DE3606440C2 - - Google Patents
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- 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
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- C08G18/08—Processes
- C08G18/10—Prepolymer processes involving reaction of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen in a first reaction step
- C08G18/12—Prepolymer processes involving reaction of isocyanates or isothiocyanates with compounds having active hydrogen in a first reaction step using two or more compounds having active hydrogen in the first polymerisation step
Description
Die Erfindung betrifft die Verwendung einer segmentierten
Polyurethanverbindung, welche eine ausgezeichnete Thrombo
resistenz bzw. Thrombowiderstandsfähigkeit und günstige
dynamische Eigenschaften aufweist, zur Herstellung einer
medizinischen Vorrichtung, deren Oberfläche im Kontakt
mit Blut ist. Die Erfindung betrifft insbesondere die Ver
wendung einer thromboresistenten segmentierten Polyether
urethanverbindung, die in der gleichen Hauptkette ein
hydrophobes Polytetramethylenethersegment und ein hydro
philes Polyalkylenethersegment als Polyethersegmente auf
weist.
Die bekannten thromboresistenten Elastomeren umfassen
beispielsweise ein segmentiertes lineares Polyurethan
oder Polyurethankautschuk, welche Polytetramethylenether
als weiches Segment und Methylen-bis(4-phenyl)-Radikale
als hartes Segment enthalten [vgl. Biomer of Ethicon Co.,
oder Techoflex of Thermo Electron Co., welche in Elasto
merics, March, 11-15 (1983), beschrieben werden], die
nach einem Verfahren, wie es in der US-PS 38 04 812 be
schrieben wird, hergestellt werden, heparinisiertes Po
lyurethan (US-PS 37 66 104) und ein Block-Copolymeres,
in dem Polysiloxan und Polyurethan direkt über Silicium-
Stickstoff gebunden sind (US-PS 35 62 352).
Aus der DE-OS 32 39 318 geht hervor, daß das Reaktionspro
dukt eines Diisocyanats mit Polytetramethylenetherglykol und
1,4-Butandiol ein Polymer darstellt, das der Entstehung von
Thrombosen entgegenwirkt (vgl. z. B. Zusammenfassung).
Diese bekannten polymeren Materialien erfüllen jedoch
nicht die zahlreichen Erfordernisse. Beispielsweise be
sitzt das bekannte segmentierte Polyurethan eine hohe
mechanische Festigkeit, jedoch keine ausreichende Throm
boresistenz. Bei dem heparinisierten Polyurethan wird
das Heparin innerhalb kurzer Zeit freigesetzt, und nach
der Freisetzung des Heparins verschlechtert sich seine
Thromboresistenz beachtlich. Unter den bekannten Mate
rialien besitzt das Block-Copolymere aus Polysiloxan
und Polyurethan, das direkt über Silicium-Stickstoff ge
bunden ist, die beste Thromboresistenz, was durch zahl
reiche klinische Versuche demonstriert wurde. Da jedoch
der Wert der Thromboresistenz abhängig von den Verfor
mungsbedingungen des Copolymeren variiert, ist eine ge
naue Verfahrenskontrolle erforderlich, um eine Ober
fläche, welche mit Blut in Berührung ist, zu erzeugen,
welche einen konstanten Wert der ausgezeichneten Thrombo
resistenz ergibt.
Die US-PS 41 82 825, die US-PS 39 80 606 und die US-PS
41 01 439 betreffen segmentierte Polyurethanverbindungen,
die ähnlich sind wie die erfindungsgemäß verwendeten Poly
etherurethanverbindungen. In diesen Druckschriften wird je
doch beschrieben, daß das Polymere nützlich ist für die Her
stellung von Reifen und Schläuchen. In keiner der Druck
schriften finden sich irgendwelche Hinweise, daß das Polyme
re Thromboresistenz aufweist.
