生物相容的聚合物膜的製作方法
2023-09-18 16:30:35 3
專利名稱：生物相容的聚合物膜的製作方法
相關申請的交叉參考本申請要求1998年10月13日提交的美國專利臨時申請號60/104，001的優先權。
背景技術：
本發明涉及這樣的基本問題，即與活體組織或體液相接觸所用的許多生物醫學器件均由非生物相容性的合成的或天然的材料所製成。缺乏生物相容性會導致血液凝結以及各種其它的炎症現象和組織敏化。
此外，在器件表面上會自發感染微生物。在表面上繁殖並生成生物膜的諸如細菌之類的感染媒體則極難根除[Costerton，J.W.等(1999)，《科學》，284，1318～1322]。似長期接觸使用的器件，如植入式移植片固定膜或內埋式導尿管也可成為宿主細胞粘附的表面，從而使宿主細胞敏化、增殖或改變正常的生理功能並限制器件的功能或原先的使用目的，例如限制流體流過器件。
先有技術為改善生物相容性所採用的一種方法是基於對器件的表面進行改性的，其目的在於改善其疏水性。另一方面，使表面更有疏水性至少可以部分達到提高生物相容性的目的。雖然已知某些聚合物，例如聚有機矽和矽氧烷，具有許多生物相容性的屬性，但是卻沒有能使人們以任何確定性預測生物相容性的可靠物理相關性。一般而言，疏水表面較之親水表面更具生物相容性。Zisman的臨界表面張力[Zisman，W.A.，(1964)Adv.Chem.Ser.43]已被用作有助於評價潛在生物相容性的參數。具有最佳臨界表面張力的材料常常是具有生物相容性的，然而也有突出的例外。例如，聚乙烯和聚丙烯的臨界表面張力正好落在最佳範圍內，但是這類材料卻不是所預期的生物相容性材料。其它因素也很重要。不弄清這些因素的本質，生物相容性仍然是不可預測的。
由於聚烯烴和聚氨酯具有引人注目的結構性質，因此已經開發出各種共混和共聚技術以賦予更強的生物相容性。美國專利No.4，872，867公開了用水溶性聚合物改性聚氨酯並用矽烷型偶聯劑使之原位交聯以形成交聯型的雙交替式聚矽氧烷網絡結構的方法。美國專利No.4，636，552公開了一種帶有聚內酯側鏈的聚二甲基矽氧烷，據說當其與基體聚合物摻和或用於替代增塑劑使用時能賦予生物相容性。美國專利No.4，929，510公開了一種具有較強疏水性鏈段和較弱疏水性鏈段的雙嵌段共聚物。將該雙嵌段共聚物溶於一種能使基體聚合物溶漲的溶劑而製成的溶液，則該溶液可用於使該雙嵌段共聚物導入到基體聚合物的製品中去。隨後將該製品轉移到水中，迫使摻入的雙嵌段共聚物作下述取向，即較強疏水性鏈段嵌入到基體中去，而較弱疏水性鏈段則暴露於製品的表面上。雙嵌段共聚物的實例包括聚(環氧乙烷-環氧丙烷)、聚N-乙烯基-吡咯烷酮-醋酸乙烯酯和聚N-乙烯基-吡咯烷酮-苯乙烯。美國專利No.4，663，413和No.4，675，361公開了鏈段式嵌段共聚物，尤其是聚矽氧烷-聚己內酯線型嵌段共聚物。後者被摻混到基體聚合物材料中用以改變其表面性質。儘管該共聚物最初是整體摻混到基體聚合物中的，但它仍會遷移到表面上形成極薄的、也許是單層的膜，該膜賦予所需的表面特性，尤其是生物相容性。
在Lovinger，A.J.等人(1993)的「J.Polymer Sci.Part B.(Polymer Physics)31115～123」中敘述了一種具有端嵌式聚內酯(PL)鏈段的聚二甲基矽氧烷(PDMS)鏈段的三嵌段共聚物。有人已將這種三嵌段共聚物摻混到主體配方中並還作為表面塗層應用，以便降低血栓形成；這在美國專利No.5，702，823中作了敘述，現併入本文作為參考。PL-PDMS-PL三嵌段共聚物可購自例如Thoratec實驗室(加利福尼亞州，伯克利市)，該實驗室提供了一系列商品名為「SMA」的此類聚合物，其中矽氧烷為二甲基矽氧烷且內酯為己內酯；該聚合物還可購自Th.Goldschmidt AG公司(德國，埃森市)，其商品名為「Tegomer」(註冊商標，Goldschmidt AG公司)。適用於本發明使用的該聚矽氧烷鏈段的標稱分子量(數均)為約1000～約5000，而己內酯鏈段的標稱分子量為約1000～約10，000。Tsai，C-C.等人(1994)在「ASAIO Journal 40M 619～M 824」中報告了用PL-PDMS-PL共混到聚氯乙烯和其它基體聚合物中或作為一種塗覆在基體聚合物上的塗料使用的對照性研究。
