung mit der Reservoirschicht beschränkt. Sie kann auf andere Beschichtungen angewendet werden, z.B. auf eine, die eine erste Schicht aufweist, die ein Polymer enthält, auf der eine zweite Schicht liegt, die ein Polymer und einen Komplex aus einem Arzneimittel und einem ionischen Tensid enthält.
Die erfindungsgemäßen Beschichtungen können für verschiedene medizinische Vorrichtungen verwendet werden, wie Katheter, Shunts, Stents (z.B. selbstentfaltende oder Ballonexpandierbare Gefäß-Stents oder Stents, die nicht für Gefäße vorgesehen sind), Herzklappen, Transplantate und künstliche Organe und Prothesen. Die Beschichtungen können mit polymeren, metallenen oder keramischen Oberflächen verwendet werden.
Die Polymere, die für den Einsatz in der Erfindung geeignet sind, z.B. für die Bildung der Reservoirschicht, sollte solche sein, die biokompatibel sind und eine Reizung des Körpergewebes vermeiden. Vorzugsweise könnten für medizinische Vorrichtungen, die mechanischen Belastungen ausgesetzt sind, elastomere Polymere wie Silicone, Polyurethane, thermoplastische Elastomere, Ethylen-Vinylacetat-Copolymere, Polyolefin-Elastomere und EPDM-Gummis verwendet werden. Für medizinische Verwendungen, die keinen mechanischen Beanspruchungen ausgesetzt sind, können biologisch resorbierbare Polymere verwendet werden. Zu solchen biologisch resorbierbaren Polymeren gehören Polymilchsäure, Polyglykolsäure, Polycaprolacton, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymere, Cellulose und dergleichen.
Das biologisch aktive Material, das für die Erfindung geeignet ist, kann in Form von Teilchen vorliegen. Die durchschnittliche Teilchengröße kann 1 bis 100 μm betragen. Zu den biologisch aktiven Materialien, die für die Erfindung nützlich sind, gehören Glucocorticoide, Heparin, Hirudin, Angiopeptin, Aspirin, Wachstumsfaktoren, Oligonucleotide, Thrombozytenhemmer, Antikoagulanzien, Mitosehemmer, Antioxidanzien, Antimetaboliten, Entzündungshemmer, Mittel gegen Bluthochdruck sowie Antibiotika wie Penicillin. Die Reservoirschicht kann 0,1 bis 90 Gew.-% an biologisch aktivem Material enthalten, vorzugsweise 10 bis 45 Gew.-%, und sie kann eine Dicke im Bereich von ungefähr 5 bis ungefähr 1000 μm haben. Vorzugsweise hat die Reservoirschicht eine Dicke im Bereich von ungefähr 15 bis ungefähr 50 oder 200 μm.
Zu geeigneten ionischen Tensiden für die Außenschicht gehören Tridodecylammoniumchlorid oder Benzalkoniumchlorid. Die Außenschicht kann eine Dicke im Bereich von ungefähr 0,1 bis ungefähr 10 μm haben; vorzugsweise hat die Außenschicht eine Dicke von ungefähr 1 bis ungefähr 5 μm.
Gemäß der vorliegenden Erfindung treten negativ geladene Arzneimittel mit positiv geladenen Tensiden unter Ausbildung eines Komplexes in Kontakt. Wenn sich der Komplex gebildet hat, ist die Löslichkeit des Arzneimittels in der Körperflüssigkeit beträchtlich vermindert. Somit ist die Geschwindigkeit der Freisetzung des Arzneimittels in die Körperflüssigkeit verringert. Ähnlich können positiv geladene Arzneimittel Komplexe mit negativ geladenen Tensiden bilden, wobei ähnliche Ergebnisse erzielt werden.
Die Komplexe, die gemäß der vorliegenden Erfindung gebildet werden, resultieren in erster Linie aus ionischen Wechselwirkungen zwischen negativ geladenen Arzneimitteln und positiv geladenen Tensiden oder positiv geladenen Arzneimitteln und negativ geladenen Tensiden. Es können jedoch auch bestimmte sekundäre Kräfte vorliegen, die zur Bildung oder Aufrechterhaltung der Komplexe beitragen, wie eine Wasserstoffbrückenbindung, eine Dipol-Dipol-Wechselwirkung und eine Ladungs-Dipol-Wechselwirkung, und die Komplexe der am Anfang vorliegenden Außenschicht können identisch mit oder ähnlich den Komplexen sein, die anschließend durch das biologisch aktive Material des Reservoirs gebildet werden. Die Komplexe können sich jedoch unterscheiden. Zum Beispiel kann ein am Anfang vorliegender Komplex im Vergleich zu nachfolgenden Komplexen, die durch das biologisch aktive Material des Reservoirs und das Tensid gebildet werden, eine höhere Dichte an Ladungs-Ladungs-Wechselwirkungen zwischen dem pharmazeutischen Mittel und dem Tensid aufweisen.
Zur Herstellung der erfindungsgemäßen Reservoirbeschichtungen wird die Reservoirschicht zuerst auf die medizinische Vorrichtung aufgebracht. Das Arzneimittel wird inkorporiert, indem es in einer Zusammensetzung aus einem Polymer und einem Lösemittel gelöst oder suspendiert wird. Gegebenenfalls kann ein Vernetzungsmittel zu der Lösung oder Suspension gegeben werden. Die Zusammensetzung der Reservoirschicht wird dann mittels Verfahren wie Sprühen oder Tauchen, ohne jedoch auf diese beschränkt zu sein, auf eine Oberfläche der medizinischen Vorrichtung aufgetragen. Die Reservoirschicht kann dann gegebenenfalls wärmegehärtet werden. Die Außenschicht wird über das Auflösen eines Komplexes aus einem Arzneimittel und einem ionischen Tensid in einem Lösemittel oder einer Mischung von Lösemitteln, in dem bzw. der das Polymer bzw. die Polymere in der Reservoirschicht aufquellen kann bzw. können, hergestellt. Die Außenschicht-Zusammensetzung wird dann unter Bildung der Außenschicht auf die Reservoirschicht aufgetragen. Ein Teil des Komplexes dringt in die polymere Reservoirbeschichtung ein.
Zur Herstellung der erfindungsgemäßen stabilisierten Beschichtungen kann die Vorrichtung, nachdem die erste Schicht der Beschichtung (wenn die Beschichtung mehr als eine Schicht umfasst) auf die Vorrichtung aufgetragen wurde, wärmebehandelt werden und dann zur weiteren Härtung der Schicht einer Quelle für niedrige, relativ wenig eindringende Energie ausgesetzt werden. Gegebenenfalls kann die Vorrichtung wärmebehandelt werden, ohne dass sie der Energiequelle ausgesetzt wird, oder sie kann der Energiequelle ausgesetzt werden, ohne dass sie wärmebehandelt wird, und es können dann weitere Schichten aufgetragen werden. Die Vorrichtung kann dann erneut wärmebehandelt und/oder der Energiequelle ausgesetzt werden. Die Außenschicht der Vorrichtung kann gegebenenfalls wärmebehandelt werden, aber sie sollte auf jeden Fall oder zur Stabilisierung der Energiequelle ausgesetzt werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist ein Diagramm, das die Geschwindigkeit der Freisetzung von Heparin für Stents mit den Beschichtungen, die gemäß Beispiel 1 hergestellt wurden, zeigt.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Zu den medizinischen Vorrichtungen, die für die vorliegende Erfindung geeignet sind, gehören, ohne jedoch auf diese beschränkt zu sein, Katheter, implantierbare Venenverweilkanülen, Blutbeutel, Gefäß-Stents, Blutschläuche, Zentralvenenkatheter, Arterienkatheter, Gefäßtransplantate, intraaortale Ballonpumpen, Herzklappen, Kardiovaskulärnähte, Pumpen für das künstliche Herz und Herzunterstützungspumpen, extrakorporale Vorrichtungen wie Blutoxygenatoren, Blutfilter, Hämodialysegeräte, Hämoperfusionsgeräte, Plasmapheresegeräte, hybride künstliche Organe, wie Pankreas und Leber, sowie künstliche Lungen.