In der WO 85/0 53 22 wird beschrieben, daß ein Polyurethan
polymeres, das ähnlich ist wie das erfindungsgemäß verwende
te Polymere, nützlich ist als Material zum Bedecken von Wun
den oder zum Bedecken von Verbrennungen. Hinweise über die
Thromboresistenz finden sich in dieser Druckschrift nicht.
Im Laufe von Forschungs- und Entwicklungsarbeiten, die
die Anmelderin bezüglich eines neuen Materials mit
ausgezeichneten dynamischen Eigenschaften und hoher
Thromboresistenz und leichter Verfahrenskontrolle durch
geführt hat, wurde gefunden, daß die Verwendung eines
hydrophilen segmentierten Polyurethan enthaltenden Poly
ethylenethers, Polypropylenethers, Ethylenoxid/Propylen
oxid-Random-Copolymerisats, Polyethylenoxid/Polypropylen
oxid-Block-Copolymerisats, usw., als weiches Element
eine höhere Thromboresistenz ergibt als ein bekanntes
hydrophobes segmentiertes Polyurethan, welches Polytetra
methylenether als weiches Segment enthält. Dieses Poly
urethan, das einen hydrophilen Polyether als weiches
Segment enthält, besitzt jedoch, wie gefunden wurde,
eine sehr hohe Klebrigkeit und niedrige mechanische
Festigkeit und ist für praktische Anwendungen nutzlos.
Die Anmelderin hat daraufhin weitere ausgedehnte Unter
suchungen durchgeführt, um ein praktisch verwertbares
segmentiertes Polyurethan zu entwickeln, welches die
vorteilhaften Eigenschaften eines Polyurethans aufweist,
das einen hydrophilen Polyether mit ausgezeichneter
Thromboresistenz als weiches Segment enthält, und diese
Untersuchungen haben zu der vorliegenden Erfindung ge
führt.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde,
die Verwendung einer segmentierten Polyetherurethanver
bindung mit ausgezeichneten dynamischen Eigenschaften und
Thromboresistenz aufzuzeigen.
Gegenstand der Erfindung ist die
Verwendung einer thromboresistenten segmentier
ten Polyetherurethanverbindung, deren
Polyethersegment aus 99 bis 1 Gew.-% von (a) einem Poly
tetramethylenethersegment mit einem zahlenmittleren Mo
lekulargewicht von 200 bis 5000 und 1 bis 99 Gew.-% von
(b) einem Polyalkylenethersegment mit einem zahlenmitt
leren Molekulargewicht von 200 bis 5000, worin die
Alkylengruppe 2 oder 3 Kohlenstoffatome enthält, besteht,
und wobei die Segmente (a) und (b) in der gleichen Hauptkette vor
handen sind und an eine Polyisocyanatverbindung und einen Ketten
extender gebunden sind, zur Herstellung einer medizinischen Vorrich
tung, deren Oberfläche im Kontakt mit Blut ist.
Bei dem Verfahren zur
Herstellung der thromboresistenten segmentierten Poly
etherurethanverbindung werden
99 bis 1 Gew.-% Polytetramethylenetherdiol mit
einem zahlendurchschnittlichen Molekulargewicht von
200 bis 5000 und 1 bis 99 Gew.-% Polyalkylenetherdiol
mit einem zahlendurchschnittlichen Molekulargewicht von
200 bis 5000, wobei die Alkylengruppe 2 bis 3 Kohlen
stoffatome enthält, mit einer Polyisocyanatverbindung
umgesetzt, und das entstehende Präpolymere wird mit einem
Kettenextender bzw. Kettenverlängerungsmittel umgesetzt.
Bei der vorliegenden Erfindung werden als Polyurethan
verbindung sowohl Polyurethan als auch Polyurethanharn
stoff verwendet.
Die erfindungsgemäß verwendete Polyurethanverbindung
ist ein segmentiertes Polyurethan oder ein segmentierter
Polyurethanharnstoff, welcher ein hydrophobes Polytetra
methylenethersegment und ein hydrophiles Polyalkylen
ethersegment, in dem die Alkylengruppe 2 oder 3 Kohlen
stoffatome enthält, in der gleichen Hauptkette besitzt;
sie wird mit Vorteil zur Herstellung verschiedener me
dizinischer Instrumente, die mit Blut in Kontakt sind, wie
eine Intra-Aorta-Ballonpumpe, und für künstliche Organe, die
in Kunstherzen verwendet werden können, verwendet.