Deppisch，R.等人(1998)在「Nephrol.Dial.Transplant.131354～1359」中報告了改善聚醯胺-聚乙烯基吡咯烷酮、聚醯胺-聚芳醚碸-聚乙烯基吡咯烷酮或聚芳醚-聚乙烯基吡咯烷酮膜結構的血栓性質。血栓性質的改善歸因於疏水與親水表面鑲嵌塊的微域疇表面結構。
美國專利No.5，589，563公開了具有表面修飾端基的聚合物，例如具有共價鍵合於端基上的硬鏈段和軟鏈段如PDMS或芳香聚碳酸酯的聚氨酯。表面修飾端基傾向於集中在聚合物表面上以增強表面的疏水性。
最近，人們已經認識到生物物質與導致凝血、炎症反應和細菌與宿主細胞反應的人造材料之間的相互作用是一系列更為複雜的過程，其中人造材料表面的疏水性只不過是一個因素而己。現已發現，生物物質與上述材料之間的相互作用至少包括與血液補充物體系各組分、與血液的調血管激素-激肽體系、與血液凝集起始的內部通路、與血小板以及與血液的其它細胞組分包括周圍血細胞例如單核細胞和粒性白細胞之間的相互作用。
此外，微生物的滋生和宿主細胞的敏化和/或在聚合物表面上的增殖都是涉及潛在嚴重後果的問題，尤其對於諸如植入式移植片固定膜或內置式導尿管之類的製品而言更是如此。生物相容性獲得改善的材料設計必須考慮這樣一些因素。
發明概述本發明包括在醫學治療或手術過程中用於改善接觸血液、組織或體液的合成/聚合、有機或金屬材料的任何製品的生物相容性的共聚物膜和方法。這類製品包括但不限於導管、袋容器、導尿管、移植片固定膜、探針、餵飼管、輸液管線、血管移植物、人造血管旁路等，不管其是否用於長期或短期與血液、組織或其它體液或其血漿或血球和細胞成分接觸。本發明的共聚物膜較之常規使用的或沒有所述聚合物膜的製品或材料而言，提供了能降低血栓形成、降低細菌滋生能力和粘附力、降低對宿主細胞的毒性以及炎症細胞或宿主細胞的滲透和接種的性質。
附圖簡述
圖1為導尿管剖面的掃描電鏡相片，在該導尿管材料中摻混有BaSO4以便增強X-射線的對比度。接觸血液的內表面在最上部。箭頭標示塗覆於基材內表面上的PUR-SMA膜。
圖2為單組分PUR(上面一排)和塗覆有PUR-SMA膜的PUR的原子力掃描顯微鏡相片。左側一列顯示高度變化；右側一列顯示與探針尖端的移動有關的相位變化。明、暗區域具有不同的物理化學特性；明區指示較軟的親水表面特徵，暗區指示相對硬的、疏水的且與較高的PDMS表面濃度有關的表面。
圖3為一種雙組分PUR(上面一排)和塗覆有SMA塗層的雙組分PUR對照的原子力顯微圖。正如在圖2中所描述的那樣，本圖中分別顯示於左側和右側的是高度影象和相位影象。
圖4為未塗覆(第3列)和塗覆有PUR-PL-PDMS-PL膜(第2列)和PUR膜(第5列)及Pul-PL-PDMS-PL共聚物(第6列)的聚氨酯試片的細菌繁殖情況。橫座標軸為時間(最長24小時)；縱座標軸為578nm的光密度。沿縱座標軸上的字母表示各個試片。
圖5顯示塗覆有和未塗覆有如下所述及實施例8中的預塗層的導尿管萃取物的細胞毒性(抑制細胞生長)的柱狀圖。
發明詳述本發明包括可塗覆於製品表面以形成連續表面的共聚物膜，這種連續表面較之未塗覆製品的表面具有更好的生物相容性和更光滑的表面形態。一般而言，本發明的共聚物膜的製造方法是，提供一種疏水聚合物鏈段，例如帶有-OH官能團端基的聚二甲基矽氧烷(PDMS)，並使該-OH端基同能與-OH基團反應的成膜聚合物的某種常見單體或預聚物反應。這類反應的實例有，使用一種聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯(PL-PDMS-PL)型三嵌段共聚物或有機矽聚酯作為反應性的PDMS。聚內酯鏈段的-OH基團在適當溶劑中可與任何種類的異氰酸酯反應從而生成在其結構中結合有PDMS的一種聚合物。採用將溶劑中的反應混合物塗覆於製品上並使溶劑揮發的任何方便方法，即可使所說的膜塗覆於製品的表面上。