Zu Vorrichtungen, die besonders geeignet sind, gehören Gefäß-Stents, wie selbstentfaltende Stents oder Ballon-expandierbare Stents. Beispiele für selbstentfaltende Stents, die für die vorliegende Erfindung nützlich sind, werden in den US-Patenten Nr. 4 655 771 und 4 954 126, die an Wallsten erteilt wurden, und 5 061 275, das an Wallsten et al. erteilt wurde, veranschaulicht. Beispiele für geeignete Ballon-expandierbare Stents werden im US-Patent Nr. 4 733 665 gezeigt, das an Palmaz erteilt wurde, im US-Patent Nr. 4 800 882, das an Gianturco erteilt wurde, und im US-Patent Nr. 4 886 062, das an Wiktor erteilt wurde. Ähnlich sind Harnwegimplantate, wie Drainagekatheter, ebenfalls besonders für die Erfindung geeignet.
Die Oberflächen der medizinischen Vorrichtungen können aus polymeren, metallenen und/oder keramischen Materialien bestehen. Zu geeigneten polymeren Materialien gehören, ohne Einschränkung, Polyurethan und seine Copolymere, Silicon und seine Copolymere, Ethylen-Vinylacetat, thermoplastische Elastomere, Polyvinylchlorid, Polyolefine, Cellulose-Materialien, Polyamide, Polyester, Polysulfone, Polytetrafluorethylene, Polycarbonate, Acrylnitril-Butadien-Styrol-Copolymere, Acrylate, Polymilchsäure, Polyglykolsäure, Polycaprolacton, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymere, Cellulose, Collagene und Chitine.
Zu Metallmaterialien gehören Metalle und Legierungen, die auf Titan basieren (wie Nitinol, Nickel-Titan-Legierungen, Thermomemory-Legierungsmaterialien), rostfreier Stahl, Tantal, Nickel-Chrom oder Cobalt-Chrom (wie Elgiloy^® und Phynox^®). Zu Metallmaterialien gehören auch verkleidete Verbundfilamente wie diejenigen, die in WO 94/16646 offenbart wurden. Beispiele für Keramikmaterialien sind Keramiken aus Aluminiumoxid und Glaskeramiken wie Macor^®.
Wie oben beschrieben wurde, umfasst die Zusammensetzung der Reservoirschicht ein Polymer und ein biologisch aktives Material. Gegebenenfalls kann ein Vernetzungsmittel enthalten sein. Im Folgenden wird eine detailliertere Beschreibung geeigneter Materialien oder Mittel und von Methoden gegeben, die für die Herstellung der Reservoirschicht der erfindungsgemäßen Beschichtungen nützlich sind.
Das Polymer bzw. die Polymere, das bzw. die für die Bildung der Reservoirschicht nützlich ist bzw. sind, sollten solche sein, die biokompatibel sind und eine Reizung des Körpergewebes vermeiden. Vorzugsweise sind die Polymere solche, die biostabil sind, wie Polyurethane, Silicone und Polyester. Zu weiteren Polymeren, die verwendet werden können, gehören solche, die auf der medizinischen Vorrichtung gelöst und gehärtet oder polymerisiert werden können, oder Polymere, die relativ niedrige Schmelzpunkte aufweisen und mit therapeutischen Mitteln gemischt werden können. Zu geeigneten Polymeren gehören Polyolefine, Polyisobutylen, Ethylen-Alpha-Olefin-Copolymere, Acryl-Polymere und -Copolymere, Vinylhalogenid-Polymere und Copolymere, wie Polyvinylchlorid, Polyvinylether, wie Polyvinylmethylether, Polyvinylidenhalogenide, wie Polyvinylidenfluorid und Polyvinylidenchlorid, Polyacrylnitril, Polyvinylketone, aromatische Polyvinyl-Verbindungen, wie Polystyrol, Polyvinylester, wie Polyvinylacetat; Copolymere von Vinyl-Monomeren, Copolymere von Vinyl-Monomeren und Olefinen, wie Ethylen-Methylmethacrylat-Copolymere, Acrylnitril-Styrol-Copolymere, ABS-Harze, Ethylen-Vinylacetat-Copolymere, Polyamide, wie Nylon 66 und Polycaprolacton, Alkydharze, Polycarbonate, Polyoxymethylene, Polyimide, Polyether, Epoxyharze, Polyurethane, Rayon-Triacetat, Cellulose, Celluloseacetat, Cellulosebutyrat, Celluloseacetatbutyrat, Cellophan, Cellulosenitrat, Cellulosepropionat, Celluloseether, Carboxymethylcellulose, Collagene, Chitine, Polymilchsäure, Polyglykolsäure und Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymere.
Bevorzugter werden für medizinische Vorrichtungen, die mechanischen Beanspruchungen ausgesetzt sind, z.B. einer Expansion und einer Kontraktion, die Polymere aus elastomeren Polymeren ausgewählt, wie Siliconen (z.B. Polysiloxanen und substituierten Polysiloxanen), Polyurethanen, thermoplastischen Elastomeren, Ethylen-Vinylacetat-Copolymeren, Polyolefin-Elastomeren und EPDM-Gummis. Aufgrund der elastischen Natur dieser Polymere haftet die Beschichtung besser an der Oberfläche der medizinischen Vorrichtung, wenn die Vorrichtung Kräften oder Spannungen ausgesetzt wird.
Weiterhin können, auch wenn die Erfindung unter Einsatz nur eines Polymertyps für die Bildung der Reservoirschicht durchgeführt werden kann, verschiedene Kombinationen von Polymeren eingesetzt werden. Die geeignete Polymermischung kann mit biologisch aktiven Materialien von Interesse abgestimmt werden, um die gewünschten Wirkungen zu erzeugen, wenn sie gemäß der Erfindung auf eine medizinische Vorrichtung aufgetragen wird.
Die Arzneimittel oder biologisch aktiven Materialien, die in der Erfindung eingesetzt werden können, können beliebige therapeutische Substanzen sein, beispielsweise solche, die unerwünschte physiologische Reaktionen auf eine Exposition von Körpergewebe gegen die medizinische Vorrichtung vermindern oder verhindern. Die Arzneimittel, die in die Reservoirschicht inkorporiert werden, sollten im Wesentlichen frei von ionischen Tensiden sein. Die Arzneimittel können in verschiedenen physikalischen Zuständen vorliegen, z.B. molekular verteilt in Form von Kristallen oder in Form von Clustern. Es kann eine Kombination geeigneter Arzneimittel in die Reservoirschicht eingearbeitet werden.
Zu geeigneten therapeutischen Substanzen gehören Glucocorticoide (z.B. Dexamethason, Betamethason), Heparin, Hirudin, Angiopeptin, Aspirin, Wachstumsfaktoren, Oligonucleotide und, allgemeiner, Thrombozytenhemmer, Antikoagulanzien, Mitosehemmer, Antioxidanzien, Antimetaboliten und Entzündungshemmer. Zu Thrombozytenhemmern können Arzneimittel wie Aspirin und Dipyridamol gehören. Aspirin wird als Analgetikum, Antipyretikum, Entzündungshemmer und ein Thrombozytenhemmer klassifiziert. Dipyridamol ist ein Arzneimittel, das insofern Aspirin-ähnlich ist, als es Charakteristika von Thrombozytenhemmern zeigt. Dipyridamol wird auch als koronarer Vasodilator klassifiziert. Zu Antikoagulanzien können Mittel wie Heparin, Protamin, Hirudin und das antikoagulatorische Tick-Protein gehören. Zu Mitosehemmern und Antimetaboliten können Arzneimittel wie Methotrexat, Azathioprin, Vincristin, Vinblastin, 5-Fluoruracil, Adriamycin und Mutamycin gehören. Zu Antibiotika können Penicillin, Cefoxitin, Oxacillin, Tobramycin und Gentamycin gehören.