Beispiele für das Polyalkylenetherdiol, in dem die Alky
lengruppe 2 oder 3 Kohlenstoffatome enthält, welches zur
Herstellung des erfindungsgemäß verwendeten hydrophilen Polyether
segmentes verwendet wird, sind Polyethylenetherglykol,
Polypropylenetherglykol, ein hydroxyterminiertes Random-
Copolymeres, welches sich von Ethylenoxid und Propylen
oxid ableitet, und ein hydroxyterminiertes Block-Copoly
meres, welches (A) Polyethylenoxid-Blöcke und (B) Poly
propylenoxid-Blöcke enthält. Die Block-Copolymeren können
irgendwelche der AB-, ABA-, und BAB-Typen sein.
Der Gehalt an Ethylenoxid in den Random-Copolymeren und
Block-Copolymeren liegt normalerweise im Bereich von
10 bis 90 Gew.-%, bevorzugt von 30 bis 70 Gew.-%. Wenn er
unter 10 Gew.-% liegt, kann eine ausreichende Thrombo
resistenz nicht erhalten werden. Wenn er 90 Gew.-% über
schreitet, ist die mechanische Festigkeit der entstehen
den Polyurethanverbindung niedrig.
Diese Polymeren besitzen ein zahlendurchschnittliches
Molekulargewicht von 200 bis 5000. Wenn es unter 200
liegt, kann eine ausreichende Thromboresistenz nicht er
halten werden. Wenn es 5000 übersteigt, ist die mecha
nische Festigkeit der entstehenden Polyurethanverbindung
niedrig. Das bevorzugte zahlendurchschnittliche Moleku
largewicht dieser Polymeren beträgt 500 bis 3000.
Die erfindungsgemäß verwendete segmentierte Polyurethanverbindung
mit einem hydrophoben Polytetramethylenethersegment und
einem hydrophilen Polyethersegment in der gleichen Kette,
d. h., ein Polyurethan oder Polyurethanharnstoff, kann
hergestellt werden, indem man ein hydrophiles Polytetra
methylenetherdiol und ein hydrophiles Polyalkylenether
diol mit einer Polyisocyanatverbindung umsetzt, und das
entstehende isocyanatterminierte Präpolymere mit einem
Kettenextender umsetzt. Das Präpolymere kann beispiels
weise hergestellt werden, indem man ein Gemisch der Poly
etherdiole mit der Polyisocyanatverbindung unter Bildung
eines Präpolymeren-Gemisches umsetzt oder indem man die
beiden Polyetherdiole individuell mit den Polyisocyanat
verbindungen unter Herstellung von zwei isocyanatter
minierten Präpolymeren umsetzt. Das letztere Verfahren
ist wegen der Thromboresistenz bevorzugt.
Die Präpolymer-Bildungsreaktion kann in Abwesenheit
eines Lösungsmittels durchgeführt werden. Bevorzugt wird
sie jedoch in Anwesenheit von Lösungsmitteln, die bei
der Herstellung üblicher Polyurethanverbindungen einge
setzt werden, durchgeführt. Bevorzugte Lösungsmittel sind
beispielsweise N,N-Dimethylformamid, N,N-Dimethylacet
amid, Dimethylsulfoxid, Tetrahydrofuran, 1,4-Dioxan,
N-Methylpyrrolidon und Gemische, die diese Lösungsmittel
in Hauptanteilen enthalten. Hinsichtlich der Reaktions
temperatur gibt es keine besondere Beschränkung, aber
eine Temperatur von 40 bis 130°C ist bevorzugt.
Katalysatoren, die für die Herstellung der üblichen Poly
urethanverbindungen verwendet werden, können ebenfalls
verwendet werden.