在被塗覆的表面上形成一種在所說聚合物中結合有PDMS鏈段的聚合物膜。所製成的膜的力學強度要比單獨的PL-PDMS-PL膜更大。該膜的完整性使之能夠覆蓋由能與用於溶解原料的溶劑相容的任何材料所制的任何結構。可以選擇各種材料以滿足最佳的力學性質的要求，然後由所需材料製成的製品可被包裹在本發明的聚合物膜中從而賦予該製品以生物相容性。本發明聚合物膜的另一優點在於，這類膜能夠降低可能存在於製品中的表面粗糙度。例如，在聚氨酯基的導尿管中，需要加入硫酸鋇以便提供X射線對比度。硫酸鋇會增加表面粗糙度，這種粗糙度則會降低生物相容性，引起流體擾動或增加細胞或微生物的沉積。塗覆於導尿管表面上的聚合物膜不僅因改變表面化學組成而提高了生物相容性，而且也因降低表面粗糙度而提高了生物相容性。其它類型的粗糙度，例如在製造過程中，如因模塑或擠出或尖端成形期間的熱加工或機械加工步驟如機械打孔或雷射打孔而引起的表面粗糙度，均可因塗覆上本發明的聚合物膜而降低。
不受特定操作理論的約束，本發明所提供的數據證明，本發明的聚合物膜的表面特徵在於，這種特徵是與有關生物相容性表面的流行觀點相吻合的。這種流行觀點注意到的事實是，細胞、蛋白質和其它生物物質是以各種各樣方式包括疏水的、親水的以及離子的或靜電的相互作用，與表面產生非專一性的相互作用，相互作用所產生的鍵合常常具有協同的性質。對這種相互作用的評論可在Deppisch，R．等人的「Nephrol.Dial.Transplant131354～1359」(1998)中閱讀到，該文獻併入本文作為參考。提供最低相互作用機會的表面類型因而被認為是這樣一種表面類型，即該表面類型呈現一種鑲嵌狀的表面，其中發生特性變化的域疇要比在蛋白質、細胞等上面所常見的相應的相互作用域疇小。本發明的共聚物膜的特徵在於，其中非均一性表面具有各種不同性質的域疇。與這類域疇有關的特徵包括疏水/親水、粗糙／光滑、硬/軟等等。域疇的最佳尺寸為0.1～100nm平均直徑，但是其邊界不必是規則的或精確勾劃的，域疇尺寸不必均一且落在最佳範圍之外的域疇是起作用的。具有這種最佳鑲嵌塊的表面不為允許生物物質非專一鍵合的任何給定的表面特性提供充分的接觸面積。本發明的聚合物膜的表面已用原子力顯微鏡(AFM)作為分析。本文中所提供的結果表明，這種膜的實例具有鑲嵌性表面，其具有不同疏水性和硬度的域疇的平均直徑為0.1～100nm。
本文所提供的數據還表明，由本發明聚合物膜所覆蓋的表面較之未塗覆的表面的生物相容性有了顯著提高。
因此，本發明包括一種共聚物膜，該膜系由一種疏水性聚合物鏈段如具有反應性-OH基團的含PDMS鏈段的共聚物與一種成膜聚合物的單體或預聚物如一種異氰酸酯或異氰酸酯-多元醇混合物反應而生成。根據本發明，有許多製備共聚物膜的方法。合適的疏水性聚合物鏈段包括各種矽氧烷聚合物、含氟聚合物、聚乙二醇-聚二甲基矽氧烷共聚物、有機矽聚酯、聚醯胺、聚碸、聚芳醚碸、聚碳酸酯、聚烯烴包括環烯烴共聚物，等等。基本上所有種類的嵌段共聚物均可用於作為本發明的塗層膜。在疏水性聚合物鏈段上的反應性端基可以是任何種類的適於使疏水性聚合物鏈段與成膜聚合物的單體或預聚物單元偶聯起來的反應性基團。或者，可用偶聯劑與疏水性鏈段反應，然後再與成膜聚合物的單體或預聚物單元反應。
成膜聚合物的實例包括聚氨酯、聚烯烴、聚碳酸酯、聚氯乙烯、聚醯胺、聚碸、聚芳醚碸、纖維素類聚合物、環烯烴共聚物等。優選的是聚氨酯(PUR)，它可由異氰酸酯與多元醇反應而製成。PL-PDMS-PL具有-OH基，這使它可通過與游離異氰酸酯基反應而內結合到聚氨酯中去。
本發明還提供了一種用聚合物膜塗覆製品的方法，包括將所說的溶劑中的反應產物塗覆到製品表面上然後除去溶劑，由此當除去溶劑時即製得所說的膜。