Die biologisch aktiven Mittel können eingearbeitet werden, indem sie im Polymer und im Lösemittel der Zusammensetzung der Reservoirschicht gelöst oder suspendiert werden. Wenn die Arzneimittel in der Lösung suspendiert werden, dann sollten sie als feine Teilchen, deren durchschnittliche Teilchengröße im Bereich von 1-100 μm liegt, dispergiert werden. Alternativ können das Polymer und das biologisch aktive Mittel, wenn ein Polymer mit einem relativ niedrigen Schmelzpunkt verwendet wird, im geschmolzenen Zustand gemischt werden (beispielsweise durch Gießen oder Co-Extrudieren), wenn sich das biologisch aktive Mittel bei der Schmelztemperatur nicht zersetzt. Das Verhältnis der Dicke der Reservoirschicht zum durchschnittlichen Teilchendurchmesser ist vorzugsweise größer als ungefähr 3 und bevorzugter größer als ungefähr 5.
Die Konzentration des biologisch aktiven Materials oder die Beladung mit dem biologisch aktiven Material in der Reservoirschicht kann in Abhängigkeit von den gewünschten therapeutischen Wirkungen variiert werden. Außerdem hängt die Beladung bezüglich des Verhältnisses des Arzneimittels zum Polymer in der Reservoirschicht von der Wirksamkeit des Polymers hinsichtlich der Festhaltung des pharmazeutischen Mittels auf der medizinischen Vorrichtung und der Geschwindigkeit ab, mit der die Beschichtung das Arzneimittel in das Körpergewebe abgeben soll. Im Allgemeinen kann die Reservoirschicht 0,1-90 Gew.-% oder, vorzugsweise, 10-45 Gew.-% biologisch aktives Material enthalten. Am Bevorzugtesten sollten 25-40 Gew.% Arzneimittel in die Reservoirschicht eingearbeitet werden.
Die Reservoirschicht wird im Allgemeinen so hergestellt, dass sie im Wesentlichen frei von irgendeinem ionischen Tensid ist. Kleine Mengen können jedoch freigesetzt werden, insbesondere an einer Grenzfläche zwischen einer Außenschicht und einer Reservoirschicht. Zum Beispiel können kleine Mengen eines ionischen Detergens als Folge eines Eindringens während des Prozesses des Sprühens einer Außenschicht oder aufgrund der Wanderung aus der Außenschicht während der Lagerung freigesetzt werden. Die Reservoirschicht enthält, abgesehen von der Grenzfläche mit der Außenschicht, vorzugsweise weniger als 0,5 Gew.-% Komplex, bevorzugter weniger als 0,4 Gew.-% Komplex.
Lösemittel, die für die Bildung der Zusammensetzung der Reservoirschicht geeignet sind, sind solche, die das Polymer in Lösung bringen können und dabei die therapeutischen Eigenschaften des eingesetzten biologisch aktiven Materials nicht verändern oder negativ beeinflussen. Beispiele für nützliche Lösmittel für Silicon sind Tetrahydrofuran (THF), Chloroform und Dichlormethan.
Zur Verbesserung der Stabilität der Reservoirschicht und der zeitlich abgestimmten Freisetzung oder langfristigen Freisetzung der Arzneimittel können Vernetzungsmittel in die Reservoirschicht eingearbeitet werden. Zum Beispiel kann ein Hydrosilan als Vernetzungsmittel für Silicon verwendet werden.
Die Zusammensetzung der Reservoirschicht wird im Allgemeinen hergestellt, indem fein pulverisierte Teilchen des Arzneimittels in eine ausgewählte Menge des Polymers gegeben werden. Es werden dann das Lösemittel und gegebenenfalls das Vernetzungsmittel zu dieser Mischung gegeben, die dann gerührt wird, bis sie homogen ist. In Abhängigkeit von der Art des biologisch aktiven Materials, des Lösemittels und der Polymere, die verwendet werden, braucht die Mischung keine Lösung zu sein. Die Arzneimittelteilchen müssen nicht in der Mischung aufgelöst werden, sondern sie können darin suspendiert werden.
Die Mischung wird dann auf eine Oberfläche der medizinischen Vorrichtung aufgetragen. Die Zusammensetzung der Reservoirschicht kann aufgetragen werden, indem die medizinische Vorrichtung in die Zusammensetzung getaucht wird, oder indem die Zusammensetzung auf die Vorrichtung aufgesprüht wird. Die Dicke der gebildeten Reservoirschicht kann im Bereich von ungefähr 5 μm bis ungefähr 100 μm liegen, vorzugsweise bei ungefähr 15 μm bis ungefähr 50 μm.
Da unterschiedliche Dicken der Beschichtung leicht erreicht werden können, indem die Zahl der Sprühzyklen eingestellt wird, wird ein Sprühbeschichten der medizinischen Vorrichtung mit der Reservoirschicht bevorzugt. Typischerweise kann eine Luftbürste, wie das Modell 150 von Badger (das mit einer Druckluftquelle geliefert wird) für die Beschichtung der Vorrichtung verwendet werden. Wenn eine größere Oberfläche beschichtet werden soll, kann es vorteilhaft sein, die Vorrichtung in eine rotierende Halterung zu einzuspannen, um die Bedeckung der Oberfläche der Vorrichtung zu erleichtern. Zum Beispiel werden für die Beschichtung der gesamten Oberfläche eines Gefäß-Stents die Enden der Vorrichtung mittels elastischer Halterungen, beispielsweise Alligator-Klemmen, an einer rotierenden Halterung befestigt. Der Stent wird in einer im Wesentlichen horizontalen Ebene um seine Achse rotiert. Die Sprühdüse der Luftbürste wird typischerweise 2-4 Inch von der Vorrichtung entfernt angeordnet.
Die Dicke der Reservoirbeschichtung kann über die Rotationsgeschwindigkeit und die Flussgeschwindigkeit der Sprühdüse justiert werden. Die Rotationsgeschwindigkeit wird üblicherweise auf ungefähr 30-50 Upm eingestellt, typischerweise auf ungefähr 40 Upm. Die Flussgeschwindigkeit der Sprühdüse, die von 4 bis 10 mL Beschichtung pro Minute reichen kann, kann ebenfalls justiert werden. Üblicherweise werden mehrere Sprühbeschichtungen benötigt, um die gewünschte Dicke einer Reservoirschicht zu erreichen. Wenn ein Verfahren eingesetzt wird, das nicht aus einem Sprühen besteht, beispielsweise eine Tauchbeschichtung, ein Gießen oder ein Co-Extrudieren, dann kann eine Schicht ausreichend sein.
Weiterhin können mehrere Reservoirschichten mit verschiedenen Zusammensetzungen eingesetzt werden, so dass mehr als ein Arzneimittel und/oder Polymer in die darunter liegende Schicht inkorporiert werden kann. Die Anordnung der verschiedenen Schichten kann durch die Diffusions- oder Elutionsgeschwindigkeiten der betreffenden Arzneimittel sowie über die gewünschte Geschwindigkeit, mit der das Arzneimittel dem Körpergewebe zugeführt werden soll, bestimmt werden.
Nach der Auftragung der Reservoirschicht kann das Polymer gehärtet werden, um eine Polymermatrix zu erzeugen, die das biologisch aktive Material enthält, und das Lösemittel kann verdampft werden. Bestimmte Polymere, wie Silicon, können bei relativ niedrigen Temperaturen (z.B. bei Raumtemperatur) gehärtet werden, was als Raumtemperatur-Vulkanisationsprozess (RTV-Prozess) bekannt ist. Typischer erfolgt der Prozess der Härtung/Verdampfung bei höheren Temperaturen, wobei die beschichtete Vorrichtung in einem Ofen erhitzt wird. Typischerweise erfolgt die Erhitzung bei ungefähr 90°C oder darüber, und zwar ungefähr 1 bis 16 Stunden lang, wenn Silicon verwendet wird. Für bestimmte Beschichtungen, z.B. diejenigen, die Dexamethason enthalten, kann die Erhitzung bei Temperaturen von bis zu 150°C erfolgen. Die Dauer und die Temperatur des Erhitzens variieren natürlich in Abhängigkeit vom jeweiligen Polymer, den Arzneimitteln, den Lösemitteln und/oder Vernetzern, die verwendet werden. Einem Fachmann auf diesem Gebiet ist es klar, dass es erforderlich ist, diese Parameter zu justieren. Die Vorrichtungen können auch gehärtet werden, nachdem die Außenschicht aufgetragen worden ist.