Für die medizinischen Anwendungen sind leicht entfern
bare Katalysatoren, wie Triethylendiamin und Diazabicyclo
undecen, besonders bevorzugt.
Alle Polyisocyanatverbindungen, die in der Vergangenheit
für die Herstellung von Polyurethan verwendet wurden,
können verwendet werden,
aber Diisocyanatverbindungen sind besonders bevorzugt.
Beispiele sind Tetramethylendiisocyanat, Hexamethylen
diisocyanat, Trimethylhexamethylendiisocyanat, Cyclo
hexan-1,4-diisocyanat, Isophorondiisocyanat, 2,4-Tolylen
diisocyanat, 2,6-Tolylendiisocyanat, ein Gemisch von 2,4-
Tolylendiisocyanat und 2,6-Tolylendiisocyanat, Xylylen
diisocyanat, 4,4′-Diphenylmethandiisocyanat, 1,4-Phenylen
diisocyanat, 4,4′-Dicyclohexylmethandiisocyanat, 1,3-Phe
nylendiisocyanat und Naphthalin-1,5-diisocyanat. Diese
können einzeln oder im Gemisch verwendet werden.
Zu der entstehenden Präpolymer-Mischungslösung oder zu
der Lösung aus den entstehenden zwei Präpolymeren-Lösun
gen wird ein Kettenextender zugegeben und damit umge
setzt, wobei die erfindungsgemäß verwendete Polyurethanverbindung
erhalten wird.
Damit die erfindungsgemäß verwendete Polyurethanverbindung eine
sehr gute Thromboresistenz und mechanische Festigkeit
aufweist, sind die Verhältnisse bzw. Anteile des hydro
phoben Polyethers und hydrophilen Polyethers in der
gleichen Hauptkette wichtig. In den gesamten Polyether
segmenten sollte der Gehalt an hydrophilem Polyether
1 bis 99 Gew.-%, vorzugsweise 5 bis 80 Gew.-%, besonders
bevorzugt 10 bis 60 Gew.-%, betragen. Wenn er unter
1 Gew.-% liegt, ist die Thromboresistenz ungenügend, und
wenn er 99 Gew.-% übersteigt, verschlechtert sich die me
chanische Festigkeit der Polyurethanverbindung so, daß
sie für die praktischen Anwendungen ungeeignet ist. Be
vorzugt werden daher zwei Präpolymere so vermischt, daß
die Anteile der beiden Polyether in der fertigen Poly
urethanverbindung innerhalb der oben angegebenen Be
reiche liegen, und das Gemisch wird dann mit dem Ketten
extender umgesetzt.
Difunktionelle Kettenextender mit aktiven Wasserstoffen
sind als Kettenextender
geeignet. Beispiele sind alipha
tische Diamine, wie Ethylendiamin, Propylendiamin, Buty
lendiamin und Hexamethylendiamin, alicyclische Diamine,
wie Cyclohexandiamin, aromatische Diamine, wie Phenylen
diamin, Diphenylmethandiamin und Xylylendiamin, hetero
cyclische Diamine, wie Piperazin, Hydrazin, Diole, wie
Ethylenglykol, Propylenglykol, Diethylenglykol, Dipro
pylenglykol, 1,4-Butandiol, Neopentylglykol und Cyclo
hexandimethanol, Wasser und Ethanolamin.
Damit man eine Thromboresistenz erhält, ist es unerwünscht,
daß die segmentierte Polyurethanverbindung stark vernetzt
ist. Bevorzugt ist ein im wesentlichen thermoplastisches
Elastomeres. Wenn eine trifunktionelle oder höhere Ver
bindung, wie Trimethylolpropan, Glycerin oder N,N,N′,N′-
Tetrakis(2-hydroxypropyl)ethylendiamin als Kettenextender
verwendet wird, sollte ihre Menge so ausgewählt werden,
daß sich die Thermoplastizität der entstehenden Polyure
thanverbindung nicht verschlechtert.