本發明用兩類聚合物膜舉例說明；採用市購的PL-PDMS-PL嵌段共聚物如SMA 422、SMA 423或SMA 425(註冊商標，Thoratec實驗室公司，加利福尼亞州，伯克利市)，或者有機矽聚酯如Tegomer H-Si 6440(註冊商標，Th.Goldschmidt A.G.公司，德國，埃森市)，用其中的任一組分與聚氨酯預聚物(Desmodur E22或E23，註冊商標，拜爾公司)反應或兩個組分與異氰酸酯、PL-PDMS-PL嵌段共聚物及多元醇反應。在該兩個反應中，PL-PDMS-PL鏈段作為雙官能團單元參與反應，此雙官能團單元即內結合到PUR聚合物鏈中去。
可改變反應條件以便控制疏水性鏈段對聚氨酯的比例。優選的OH/NCO端基的摩爾比為0.1～10。傾向於增加疏水性鏈段比例的反應條件也傾向於增強所製成的膜的整體疏水性，從而增大疏水性鑲嵌區的平均直徑。
作為本發明的另一方面，可以藉助提供製品表面與塗層膜之間的中間層的方法來改善生物相容性，尤其是降低細胞的毒性。中間層可由含游離-OH基的疏水物質如多元醇或也構成塗層膜組分的物質如PL-PDMS-PL(也參考本文中所用的商品名如SMA或Tegomer)製成。中間層如PL-PDMS-PL的塗覆可採用塗裝法或將待塗製品浸入到PL-PDMS-PL溶解於適當溶劑如甲基異丁酮的溶液中隨後使溶劑揮發的方法。被稱為預塗的方法產生一層PL-PDMS-PL層，隨後可用本發明的聚合物膜塗覆在該層上，於是，PL-PDMS-PL塗層就形成製品表面與聚合物塗層之間的一種中間層。形成中間層的優點在於降低了已塗覆製品如導尿管的細胞毒性，尤其是在導尿管是由具有浸出性異氰酸酯的聚氨酯基礎聚合物製造的情況下更是如此。還可製備多層膜以提供由單層膜所不能獲得的多種物理性質的複合材料。
實施例1步驟125g甲基異丁酮1.5g SMA 422(Thoratec公司)在輕微攪拌下溫熱至40℃，約需5分鐘。
SMA 422是一種標稱分子量分別為4000、2000和4000的聚己內酯-聚二甲基矽氧烷-聚己內酯鏈段的三嵌段共聚物。
步驟2加入23.5g的Desmodur E22(拜爾公司)輕微攪拌以免形成空氣泡。反應可進行長達2小時，溫度為0℃～60℃。
脫氣Desmodur E22是一種以二苯甲烷二異氰酸酯為基料的多異氰酸酯預聚物。其-NCO含量為8.6wt％。當量重量為488。
步驟3(a)用一把帶有或不帶有支撐箔片如PE箔片(聚乙烯或由聚氨酯製成的模塑片)的刮塗刀，在玻璃板上刮塗不同厚度的膜；或(b)將溶液輸入導尿管(內徑1～3 mm或任何其它幾何尺寸)以製成膜。然後用掃描電鏡觀察聚合的膜(參見圖1)。
實施例2步驟10.45g SMA 42223.7g多元醇(VP 51，拜爾公司)15.9g異氰酸酯(Desmodur PF，拜爾公司)在60℃下使異氰酸酯與SMA 422一起反應達10分鐘。
然後加入多元醇並按照實施例1步驟2的方法使該反應繼續進行。
在室溫下攪拌混合併脫氣。
步驟2刮塗成膜(如上所述)或澆注成膜。
PL-PDMS-PL上-OH基的其它反應在本領域中是眾所周知的，且均可利用於使疏水鏈段結合到成膜聚合物中去。對PL-PDMS-PL的反應可以擴展為使用偶聯劑的反應，後者接著又與存在於其它聚合物或單體中的官能團產生反應。與含-OH官能團的單體或預聚物的偶聯反應可以採用烷基或芳基磺酸酯來實現，例如可以採用甲苯磺醯氯，它可與單體或預聚物R-OH反應，然後被PL-PDMS-PL的OH基所取代。
含胺、硫醇或醇官能團的單體或預聚物可被氰脲醯氯所活化，隨後偶聯到PL-PDMS-PL上。含環氧基的單體或預聚物可直接與PL-PDMS-PL的OH基反應。其它偶聯劑包括酸酐如馬來酸酐或馬來酸-馬來酸酐共聚物，活潑的酯類如N-羥基琥珀醯亞胺和羧酸酯類或被各種碳化二亞胺所活化的羧酸。一般而言，各種各樣的此類偶聯反應在本領域中是眾所周知的，並可利用於使疏水鏈段在已知反應條件下結合於成膜聚合物中去。
實施例3測試/評價血栓形成採用新鮮的人血對膜或塗覆的導尿管進行血栓形成評價試驗。在血液組分與材料接觸期間，對血栓-抗血栓Ⅲ絡合物(TAT)的動態產生進行分析，以此作為血栓形成的指標。血栓是血液凝聚循環中的主要成分，因為血栓是血小板的有效活化劑並使血纖維蛋白原分裂為血纖維蛋白，後者最終導致生成一種聚合的網狀結構，即凝血。採用市購的ELISA測試儀並按照製造商(Behring公司，德國)的說明書對TAT進行測量。通過直接比較改性的與未改性的聚合物體系，完成了對材料/表面的比較。TAT的加速反應動力學表明較低的生物相容性和較多的血栓形成物質。