Die Außenschicht, die den Komplex aus dem ionischen Tensid und dem Arzneimittel enthält, wird vorzugsweise hergestellt, indem der Komplex in einem Lösemittel oder in einer Mischung von Lösemitteln gelöst wird, aber sie kann auch hergestellt werden, indem der Komplex aus dem ionischen Tensid und dem Arzneimittel mit einem Polymer oder Polymeren oder Mischungen aus einem Polymer bzw. Polymeren und einem Lösemittel gemischt wird. Geeignete Arzneimittel wurden oben beschrieben. Zu geeigneten ionischen Tensiden gehören quartäre Ammonium-Verbindungen, beispielsweise eine der folgenden: Benzalkoniumchlorid, Tridodecylmethylammoniumchlorid (TDMAC), Cetylpyridiniumchlorid, Benzyldimethylstearylammoniumchlorid und Benzylcetyldimethylammoniumchlorid. Ein weiteres Beispiel für ein geeignetes ionisches Tensid ist ein polymeres Tensid, beispielsweise ein quartäres Ammoniumsalz eines Acrylat-Polymers, einschließlich von 2-(Trimethylamin)ethylmethacrylatbromid, oder ein quartäres Ammoniumsalz der Cellulose, wie JR400 und QUATRISOFT, die von Union Carbide hergestellt werden. Vorzugsweise umfasst das ionische Tensid TDMA.
Der Komplex aus dem Tensid und dem Arzneimittel kann entweder käuflich erworben oder im Labor hergestellt werden. Beispielsweise wird Benzalkoniumchlorid von ALDRICH hergestellt und verkauft. TDMA-Heparin wird von STS POLYMERS hergestellt und verkauft. Dem Fachmann auf diesem Gebiet sind Verfahren zur Herstellung von Komplexen aus Tensiden und Arzneimitteln bekannt.
Die Konzentration oder die Beladung mit dem biologisch aktiven Material in der Außenschicht kann in Abhängigkeit von den gewünschten therapeutischen Wirkungen variiert werden. Im Allgemeinen kann die Außenschicht 10-100 Gew.-% oder vorzugsweise 30-100 Gew.% Komplex mit dem biologisch aktiven Material enthalten. Am Bevorzugtesten sollten 45-100 Gew.-% Arzneimittelkomplex in die Außenschicht eingearbeitet sein.
Das Lösemittel bzw. die Lösemittel, das dazu verwendet wird bzw. die dazu verwendet werden, den Komplex zu lösen, sollte bzw. sollten die Polymere der Reservoirschicht aufquellen können. Mit anderen Worten, das bzw. die Lösemittel sollte bzw. sollten es der Zusammensetzung der Außenschicht ermöglichen, sich an der Grenzfläche der beiden Schichten etwas mit der Reservoirschicht zu vermischen. Somit sollte, wenn möglich, das Lösemittel, das zur Herstellung der Außenschicht verwendet wird, vorzugsweise das gleiche sein wie das, das zur Herstellung der Reservoirschicht verwendet wird.
Die Zusammensetzung der Außenschicht wird dann auf die medizinische Vorrichtung aufgetragen. Die Zusammensetzung kann mittels Verfahren wie Tauchen, Gießen, Extrudieren oder Sprühbeschichten aufgetragen werden, so dass eine Schicht gebildet wird, bei der ein Teil des Komplexes aus Arzneimittel und Tensid in die oberste Schicht des Matrix-Polymers der Reservoirschicht eindringt. Wie bei der Reservoirschicht wird eine Sprühauftragung der Außenschicht auf der medizinischen Vorrichtung bevorzugt, da sie es ermöglicht, die Dicke der Beschichtung leicht einzustellen. Die Dicke der Außenschicht kann von ungefähr 0,1 bis ungefähr 10 μm reichen. Vorzugsweise ist diese Schicht ungefähr 1 bis ungefähr 5 μm dick. Beim Sprühbeschichten werden 1-2 Sprühzyklen bevorzugt, aber es können weitere Zyklen eingesetzt werden, in Abhängigkeit von der gewünschten Dicke der Beschichtung.
Das Verhältnis der Dicke der Außenschicht zu derjenigen der Reservoirschicht kann von ungefähr 1:2 bis 1:100 variieren, und es liegt vorzugsweise im Bereich von ungefähr 1:10 bis 1:25.
Die Freisetzungsgeschwindigkeit und das Freisetzungsprofil der Vorrichtung können durch die Dicke der Außenschicht sowie durch die Konzentration des ionisch gebundenen Arzneimittels in dieser Schicht beeinflusst werden. Wenn zunächst eine größere Menge des biologisch aktiven Materials zugeführt werden soll, dann sollten dünnere Außenschichten verwendet werden.
Für die Herstellung der erfindungsgemäßen stabilisierten Beschichtungen werden die medizinischen Vorrichtungen einer Quelle für eine niedrige, relativ wenig eindringende Energie, beispielsweise einem Gasplasma, einer Elektronenstrahlenergie oder einer Koronaentladung, ausgesetzt, nachdem sie mit wenigstens einer Schicht der Beschichtung, die das Arzneimittel freisetzt, beschichtet wurden. Das Gas, das in der Gasplasmabehandlung eingesetzt wird, kann vorzugsweise Argon oder ein anderes Gas, wie Stickstoff, Helium oder Wasserstoff, sein. Vorzugsweise wird die beschichtete Vorrichtung zunächst bei 40°C bis 150°C wärmegehärtet, ehe sie für 30 Sekunden bis 30 Minuten der Energiequelle ausgesetzt wird. Quellen für eine Energie, die relativ stark eindringt, beispielsweise Gammastrahlung, sollten vermieden werden.
Die Vorrichtung kann auch auf derartige Weise behandelt werden, ehe die Auftragung der gesamten Beschichtung abgeschlossen ist. Zum Beispiel kann die Vorrichtung, nachdem sie mit einer Schicht der Beschichtung überzogen wurde, erhitzt werden und der Quelle für die niedrige, relativ wenig eindringende Energie ausgesetzt werden. Die Behandlung kann wiederholt werden, nachdem weitere Schichten aufgetragen wurden. Außerdem kann dieses Stabilisierungsverfahren auf Beschichtungen, die nicht die oben beschriebenen Reservoirbeschichtungen sind, angewendet werden. Speziell ist das Verfahren auf eine Beschichtung anwendbar, die eine erste Schicht aufweist, die ein Polymer umfasst, und eine zweite Schicht, die ein Polymer und ein ionisch komplexiertes Arzneimittel umfasst. Das Verfahren ist auch auf eine einzelne Beschichtung anwendbar, die ein ionisch komplexiertes Arzneimittel enthält. Die oben beschriebenen Polymere und Arzneimittelkomplexe sind für die Herstellung einer derartigen Beschichtung geeignet.
Bei einem geeigneten Verfahren werden die medizinischen Vorrichtungen in eine Kammer eines Systems für eine Plasma-Oberflächenbehandlung, beispielsweise des Plasma Science 350 (Himont/Plasma Science, Foster City, Kalifornien) gegeben. Das System ist mit einer Reaktorkammer und einem RF-Solid-State-Generator ausgerüstet, der bei 13,56 mHz und einer Ausgangsleistung von 0 – 500 Watt arbeitet und mit einem Mikroprozessor-gesteuerten System und einem vollständigen Vakuumpumpensystem ausgerüstet ist. Die Reaktionskammer enthält ein freies Arbeitsvolumen von 16,75 Inch (42,55 cm) mal 13,5 Inch (34,3 cm) und einer Tiefe von 17,5 Inch (44,45 cm).