Die Kettenverlängerungsreaktion wird normalerweise unter
Kühlen mit Eis oder Wärme durchgeführt. Bei der Herstel
lung der erfindungsgemäß verwendeten Polyurethanverbindung sind
die Mengen an Polyetherdiol, Diisocyanatverbindung und
Kettenextender, die verwendet werden, solche, die nor
malerweise verwendet werden. Normalerweise werden etwa
2 Mol Diisocyanat und etwa 1 Mol Kettenextender pro Mol
Polyetherdiol verwendet.
Die so synthetisierte segmentierte Polyurethanverbindung
wird als Lösung oder in getrocknetem Zustand nach der
Präzipitierung aus der Lösung, gutem Waschen mit Wasser
oder Ethanol und wiederholter Präzipitation zur Entfernung
von Verunreinigungen gewonnen.
Medizinische Vorrichtungen, die in Kontakt mit Blut sind,
können unter Verwendung der Polyure
thanverbindung in Form einer Lösung gemäß einem Beschich
tungsverfahren, einem Eintauchverfahren oder einem Gieß
verfahren hergestellt werden. Sie können auch hergestellt
werden, indem man die Polyurethanverbindung pelletisiert
und die Pellets nach an sich bekannten Verformungsver
fahren für thermoplastische synthetische Harze, wie durch
Extrudieren, Spritzgießen oder Kompressionsverformen,
verformt. Die Polyurethanverbindung ist
während der Lagerung entweder in Form von Pellets oder
als Lösung sehr stabil, und es findet keine molekulare
Desintegration unter dem Einfluß von Feuchtigkeit statt.
Sie ist daher sehr leicht zu handhaben und besitzt eine
gute Reproduzierbarkeit und ausgezeichnete Eigenschaften
als thromboresistentes Elastomeres.
Die gewünschten dynamischen Eigenschaften des thrombo
resistenten Elastomeren sind im allgemeinen eine Zug
festigkeit von mindestens 9,8 N/mm² (100 kg/cm²) und
eine Dehnung von 300 bis 500% oder höher. Das Poly
urethan-Elastomere besitzt eine Zugfestigkeit von 9,8 N/mm² - 49,0 N/mm (100
bis 500 kg/cm²) und eine Dehnung von mindestens 500% und
besitzt somit ausgezeichnete dynamische Eigenschaften.
Die thromboresistente Polyurethanver
bindung kann somit geeigneterweise für Oberflächen, die
mit Blut in Berührung sind, in medizinischen Vorrich
tungen, die in direktem Kontakt mit Blut sind, verwendet
werden. Spezifische Beispiele solcher Vorrichtungen sind
Vorrichtungen für die Handhabung und Lagerung von Blut
mit einer Oberfläche, die in Kontakt mit Blut ist, wie
Blutbeutel bzw. Blutpackungen, Intra-Blutgefäßkatheter
und -Kanülen und Vorrichtungen für die extracorporeale
Zirkulation des Blutes, wie künstliche Nieren, Kunsther
zen und Ballonpumpen.
Die folgenden Beispiele erläutern die Erfindung. Alle
Teile und Prozentgehalte in diesen Beispielen sind, so
fern nicht anders angegeben, durch das Gewicht ausge
drückt.
Ein vollständig durch Erhitzen in einem Stickstoffstrom
getrockneter Reaktionsbehälter wird mit 30 g (0,03 Mol)
hydroxyterminiertem Ethylenoxid/Propylenoxid-Random-
Copolymeren mit einem
Molekulargewicht von 1000 und einem Ethylenoxidgehalt
von 30% gefüllt. Das Copolymere wird bei 80°C bei einem
verringerten Druck von weniger als 0,1 mbar (0,1 mmHG) während 2
Stunden dehydratisiert. Die Temperatur wird auf 50°C er
niedrigt und entwässertes und gereinigtes Dimethylacet
amid wird in einer Gewichtsmenge von der 50fachen Ge
wichtsmenge des Copolymeren zugegeben. Anschließend wer
den in an sich bekannter Weise 15 g (0,06 Mol) 4,4′-Di
phenylmethandiisocyanat zugegeben und das Gemisch wird
2 Stunden unter Bildung eines Präpolymeren (1) gerührt.
Auf gleiche Weise wie oben beschrieben werden 30 g
(0,046 Mol) hydroxyterminierter Polytetramethylenether
(Molekulargewicht 650) und 23 g (0,092 Mol) 4,4′-Diphenyl
methandiisocyanat in entwässertem und gereinigtem Di
methylacetamid in einem getrennten Reaktor unter Bildung
des Präpolymeren (2) umgesetzt.