關於血栓形成評價的方法論細節，參閱Deppisch R.等人(1993)的「Nephrol.Dial.Transplant Supp.3(1994)17～23」和Tsai等人(1994)的「ASAIO J.40M 619～M 624」。
採用新鮮的人全血作玻璃試管內的分析。類似結果即TAT的下降是針對實施例2-雙組分PUR中的SMA測量的。
表Ⅰ按照實施例1對SMA-PUR塗覆的導管測定的TAT數據
實施例4 Si/PDMS表面濃度分析(XPS)為評價PDMS分子中的核心組分Si的存在，採用X射線螢光光譜法。所採用的技術在前文中已作敘述，例如用於分析PVC-SMA混合物，參閱Tsai等人(1994)的「ASAIO J.，40M 619～M 624」。
針對不同掠射角(TOA)即10°，45°和90°測得了不含或含3％SMA(相關於異氰酸酯化合物)的薄膜的結果。有必要指出，掠射角越大，分析時的穿透深度就越深。表Ⅱ
表中數據顯示，由於在SMA-PUR中含有PDMS，Si隨著TOA的減小而增加，這表明當按上述方法刮塗時，SMA-PUR產生富集。在給定的例子中，發現大約富集了20倍。這個實驗證明，PDMS的富集是出現在表面上的。表Ⅲ
表中數據證實，SMA-PUR聚合物鏈富集於最表面。
實施例5掃描電鏡分析(SEM)採用剖切法製備的未改性和SMA改性的塗覆於導尿管上的膜，並用濺射法鍍上薄的Pt/Au層，然後置於菲力浦電子顯微鏡下進行分析。如圖1所示，約20μm厚的塗層膜形成了所標記的「SMA-PUR塗層」。所說的塗覆方法允許最佳地改變膜的厚度，由約0.1μm變到數百μm。此外，SEM還鑑別了許多小白點，這是因為導尿管材料中加入了BaSO4。BaSO4造成SEM中電子發射的變化。圖1顯示了BaSO4與血液接觸表面的清晰區別。結論是塗覆的、血液接觸的表面沒有來自BaSO4晶體所造成的粗糙性，不存在BaSO4釋離到血液中的問題，相反，BaSO4仍處於導尿管材料中。
實施例6 引流模式的AFM照片所要分析的下一個問題是證實所假設的納米域疇。在分析由具有不同化學或物理化學性質的鑲嵌塊構成的納米結構時，原子力顯微鏡(AFM)是最強有力的技術手段。
完成AFM分析是採用了在懸臂探針尖端施加低的力的引流模式技術(該方法參考Magonov等人(1996)的「用STM和AFM作表面分析，VCH，Weinheim，德國」)，參見圖2和圖3。
用引流模式的AFM分析所攝取的或所產生的表面照片顯示出納米尺寸(10～100 nm直徑)的不同點子。定義為高度影象的照片顯示一種深度的輪廓，而定義為相位移動影象的照片則顯示當懸臂探針或尖端在表面上「刮擦」或移動時(例如因化學力或不同的柔軟性)所產生的相位移動。明亮的區域是較柔軟且親水的。較暗的區域有較高濃度的PDMS且較硬。通過改變塗層聚合物的分子量或鏈長，本領域中的普通技術人員均能很容易地對納米域疇形態的梯度結構進行修改。
實施例7 細菌粘附力按照Bechert，T.等人(1998)在「第十一屆亞琛生物材料學術討論會，Poster 26.，德國，Offenlegung DE 19751581 A1」中所述的方法，對細菌在共聚物膜和塗覆試片上的粘附力進行評價。葡萄球菌表皮在材料表面上的粘附力採用光度法進行定量分析，其中使用一種ELISA反應將染料固定於粘附在材料表面上的細胞上。光密度測量提供了一種在標準化條件下對粘附細菌的相對的定量測度。
聚氨酯(PUR)膜、PUR與PL-PDMS-PL共聚物膜、未塗和塗有共聚物膜的聚氨酯試片的各種組合都作了測試。