Beim Plasmaprozess werden die beschichteten medizinischen Vorrichtungen in eine Reaktionskammer gegeben, das System wird mit Stickstoff gespült, und es wird ein Vakuum von 20-50 mTorr angelegt. Danach lässt man ein inertes Gas (Argon, Helium oder eine Mischung von diesen) für die Plasmabehandlung in die Reaktionskammer einströmen. Ein stark bevorzugtes Behandlungsverfahren besteht aus der Verwendung von Argongas, dem Betrieb mit einer Energie im Bereich von 200 bis 400 Watt, einer Flussgeschwindigkeit von 150-650 Standard-Milliliter pro Minute, was 100-450 mTorr äquivalent ist, und einer Expositionszeit von ungefähr 30 Sekunden bis ungefähr 5 Minuten. Die Vorrichtungen können unmittelbar nach der Plasmabehandlung entnommen werden, oder sie können für einen weiteren Zeitraum, typischerweise 5 Minuten, in der Argonatmosphäre bleiben.
Nach der Stabilisierung liegt der Komplex aus dem ionischen Tensid und dem Arzneimittel der Außenschicht im Allgemeinen molekular verteilt oder in Teilchenform vor.
Weiterhin sollten die medizinischen Vorrichtungen, nachdem sie beschichtet wurden, sterilisiert werden. Sterilisationsverfahren sind in diesem Gebiet bekannt. Zum Beispiel können die Vorrichtungen durch eine Exposition gegen Gammastrahlung von 2,5-3,5 Mrad oder durch eine Exposition gegen Ethylenoxid sterilisiert werden. Für die Sterilisation ist die Exposition gegen Gammastrahlung ein bevorzugtes Verfahren, insbesondere für Beschichtungen, die Heparin enthalten. Für bestimmte medizinische Vorrichtungen, die mechanischen Beanspruchungen ausgesetzt sind, beispielsweise expandierbare Gefäß-Stents, wurde jedoch gefunden, dass das Sterilisieren derartiger beschichteter Vorrichtungen mit Gammastrahlung ihre Fähigkeit, sich auszudehnen, vermindern kann. Um eine solche Verminderung zu vermeiden, sollte die oben beschriebene Gasplasmabehandlung zur Vorbehandlung der beschichteten Vorrichtungen für die Gamma-Sterilisierung eingesetzt werden.
BEISPIEL 1
Herstellung der Reservoirschicht
Es wurde eine Reservoirschicht-Zusammensetzung aus Heparin, Silicon und THF mittels des folgenden Verfahrens hergestellt. Es wurde eine bestimmte Menge einer Mischung aus Silicon und Xylol (~35 Gew.-% Feststoffanteil, von Applied Silicone Corporation) abgewogen. Der Gehalt an festem Silicon wurde anhand der Analyse des Händlers ermittelt. Vorherberechnete und abgewogene Mengen von fein pulverisiertem Heparin (2-6 μm) wurden dem Silicon zugegeben, um eine Beschichtung mit 37,5 Gew.-% Heparin herzustellen. Dann wurde Tetrahydrofuran (THF) von HPLC-Reinheit (von Aldrich oder EM Science) dem Silicon und dem Heparin in einer Menge von V_THF = 25 Gewichtsanteile_{festesSilicon} zugesetzt. Schließlich wurde ein Silan als Vernetzungsmittel zugesetzt. Die Lösung wurde mit einem Rührstab oder einem Magneten gerührt, bis die Suspension homogen war.
Es wurden dann drei selbstentfaltende Wallstent^®-Gefäß-Stents mit der Suspension sprühbeschichtet. Durch das Adjustieren der Zahl der Sprühzyklen wurden unterschiedliche Dicken der Beschichtung auf die Stents aufgetragen, wie in der Tabelle 1a gezeigt ist. Die Dicken der Beschichtung wurden lichtmikroskopisch gemessen. Nachdem man die Stents ungefähr 30 Minuten bei Raumtemperatur ruhen gelassen hatte, wurden die beschichteten Stents in einen Konvektionsofen überführt und 16 Stunden auf 90°C erhitzt. Es wurde eine Behandlung mit Argongasplasma eingesetzt, um die Beschichtung nach dem Zyklus der Wärmehärtung weiter zu härten. Jeder beschichtete Stent wurde in zwei gleiche Teile geschnitten, um insgesamt sechs Stent-Segmente bereit zu stellen.
Herstellung der Außenschicht
Es wurde eine Lösung aus TDMA-Heparin/THF von 10 mg/mL hergestellt, indem eine abgewogene Menge des TDMA-Heparin-Pulvers in einem Becherglas gelöst und das Lösemittel THF zugesetzt wurde. Das Pulver löste sich im Lösemittel innerhalb von ungefähr 15 Minuten vollständig auf. Die Außenschicht-Zusammensetzung wurde durch Sprühbeschichten auf drei der Stent-Segmente aufgetragen, und zwar auf ND 815-1,5 und 9at, so dass Außenschichten von ungefähr 2 μm Dicke erzeugt wurden. Die beschichteten Stents wurden luftgetrocknet. Die restlichen drei Stent-Segmente, nämlich ND 815-1,5 und 9a, wurden nicht mit einer Außenschicht überzogen und dienten als Kontrollbeispiele.
Freisetzungsprofile auf der Basis des Azur-A-Tests
Zur Bestimmung des Profils der Heparin-Freisetzung durch die beschichteten Stents wurden Azur-A-Tests durchgeführt. Es wurden ungefähr 2 cm von jedem beschichteten Stent abgeschnitten, in 100 mL Phosphat-gepufterte Saline gegeben und unter Schütteln bei 37°C inkubiert. In regelmäßigen Abständen abgenommene Proben der Lösung wurden weiterverarbeitet, indem der Azur-A-Farbstoff mit dem Heparin komplexiert wurde, um die Menge des Heparins zu bestimmen, die von den Beschichtungen in die Probelösungen abgegeben worden war. Zum Zeitpunkt der Probenahme wurde der Puffer durch frische Saline ersetzt.
Im Einzelnen wurden 250 μl einer jeden Probelösung verdünnt und in die Wells der 96-Well-Mikrotiterplatte pipettiert. Es wurden 100 μl einer Lösung des Azur-A-Farbstoffes mit einer Konzentration von 100 μg/ml (von Aldrich Chem. Co.) in alle Wells mit den Proben pipettiert. Die ganze Platte wurde dann geschüttelt und genau eine Stunde bei Raumtemperatur inkubiert. Dann wurde die Absorption der Lösungen bei 505 nm mittels eines Mikroplatten-Lesegeräts bestimmt. Die Konzentrationen der Proben wurden dann über eine Interpolation mit Hilfe einer Standardkurve aus Lösungen mit bekannten Konzentrationen von 0 bis 6,0 μg/ml, die in Schritten von jeweils 0,6 μg/ml anstiegen, bestimmt.
Die Tabelle 1b fasst die Freisetzungsgescheindigkeiten der Stents zu unterschiedlichen Zeiten über einen Zeitraum von 8 Tagen zusammen. Diese Daten wurden dazu verwendet, das in der 1 gezeigte Freisetzungsprofil zu generieren.
Ergebnisse des Toluidinblau-Tests
Zur Bestimmung der Konzentration des Heparins an der Oberfläche der Stents wurde ein semiquantitativer Toluidinblau-Test durchgeführt. Es wurden ungefähr 1,5 cm der Stents präpariert und in kleine Teströhrchen gegeben. Es wurden 2 mL einer Lösung des Toluidinblau-Farbstoffes von 100 μg/ml (von Aldrich) in die Röhrchen gegeben. Die Teströhrchen wurden sanft geschüttelt, und dann ließ man sie genau 30 Minuten bei Raumtemperatur stehen. Die Stents wurden dann aus dem Farbstoff genommen und gründlich mit kaltem Wasser gewaschen. Die Oberfläche der Stents wurde sanft mit einem Papierhandtuch abgetrocknet. Die Stent-Proben wurden dann in eine weitere Gruppe von Teströhrchen transferiert, die 2,00 mL einer 1%igen Natriumdodecylsulfat-Lösung enthielten, und 10 Minuten bei Raumtemperatur stehen gelassen, ehe die Absorption der Lösung bei 640 nm in einem UV-Spektralphotometer gemessen wurde.
Die Ergebnisse der Farbstoffaufnahme aus dem Toluidinblau-Test sind in der Tabelle 1a dargestellt. Sie zeigen, dass die ermittelten Heparin-Konzentrationen, die an den Oberflächen der beschichteten Stents vorlagen, dazu neigten, bei den Stents, die mit den erfindungsgemäßen Beschichtungen bedeckt waren, größer zu sein als bei den Stents, die nur mit einer Reservoirschicht bedeckt waren.