Die Präpolymer-(1)-Lösung und die Präpolymer(2)-Lösung
werden gemischt, so daß das Gewichtsverhältnis der beiden
Polyetherdiole 1 : 1 beträgt. Dann werden 6,8 g (0,076 Mol)
1,4-Butandiol zu dem Gemisch zugegeben und dann wird un
ter Rühren bei 80°C während 6 Stunden die Bildung des
Polyurethans umgesetzt.
Der Polyurethanharnstoff wird bei den gleichen Bedingun
gen, wie oben beschrieben, synthetisiert, ausgenommen,
daß 4,6 g (0,076 Mol) Ethylendiamin anstelle von 1,4-
Butandiol verwendet wurden.
Nach jeder der obigen Reaktionen wird die Reaktionslösung
tropfenweise zu Methanol zugegeben, um das Polyurethan oder
den Polyurethanharnstoff auszufällen. Das Präzipitat wird
mit Methanol dreimal zur Reinigung der Polyurethanver
bindung gewaschen und dann bei verringertem Druck ge
trocknet.
Die entstehende Polyurethanverbindung besitzt ein Molekulargewicht,
bestimmt durch Gelpermeationschromatografie (GPC) unter Verwendung von
Tetrahydrofuran als Lösungsmittel, von 29 000 bzw. 30 000.
Auf gleiche Weise wie in Beispiel 1 werden (a) ein
hydroxyterminiertes Ethylenoxid/Propylenoxid-Random-Co
polymeres mit einem Mole
kulargewicht von 1000 und einem Ethylenoxidgehalt von
70% und (b) ein hydroxytherminierter Polytetramethylen
ether (Molekulargewicht 650) einzeln mit 4,4′-Diphenyl
methandiisocyanat unter Bildung von Präpolymeren in Lösung
umgesetzt.
Diese Präpolymer-Lösungen werden so vermischt, daß das
Gewichtsverhältnis des Polymeren (a) zu dem Polymeren (b)
3 : 2 beträgt. Das Gemisch wird mit 1,4-Butandiol als Ketten
extender zur Bildung des Polyurethans umgesetzt. Das Pro
dukt wird, wie in Beispiel 1 beschrieben, gereinigt, wo
bei man gereinigtes Polyurethan mit einem Molekularge
wicht von 32 000 erhält.
Polyurethanharnstoff wird ebenfalls auf gleiche Weise,
wie in Beispiel 1 beschrieben, synthetisiert.
Auf gleiche Weise wie in Beispiel 1 werden (c) ein
hydroxyterminiertes Ethylenoxid/Propylenoxid-Block-Co
polymeres mit einem Mole
kulargewicht von 1600 und einem Ethylenoxidgehalt von
40% und (d) ein hydroxyterminierter Polytetramethylen
ether (Molekulargewicht 650) einzeln mmit 4,4′-Diphenyl
methandiisocyanat unter Bildung von Präpolymeren in
Lösung umgesetzt.
Diese Präpolymer-Lösungen werden so gemischt, daß das
Gewichtsverhältnis des Polymeren (c) zu dem Polymeren
(d) 4 : 1 beträgt. Das Gemisch wird mit 1,4-Butandiol als
Kettenextender unter Synthetisierung des Polyurethans
umgesetzt. Das Produkt wird, wie in Beispiel 1 beschrie
ben, gereinigt, wobei man gereinigtes Polyurethan mit
einem Molekulargewicht von 31 000 erhält.