試片是由Tecoflex EG60DB20(Thermedics公司，馬塞諸塞州，Woburn市)所製成；這是一種熱塑性的脂族聚氨酯，系由亞甲基雙環己基二異氰酸酯(40％)、聚四亞甲基醚二醇(9.6％)和1，4-二元醇擴鏈劑(30.4％)以及硫酸鋇(20.0％，賦予X射線的不透明性)所合成的。塗層材料是單組分的聚氨酯，基本上按照實施例1的方法由35％Demodur E22、5％PL-PDMS-PL(Tegomer)和60％甲基異丁酮(MIBK)所製成，刮塗成膜或塗覆於Tecoflex試片上。
將試片或膜暴露於葡萄球菌表皮的活體培養基中48小時，每隔20分鐘讀取一次吸光度。
結果顯示於圖4中。縱座標軸的光密度對著橫座標軸上的時間作圖，給出A～F的一系列重複測試數據。未塗覆的試片(第3列)迅速地且重複地支持了粘附細菌的增長的光密度。在相同時間間隔內塗覆的試片不支持可測量的細菌粘附。單獨由聚氨酯製成的膜不支持可測量的粘附。由PUR與PL-PDMS-PL製成的共聚物膜較之未塗覆的試片顯著地延緩了細菌的粘附，所用的數據是對相同光密度作約30小時的平均觀測。令人驚奇的是，在表面上存在的PDMS以劑量依賴方式降低了細菌的粘附和繁殖。
實施例8 細胞毒性研究通過測量細胞生長的抑制作用(ICG)，對試片材料、膜塗層和塗膜試片的各種組合的毒性進行評價。測量ICG所採用的方法是製備各種試驗材料的水洗脫液，然後在含洗脫液的培養介質中培育哺乳動物的活細胞，再用中性紅染料攝取量來評價細胞的成活率。
ICG試驗開始時，將1500～2000小鼠成纖細胞(L-929系)事先在伊格爾全培養基(complete Eagle MEM)中放置48～72小時使之生長成次集群，然後再接種在一個96穴的組織培養板上。將該培養板置於37℃下培養24小時。然後除去介質並加入測試洗脫液。測試洗脫液的製備方法是將測試片或膜置於70℃下的蒸餾水(每10cm2測試材料用1ml)中培養24小時。
對每塊培養板，用250μl0.4％中性紅溶液與20ml伊格爾全培養基混合。除去洗脫液培養介質並向每一穴中加入200μl的含介質的中性紅。然後將該培養板置於37℃下培養3小時。然後棄去該溶液，每一穴用200μl的PBS淋洗該培養板。隨後向每一穴加入200μl的50％(體積/體積)乙醇和1％(體積/體積)醋酸溶於蒸餾水的溶液。等待10分鐘後，測量每個穴在540nm處的吸光率。ICG％的計算公式是Ak-ATAk100,]]>式中AT=測試溶液中的平均吸光率減去空白的平均吸光率，Ak=對照樣(無細胞)的平均吸光率減去空白的平均吸光率。如Wieslander等人(1991)在「Kidney International 4977～79」中所說的，如果ICG＜30％，則該材料則是無毒的。
本實施例中使用了下列物質伊格爾全培養基配製500ml伊格爾培養基50ml小牛胎血清5ml 200m ML-穀氨醯胺5ml非必需胺基酸溶液0.5ml慶大黴素 50mg/mlPBS(10×儲備溶液)NaCl80gKCl 2gKH2PO42gNa2HPO411g溶於水中，配製成1000ml最終體積。
將該儲備溶液稀釋10倍並將pH值調至7.2。
50％乙醇、1％醋酸溶液500ml 乙醇(96％)490ml 水10ml 冰酯酸4％中性紅儲備溶液4g中性紅(Merck No.1376)100ml蒸餾水在使用之前用水將其稀釋10倍。
在若干平行實驗中，未塗覆的Tecflex導尿管和共聚物膜較之作為參比的水和鹽水而言是無毒的，即ICG＜30％。但是，塗有共聚物膜的導尿管和試片卻是有毒的。用Desmodur E23替代Desmodur E22製成的共聚物膜，當其以膜存在時是無毒的，當其塗覆於導尿管或試片上時也是無毒的。Desmodur E23含有15％-NCO基。
在塗覆共聚物膜之前，在待測試材料上先夾塗一層多元醇或PL-SMA-PL中間層也能夠降低或消除毒性。採用在甲基異丁酮溶液中塗覆預塗層並在40℃下固化以除去溶劑的方法，即可在待測試導尿管上預塗上0.125％或1.0％的PL-PDMS-PL。然後基本上按照實施例1所述方法在待測試導尿管上塗覆共聚物，與實施例1不同之處在於共聚物的起始溶液為45％Desmodur E23、5％PL-PDMS-PL和50％MBK，所得數據示於圖5中。預塗有PL-PDMS-PL中間層的導尿管能顯著降低毒性，然而未塗有中間層的導尿管也具有低於30％ICG閾值的毒性。因此，採用夾塗含游離OH基的中間層或採用快速反應組分以製成共聚物膜的方法均可降低毒性。兩種技術路線均可避免或極大降低共聚物膜的反應組分與製成待塗覆製品的聚合物基材之間產生反應的可能性。如上所述的這種多層膜的概念能在組合聚合物方面賦予極大的靈活性。