Ergebnisse des Faktor-Xa-Tests
Zur Bestimmung der Arzneimittel-Aktivität des beschichteten Stents sowie der Konzentration des Heparins auf den Oberflächen wurde ein Faktor-Xa-Test durchgeführt. Es wurde eine Probe eines jeden Stents von ungefähr 0,5 cm präpariert und in ein kleines Teströhrchen gegeben. Es werden 20 μl Antithrombin III mit einer Aktivität von 1 IU/ml (von Helena Lab.) und 180 μl Tris-Puffer mit einer Konzentration von 0,5 mol/l in die Teströhrchen gegeben. Der Inhalt wurde geschüttelt und ungefähr 10 Minuten bei 37°C inkubiert. Dann wurden 200 μl Faktor-Xa-Reagens, 71 nkat (von Helena Lab.), den Teströhrchen zugesetzt. Nach ungefähr 1 Minute wurden 200 μl des chromogenen Substrats S 2765 (1 mg/mL) (Coatest, 82-14 13-39/5) zu den Teströhrchen gegeben. Die Teströhrchen wurden gemischt und genau 5 Minuten bei 37°C inkubiert. Es wurden 300 μl einer 20%igen Essigsäure-Lösung zugesetzt, um die Reaktion abzustoppen. Die Extinktion der Chromophor-Gruppe wurde bei 405 nm gemessen.
Die Antithrombin-Aktivität der Proben wurde auf der Basis einer Standardkurve mit Standardlösungen von 0,1, 0,3, 0,5 und 0,7 IU/ml Heparin berechnet. Es sollte angemerkt werden, dass die Volumina der Reagenzien, die für den Test eingesetzt wurden, so verändert werden können, dass das Verhältnis der Reagenzien unverändert bleibt, damit eine Extinktion der Testlösung erhalten wird, die im Bereich der Standardkurve liegt.
Die Ergebnisse für die Proben sind in der Tabelle 1a dargestellt. Sie zeigen, dass die erfindungsgemäßen Stents eine beträchtlich höhere Heparin- oder Antithrombin-Aktivität sowie Oberflächen Quelle für eine niedrige, relativ wenig eindringende Energie konzentrationen des Heparins aufwiesen als die Stents, die keine äußere TDMA-Heparinschicht enthielten.
BEISPIEL 2
Eine Mischung aus Heparin, Silicon und THF wurde mittels des folgenden Verfahrens hergestellt. Es wurde eine Mischung aus Silicon und Xylol (35 Gew.-% Feststoffanteil, von Applied Silicone Corporation) abgewogen. Der Gehalt an festem Silicon wurde anhand der Analyse des Händlers ermittelt. Vorherberechnete und abgewogene Mengen von fein pulversiertem Heparin (2-6 μm) wurden dem Silicon zugegeben, um eine Beschichtung mit 37,5 Gew.-% Heparin herzustellen. Es wurde Tetrahydrofuran (THF) von HPLC-Reinheit (Aldrich oder EM-Science) zugegeben, bis der Gehalt an festem Silicon 3,5 % betrug. Schließlich wurde ein Vernetzungsmittel des Herstellers zu der Suspension gegeben. Die Lösung wurde mit einem Rührstab oder einem Magneten gerührt, bis die Suspension homogen war.
Es wurden dann Wallstent^®-Endoprothesen mit der Suspension sprühbeschichtet, um die in der Tabelle 2a gezeigten Dicken der Reservoirbeschichtung zu erzielen. Es wurden drei Beschichtungsreihen (z.B. A, B und C) wie folgt hergestellt. Nach einer Lagerung bei Raum temperatur für 30 Minuten wurden die beschichteten Stents, die als die Reihen A und C benannt worden waren, in einen Konvektionsofen gebracht und 16 Stunden auf 90°C erhitzt.
Eine Zusammensetzung für die Außenschicht wurde hergestellt, indem eine abgewogene Menge TDMA-Heparin-Pulver in einem Becherglas gelöst und THF zugesetzt wurde, so dass eine Lösung von TDMA-Heparin/THF von 10 mg/mL erzeugt wurde. Der pulverförmige Komplex löste sich in ungefähr 15 Minuten vollständig im Lösemittel auf. Die Stent-Reihen A und B wurden mit dieser Lösung sprühbeschichtet, so dass Außenschichten mit gleicher Dicke gebildet wurden, und dann ließ man sie lufttrocknen. Die Stents der Reihe B wurden 16 Stunden bei 90°C wärmegehärtet.
Die Stents der Reihe C wurden dann durch Eintauchen in die TDMA-Heparin-Lösung beschichtet. Die Dicke dieser Außenschichten ist die gleiche wie diejenige der Stents der Reihen A und B. Schließlich wurde eine Behandlung mit Argongasplasma angewendet, um die Beschichtungen aller Reihen weiter zu härten.
Die drei Beschichtungsreihen wurden, um das ganze zusammenzufassen, wie folgt hergestellt:

A: 1) sprühbeschichtet mit einer 37,5%igen Heparin-Reservoirzusammensetzung, 2) wärmegehärtet bei 90°C für 16 Stunden, 3) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Zusammensetzung für die Außenschicht und 4) exponiert gegen ein Argongasplasma
B: 1) sprühbeschichtet mit einer 37,5%igen Heparin-Reservoirzusammensetzung, 2) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Zusammensetzung für die Außenschicht, 3) wärmegehärtet bei 90°C für 16 Stunden und 4) exponiert gegen ein Argongasplasma
C): 1) sprühbeschichtet mit einer 37,5%igen Heparin-Reservoirzusammensetzung, 2) wärmegehärtet bei 90°C für 16 Stunden, 3) tauchbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Zusammensetzung für die Außenschicht und 4) exponiert gegen ein Argongasplasma.

Es wurden die drei im Beispiel 1 beschriebenen Tests mit den Stents durchgeführt. Die Ergebnisse, die in den Tabellen 2a und 2b gezeigt sind, zeigen, dass die Reihenfolge der Härtung und die Verfahren zur Auftragung der Außenschicht auf die Stents keine wesentliche Auswirkung auf die Aktivität oder Konzentration des Heparins auf der Oberfläche des Stents hatten. Es sollte jedoch angemerkt werden, dass die Stents der Beschichtungsreihe B, bei der die Außenschicht einer Wärmehärtung unterzogen worden war, eine verbesserte Oberflächenmorphologie zeigten.
BEISPIEL 3
Es wurden Wallstent^®-Endoprothesen mit der Reservoirzusammensetzung aus Beispiel 2 sprühbeschichtet, um die in der Tabelle 3a gezeigten Beschichtungsdicken zu erzielen. Es wurde eine Zusammensetzung für die Außenschicht erzeugt, indem TDMA-Heparin-Pulver abgewogen wurde, in ein Becherglas gegeben und THF zugesetzt wurde, so dass die Lösung 10 mg/mL TDMA-Heparin in THF enthielt. Das Pulver löste sich in ungefähr 15 Minuten vollständig im Lösemittel auf. Es wurden vier der sechs Stent-Proben mit der TDMA-Heparin-Lösung sprühbeschichtet, um Außenschichten von ungefähr 2 μm Dicke zu erzeugen. Alle Proben wurden dem Toluidinblau-Test und dem Azur-A-Test, die oben beschrieben wurden, unterzogen. Die Tabellen 3a und 3b zeigen die erhaltenen Ergebnisse der Experimente.
Wie in der Tabelle 3a gezeigt ist, wiesen die Stents, die gemäß der Erfindung beschichtet worden waren (z.B. die Probe TD1), eine höhere Konzentration des Heparins auf der Oberfläche auf als Stents, die Beschichtungen gleicher oder größerer Dicke trugen, die nur aus einer Reservoirschicht bestanden (z.B. die Probe TD5).