實施例9 哺乳類動物細胞的非附著性按照下述方法證明了哺乳類動物細胞如成纖細胞不能附著於和滋生於塗覆有本發明共聚物膜的製品上在一塊其底上預塗有本發明共聚物膜的組織培養板上接種上成纖細胞，培養板的一部分用一塊玻璃片蓋住，並將整個裝置浸泡在生長介質中。將共聚物表面上的生長與玻璃表面上的生長進行比較。細胞在玻璃表面上生長，但不能在共聚物膜表面附著或增殖。細胞不能在本發明的共聚物膜表面上附著或增殖表明，這種表面當植入體內時不會受到宿主細胞組織的向內生長或向外增殖的損壞。
本發明已藉助本發明操作原理的具體實施方案的實例作了敘述，本領域的技術人員根據本文所指明的或所建議的一般概念和原理對其它的實施方案也將會有所理解。包含在本發明範圍內的那些變化包括使用替代材料以製成本發明的共聚物膜，制膜和/或塗層的替代性反應條件，製備中間層的替代方法，以及這些變化的組合。
結論本文所述的SMA-PUR膜顯示出性能方面的一系列改善1．較之PL-PDMS-PL的簡單塗層，所述的膜具有力學穩定性；2．較之迄今為止所採用的技術，所述的膜的粗糙度降低到0.1nm以下。
3．正如AFM所證實，微米/納米域疇為5～100nm；4．降低了血栓形成較低的TAT生成速度；及5．正如ESCA和XPS分析所證實，PDMS富集於所說的表面上。
權利要求
1．一種包含成膜聚合物組分和含反應性端基的疏水性聚合物鏈段的共聚物膜；所說的膜具有非均一的表面，其特徵在於具有不同疏水性、粗糙度或硬度的域疇或其它物理化學性質的相異鑲嵌塊；所說的域疇的平均直徑為0.1～100nm。
2．權利要求1的共聚物膜，其中所說的成膜聚合物選自聚氨酯、聚烯烴、彈性體、聚碳酸酯、聚醚碸、聚碸和聚氯乙烯，而所說的疏水性聚合物鏈段選自矽氧烷聚合物、含氟聚合物、聚乙二醇-聚二甲基矽氧烷共聚物、有機矽聚酯和聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物。
3．權利要求2的共聚物膜，其中所說的成膜聚合物是聚氨酯，而疏水性聚合物鏈段是聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物。
4．權利要求2的共聚物膜，其中所說的成膜聚合物是聚二苯甲烷二異氰酸酯預聚物，而疏水性鏈段是聚己內酯-聚二甲基矽氧烷-聚己內酯三嵌段共聚物。
5．權利要求4的膜，其中在縮合之前，疏水性鏈段上的-OH基對成膜聚合物上的-NCO基之比為0.1～10.0。
6．一種製造共聚物膜的方法，該方法包含如下步驟將成膜聚合物組分同含有能與成膜聚合物組分反應的端基的疏水性聚合物鏈段在溶劑存在下混合，使所有組分均溶於該溶劑中；將溶於溶劑中的各組分在能使各組分在溶液中彼此反應的條件下進行熟化；以及在能使溶劑蒸發的條件下將所得溶液塗覆在待塗表面上，以製成膜。
7．權利要求6的方法，其中成膜聚合物組分是形成聚氨酯的組分，而疏水鏈段是聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物。
8．權利要求7的方法，其中在反應前疏水性鏈段上的-OH基對成膜聚合物上的-NCO基之比為0.1～10.0。
9．權利要求7的方法，其中成膜聚合物組分基本上是由異氰酸酯和多元醇組成的。
10．權利要求6的方法，其中制膜步驟是採用將溶液塗布在制品的表面上來完成的。
11．權利要求6的方法，其中制膜步驟是採用將待塗膜的製品浸入溶液中，隨後取出製品，使溶劑揮發的方法來完成的。
12．權利要求10的方法，其中所說的溶液是塗布在已經預塗有一層包含多元醇或聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物的表面上的。