BEISPIEL 4
Es wurden beschichtete Stents mittels des Verfahrens hergestellt, das zur Herstellung der Stents der Reihe B im Beispiel 2 eingesetzt worden war, außer dass bestimmte der Proben nicht mit einer Außenschicht überzogen wurden, wie in der Tabelle 4a angegeben ist. Es wurden bei den Proben hinsichtlich der Reservoirschicht und der Außenschicht ähnliche Beschichtungsdicken beibehalten. Diese beschichteten Stents wurden entweder durch Gamma-Bestrahlung oder mit Ethylenoxid sterilisiert. Die Proben wurden dann im Toluidinblau-Test und im Azur-A-Test eingesetzt. Die Tabellen 4a und 4b zeigen die Ergebnisse der Experimente. Diese Ergebnisse zeigen, dass die Sterilisierung des beschichteten Stents durch Gammastrahlung oder mit Ethylenoxid die Oberflächenkonzentration des Heparins nicht auf nennenswerte Weise negativ beeinflusst.
TABELLE 4a
TABELLE 4b
BEISPIEL 5
Bildung stabilisierter Beschichtungen
Zur Bildung der ersten Schicht der Beschichtung wurde eine Silicon-Xylol-Mischung (35 Gew.-% Feststoffgehalt, von Applied Silicone Corporation) abgewogen und zu Tetrahydrofuran (THF) von HPLC-Reinheit (von Aldrich oder EM Science) gegeben. Es wurde ein Vernetzungsmittel der Lösung zugesetzt. Die homogene Lösung wurde auf Stents gesprüht, um Schichten mit Dicken von 5 μm oder darunter zu erzeugen. Die mit der ersten Siliconschicht beschichteten Stents wurden 30 Minuten bei 150°C gehärtet. Die Stents wurden dann zur weiteren Härtung mit einem Argonplasma behandelt.
Zusammensetzungen aus Silicon, THF und TDMA-Heprain für die obere Schicht wurden hergestellt, indem das TDMA-Heparin im THF gelöst wurde. Die Silicon-Xylol-Mischung wurde der Lösung so zugesetzt, dass der Gehalt an festem Silicon 3,5 % betrug. Es wurde ein Vernetzungsmittel den Lösungen zugesetzt. Der Gehalt an TDMA-Heparin in den fertigen Lösungen lag bei 20 % und 60 % bezüglich des festen Silicons.
Die Zusammensetzungen für die obere Schicht wurden auf die Silicon-beschichteten Stents gesprüht. Die Dicken der oberen Schichten der Proben sowie die Menge an TDMA-Heparin auf den Proben sind in der Tabelle 5a angegeben. Die Stents wurden dann 16 Stunden bei 90°C gehärtet und dann mit Argonplasma behandelt.
Freisetzungsexperimente
Nachdem die beschichteten Stents in Stücke von 2 cm geschnitten worden waren, wurden vier Stücke von jeder Probe in 100 mL einer Phosphat-gepufferten Lösung (PBS) gegeben. Die Pufferlösung wurde täglich gewechselt, und es wurden Azur-A-Tests mit der Lösung durchgeführt, um die Konzentrationen des freigesetzten Heparins in den Proben zu bestimmen. Die Ergebnisse sind in der Tabelle 5b angegeben.
Am dritten, sechsten und neunten Tag wurde ein Stück jeder Probe für den Toluidinblau-Farbstoff-Aufnahmetest eingesetzt. Der FXa-Test wurde mit dem letzten Stück einer jeden Probe am neunten Tag durchgeführt, um die Heparin-Aktivität zu bestimmen (siehe Tabelle 5a bezüglich der Ergebnisse). TABELLE 5a
TABELLE 5b: Freisetzungsgeschwindigkeiten (μg/cm²/Stunde) ermittelt mittels des Azur-A-Tests
BEISPIEL 6
Bildung stabilisierter Beschichtungen
Die erste Schicht der Beschichtung wurde wie im Beispiel 5 hergestellt und aufgetragen. In der Experimentreihe A wurden die beschichteten Stents 16 Stunden bei 90°C wärmegehärtet. In der Experimentreihe B wurde keine Wärmebehandlung eingesetzt.
Es wurde eine Lösung von 10 mg/mL TDMA-Heparin/THF für die obere Schicht hergestellt, indem das TDMA-Heparin im THF gelöst wurde. Die Stents wurden mit der Lösung für die obere Schicht sprühbeschichtet und dann luftgetrocknet. Die Menge an TDMA-Heparin, die auf jede Stent-Probe aufgetragen wurde, ist in der Tabelle 6a angegeben. Die beschichteten Stents der Reihe B wurden dann 16 Stunden in einem Konvektionsofen bei 90°C wärmebehandelt. Beide Stent-Reihen wurden mit einem Argonplasma behandelt.
Die beiden Beschichtungsreihen wurden, um das ganze zusammenzufassen, wie folgt hergestellt:

A: 1) sprühbeschichtet mit einer Silicon-Lösung für die erste Schicht, 2) wärmegehärtet, 3) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Zusammensetzung für die obere Schicht und 4) behandelt mit Argonplasma
B: 1) sprühbeschichtet mit einer Silicon-Lösung für die erste Schicht, 2) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Zusammensetzung für obere Schicht, 3) wärmegehärtet und 4) behandelt mit Argonplasma

Freisetzungsexperimente
Vier Stücke von 2 cm der beschichteten Stents von jeder Probe aus jeder Reihe wurden in 100 mL Phosphat-gepufferte Lösung (PBS) mit einem pH von 7,4 gegeben. Weitere 4 Stücke aus jeder Reihe wurden in 100 mL einer Lösung aus Polyethylenglykol (PEG) und Wasser (40/60 Vol./Vol., MG des PEG = 400) gegeben. Die Stent-Stücke wurden bei 37°C unter Schütteln inkubiert. Der Puffer und die PEG-Lösung wurden täglich gewechselt, und es wurden Azur-A-Tests mit der Lösung durchgeführt, um die Konzentrationen des freigesetzten Heparins zu bestimmen. Die Ergebnisse sind in der Tabelle 6b gezeigt.
Am dritten, sechsten und elften Tag wurde ein Stück jeder Probe im Toluidinblau-Farbstoff-Aufnahmetest eingesetzt (siehe Tabelle 5a bezüglich der Ergebnisse). Der FXa-Test wurde mit dem letzten Stück einer jeden Probe durchgeführt, um die Heparin-Aktivität zu bestimmen. Es wurde gefunden, dass die Heparin-Aktivität zu hoch war, als dass sie mit einem FXa-Test hätte bestimmt werden können.
Die Freisetzung von Heparin in Plasma wurde ebenfalls untersucht. Es wurden Stücke von 1 cm eines beschichteten Stents aus der Reihe B in 1 mL menschliches Citratplasma (von Helena Labs.) gegeben, das in lyophilisierter Form vorlag und durch Zugabe von 1 mL sterilem entionisiertem Wasser rekonstituiert wurde. Es wurden drei Reihen von Stents in Plasmalösungen bei 37°C inkubiert, und das Plasma wurde täglich gewechselt. In einer separaten Studie wurde gefunden, dass menschliches Citratplasma bei 37°C 24 Stunden stabil war (aktivierter partieller Thromboplastinzeit-Test). Der Toluidinblau-Test wurde für die Stents durchgeführt, die einen Tag und sieben Tage im Plasma inkubiert worden waren. Die Aufnahme des Farbstoffes am Tag 1 zeigte keinen Aktivitätsverlust; die Farbstoffaufnahme nach 7 Tagen zeigte einen 40%igen Aktivitätsverlust. Es wurde auch der FXa-Test am Tage 7 durchgeführt. Die Antithrombin-Aktivität lag über der Obergrenze für die Quantifizierbarkeit (>64 mU/cm²). TABELLE 6a
TABELLE 6b: Freisetzungsgeschwindigkeiten (μg/cm²/Stunde) ermittelt mittels des Azur-A-Tests
BEISPIEL 7
Zur Bestimmung der Auswirkung der Reihenfolge der Härtung und der Behandlung mit dem Argonplasma auf die Bindung von TDMA-Heparin an Silicon-Oberflächen wurden die folgenden Proben präpariert. Elgiloy-Stents von 5,0 mm wurden mit Silicon beschichtet, das ein Beschichtungsgewicht von 13,5 mg/cm² hatte. Es wurde eine Lösung von 10 mg/mL TDMA-Heparin/THF für die obere Schicht auf die Stents gesprüht. Das Beschichtungsgewicht der oberen Schicht lag bei ungefähr 0,4 mg/cm². Die Schritte des Erhitzens und der Behandlung mit dem Argonplasma wurden für die Stents wie im Folgenden beschrieben durchgeführt. Die Stents wurden 16 Stunden bei 90°C wärmegehärtet.