13．權利要求10的方法，其中待塗膜的製品是預塗有一層包含多元醇或聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物的。
14．一種用生物相容性共聚物膜塗覆表面的方法，該方法包含下列步驟將一種包含成膜聚合物組分同含有能與成膜聚合物組分反應的端基的疏水性聚合物鏈段組分並使這些組分溶於一種溶劑中而製成的溶液在能使這些組分在溶液中彼此反應的條件下塗覆於所說表面上；從塗覆於該表面上的溶液中除去溶劑，由此在該表面上形成一共聚物膜塗層。
15．權利要求14的方法，其中成膜聚合物組分是形成聚氨酯的組分，而疏水性鏈段是聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物。
16．權利要求15的方法，其中在反應前疏水性鏈段上的-OH基團對成膜聚合物上的-NCO基團之比為0.1～10.0。
17．權利要求15的方法，其中成膜聚合物組分基本上是由異氰酸酯和多元醇的混合物所組成。
18．權利要求14的方法，其中所說表面已預塗有一層包含多元醇或聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物。
19．權利要求18的方法，包含在形成生物相容性共聚物膜之前在預塗層上形成一層膜的附加步驟。
20．一種其表面擬用於接觸血液、組織或體液的製品，所說的製品在其表面上塗有一層共聚物膜，該共聚物膜包含成膜聚合物組分和含反應性端基的疏水性聚合物鏈段；所說的膜具有不均勻的表面，其特徵在於具有不同疏水性、粗糙度或硬度的域疇，所說域疇的平均直徑為0.1～100nm。
21.按照權利要求20的製品，其中所說的成膜聚合物選自聚氨酯、聚烯烴、聚碳酸酯和聚氯乙烯、聚碸、聚醚碸、聚醯胺，而疏水性聚合物鏈段選自矽氧烷聚合物、含氟聚合物、聚乙二醇-聚二甲基矽氧烷共聚物、有機矽聚酯和聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三元共聚物。
22．按照權利要求21的製品，其中所說的成膜聚合物是聚氨酯，而疏水性聚合物鏈段是聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物。
23．按照權利要求21的製品，其中所說的成膜聚合物是聚二苯甲烷二異氰酸酯預聚物，而疏水性鏈段是聚己內酯-聚二甲基矽氧烷-聚己內酯三嵌段共聚物。
24．按照權利要求23的製品，其中在縮合之前，疏水性鏈段上的-OH基對成膜聚合物上的-NCO基之比為0.1～10.0。
25．按照權利要求20的製品，其第一塗層包含多元醇或聚內酯-聚矽氧烷-聚內酯三嵌段共聚物，所說的第一塗層處在所說共聚物膜之下。
26．按照權利要求25的製品，其中還包含處在第一塗層之上、該共聚物膜之下的一個中間層。
27．一種其表面擬用於接觸血液、組織或體液的製品，所說的製品在其表面上塗覆有一種生物相容的共聚物膜，所說的膜是按照權利要求14的方法塗覆在該表面上的。
全文摘要
本發明包括一種可塗覆於製品表面上形成一種生物相容性更好且較之未塗覆製品具有更光滑表面形態的連續表面的共聚物膜。一般而言,本發明的共聚物膜可以採用下述方法製成,即提供一種疏水聚合物鏈段如含－OH端基功能團的聚二甲基矽氧烷(PDMS)並使該－OH端基同能與－OH基反應的成膜聚合物的常見單體或預聚物反應。這種反應的實例是使用聚內酯－聚矽氧烷－聚內酯(PL－PDMS－PL)型三嵌段共聚物作為反應性的PDMS或使用有機矽聚酯。聚內酯鏈段的－OH基能與任何種類的異氰酸酯在合適溶劑中產生反應從而生成PDMS結合到其結構中的一種聚合物。採用將溶劑中的反應混合物塗覆於製品上並使溶劑揮發的任何方便的方法,即可在制品的表面上覆蓋一層所說的膜。
文檔編號A61L33/00GK1287498SQ99801828
公開日2001年3月14日 申請日期1999年10月8日 優先權日1998年10月13日
發明者R·德皮施, U·保爾, W·貝克, R·迪特裡希, H·格爾, K·克雷默 申請人:甘布羅有限公司