TE1: 1) sprühbeschichtet mit Silicon-Lösung, 2) wärmegehärtet, 3) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Lösung für die obere Schicht und 4) behandelt mit Argonplasma
TE2: 1) sprühbeschichtet mit Silicon-Lösung, 2) wärmegehärtet und 3) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Lösung für die obere Schicht
TE3: 1) sprühbeschichtet mit Silicon-Lösung, 2) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin- Lösung für die obere Schicht, 3) wärmegehärtet und 4) behandelt mit Argonplasma
TE4: 1) sprühbeschichtet mit Silicon-Lösung, 2) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin- Lösung für die obere Schicht und 3) wärmegehärtet

Die Freisetzungsstudie wurde in PBS-Puffer bei 37°C durchgeführt. Die Ergebnisse, die in der Tabelle 7 aufgeführt sind, zeigen, dass die kombinierte Härtung der Beschichtung mit sowohl der Wärmebehandlung als auch der Behandlung mit dem Argongas die Effizienz der Bindung des TDMA-Heparins an der Vorrichtung verstärkt und dementsprechend die Heparin-Aktivität verlängert. TABELLE 7
BEISPIEL 8
Um die Bindungseffizienz von Beschichtungen, die sowohl einer Wärmbehandlung als auch einer Plasmabehandlung ausgesetzt werden, mit derjenigen von Beschichtungen, die nur wärmebehandelt werden, weiter zu vergleichen, werden die folgenden Proben präpariert. Die Dicken sowohl der Siliconschicht als auch der oberen Schicht wurden konstant bei 3 mg/cm² bzw. 0,5 mg/cm² gehalten.

ND-1: 1) sprühbeschichtet mit Siliconlösung, 2) wärmegehärtet bei 150°C für 45 Minuten, 3) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Lösung für die obere Schicht und 4) wärmegehärtet bei 90°C für 16 Stunden
ND-1P: wie bei ND-1, aber außerdem behandelt mit Argonplasma
ND-2: 1) sprühbeschichtet mit Siliconlösung, 2) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Lösung für die obere Schicht und 3) wärmegehärtet bei 90°C für 16 Stunden
ND-2P: wie bei ND-2, aber außerdem behandelt mit Argonplasma
ND-3: 1) sprühbeschichtet mit Siliconlösung 2) wärmegehärtet bei 150°C für 60 Minuten und 3) sprühbeschichtet mit einer TDMA-Heparin-Lösung für die obere Schicht
ND-3P: wie bei ND-3, aber außerdem behandelt mit Argonplasma

Die Freisetzungsstudie wurde in Rinder-Citratplasma (CBP) durchgeführt. Die Stents wurden in Stücke von 1,5 cm geschnitten und in ein sterilisiertes Plastikgefäß gegeben, das 4 mL CBP von 37°C enthielt. Das Plasma wurde täglich gewechselt. Ab dem dritten Tag wurde statt dessen 1 mL CBP verwendet. Der Toluidinblau-Test und der FXa-Test wurden nach einer 7-tägigen Elution durchgeführt. Die in der Tabelle 8 dargestellten Ergebnisse bestätigen den Befund aus Beispiel 7, dass die Plasmabehandlung die Bindung des TDMA-Heparin an die Stents erhöht. TABELLE 8

Claims

Verfahren zur Herstellung einer medizinischen Vorrichtung mit wenigstens einem Abschnitt für den Einschub oder die Implantation in den Körper eines Patienten, wobei der Abschnitt eine Oberfläche aufweist, die geeignet ist, dem Körpergewebe des Patienten ausgesetzt zu werden, und wobei wenigstens ein Teil der Oberfläche mit einem Überzug bedeckt ist, um aus diesem wenigstens ein biologisch aktives Material freizusetzen, wobei das Verfahren umfaßt: a) Bilden einer Schicht des Überzugs, der ein ionisches Tensid aufweist, das mit dem biologisch aktiven Material komplexiert ist, auf der Oberfläche und b) Behandeln der Schicht mit einer niederenergetischen relativ wenig eindringenden Energiequelle.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Energiequelle aus der Gruppe ausgewählt ist, die besteht aus Gasplasma, Elektronenstrahlenergie und einer Koronaentladung.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Oberfläche, die mit der Schicht bedeckt ist, auf 40 bis 150°C erhitzt wird, bevor die überzogene Oberfläche der niederenergetischen relativ wenig eindringenden Energiequelle ausgesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die Oberfläche für 30 Sekunden bis 16 Stunden auf etwa 90°C erhitzt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Schicht einem Gasplasma ausgesetzt wird, das aus einem Gas erzeugt wird, das aus der Gruppe ausgewählt ist, die besteht aus Argon, Helium, Stickstoff, Wasserstoff und Mischungen daraus.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei das Gasplasma aus Argongas erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei die mit der Schicht bedeckte Oberfläche einem Gasplasma oder einer Elektronenstrahl-Energiequelle für 30 Sekunden bis 5 Minuten ausgesetzt wird.
Verfahren zur Herstellung einer medizinischen Vorrichtung mit wenigstens einem Abschnitt für den Einschub oder die Implantation in den Körper eines Patienten, wobei der Abschnitt eine Oberfläche aufweist, die geeignet ist, dem Körpergewebe des Patienten ausgesetzt zu werden, und wobei wenigstens ein Teil der Oberfläche mit einem Überzug bedeckt ist, um aus diesem wenigstens ein biologisch aktives Material freizusetzen, wobei das Verfahren umfaßt: a) Bilden einer ersten Schicht des Überzugs auf der Oberfläche, indem man eine erste Schichtzusammensetzung, die ein Polymer umfaßt, aufbringt, b) Bilden einer Außenschicht über der ersten Schicht, indem man eine Außenschichtzusammensetzung, die ein ionisches Tensid, das mit dem biologisch aktiven Material komplexiert ist, umfaßt, aufbringt, und c) Aussetzen der überzogenen Oberfläche einer niederenergetischen relativ wenig eindringenden Energiequelle.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Energiequelle aus der Gruppe ausgewählt ist, die besteht aus Gasplasma, Elektronenstrahlenergie und einer Koronaentladung.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die erste Schicht außerdem ein biologisch aktives Material umfaßt.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die überzogene Oberfläche auf 40 bis 150°C erhitzt wird, bevor die überzogene Oberfläche der niederenergetischen relativ wenig eindringenden Energiequelle ausgesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Oberfläche für 1 bis 16 Stunden auf etwa 90°C erhitzt wird.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die überzogene Oberfläche einem Gasplasma ausgesetzt wird, das aus einem Gas erzeugt wird, das aus der Gruppe ausgewählt ist, die besteht aus Argon, Helium, Stickstoff, Wasserstoff und Mischungen daraus.
Verfahren nach Anspruch 13, wobei das Gasplasma aus Argongas erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 9, wobei die überzogene Oberfläche einem Gasplasma oder der Elektronenstrahlenergiequelle für 30 Sekunden bis 5 Minuten ausgesetzt wird.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die erste Schichtzusammensetzung und die Außenschichtzusammensetzung durch Sprühbeschichtung aufgebracht werden.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei das Polymer der ersten Schicht ein elastomeres Material ist.
Verfahren nach Anspruch 17, wobei das Polymer der ersten Schicht aus der Gruppe ausgewählt ist, die besteht aus Siliconen, Polyurethanen, thermoplastischen Elastomeren, Ethylenvinylacetatcopolymeren, Polyolefinelastomeren und EPDM-Kautschuken.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei das biologisch aktive Material Heparin ist.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei das ionische Tensid ein Tridodecylammoniumion aufweist.