Auf gleiche Weise wie in Beispiel 1 wird (e) ein
hydroxyterminierter Polyethylenether (Molekulargewicht
1000) und (f) ein hydroxyterminierter Polytetramethylen
ether (Molekulargewicht 1500) einzeln mit 4,4′-Diphenyl
methandiisocyanat unter Bildung von Präpolymeren in
Lösung umgesetzt.
Diese Präpolymer-Lösungen werden so gemischt, daß das
Gewichtsverhältnis des Polymeren (e) zu dem Polymeren (f)
1 : 4 beträgt. Das Gemisch wird mit 1,4-Butandiol als
Kettenextender unter Synthetisierung von Polyurethan um
gesetzt. Die Produkte werden, wie in Beispiel 1 beschrie
ben, gereinigt, wobei man gereinigtes Polyurethan mit
einem Molekulargewicht von 40 000 erhält.
Polyurethan wird auf gleiche Weise, wie in Beispiel 1
beschrieben, synthetisiert, ausgenommen, daß die Prä
polymer-Lösungen so gemischt werden, daß das Gewichts
verhältnis von hydrophilem Polyether zu hydrophobem Po
lyether 1 : 4 beträgt.
Polyurethan wird auf gleiche Weise, wie in Beispiel 1
beschrieben, umgesetzt, indem ein hydroxyterminiertes
Ethylenoxid/Propylenoxid-Random-Copolymeres (Molekular
gewicht 1000, Ethylenoxidgehalt 70%) mit 4,4′-Diphenyl
methandiisocyanat und dann mit 1,4-Butandiol als Ketten
extender umgesetzt wird.
Polyurethan wird auf gleiche Weise, wie in Beispiel 1
beschrieben, synthetisiert, indem man einen hydroxyter
minieren Polytetramethylenether (Molekulargewicht 650)
mit 4,4′-Diphenylmethandiisocyanat und dann mit 1,4-Bu
tandiol als Kettenextender umsetzt.
Jede der neun Polyurethanverbindungen, hergestellt gemäß
den Beispielen 1 bis 5 und den Vergleichsbeispielen 1
und 2, werden in einem 2 : 1-, ausgedrückt durch das Ge
wicht, Gemisch aus Tetrahydrofuran und Dioxan oder
N,N-Dimethylacetamid in einer Konzentration von 10 Gew.-%
gelöst. Die Lösung wird auf eine Glasplatte unter Bil
dung eines Films gegossen. Der Film ist farblos und
transparent und besitzt, wie durch Beobachtung mit einem
Abtast-Elektronenmikroskop festgestellt wurde, eine sehr
glatte Oberfläche.
Ein Wassertröpfchen wurde auf den Film getropft, und der
Kontaktwinkel, der sich zwischen der Filmoberfläche und
dem Wassertröpfchen bildet, wird mit einem Kontaktwinkel
meter des Goniometer-Typs gemessen.
Bei der Messung der Thromboresistenz wird die obige Po
lymerlösung zweimal auf die Innenwand eines Reagenz
glases aufgetragen, und das Lösungsmittel wird vollstän
dig verdampft. Unter Verwendung des entstehenden in der
Innenseite beschichteten Reagenzglases (Innendurchmesser
10 mm, Länge 100 mm) wird die Blutkoagulationszeit gemäß
dem Lee White-Verfahren (R. I. Lee und P. D. White, "A Clinical
Study of the Coagulation Time of Blood", Am. J. Med. Sci., 145,
495-503 (1913)) gemessen.
Die obige Polymerlösung wird auf Polyestergarne (Nr. 2-0)
aufgetragen und dann wird getrocknet, indem das Lösungs
mittel vollständig verdampft wird. Die Garne werden je
weils in einem Ausmaß von etwa 10 cm in ein Gefäß der
jugularen Vene und das Gefäß einer femoralen Vene eines
Hundes, der 5 bis 15 kg wiegt, durch eine Injektions
spritze eingesteckt. Ein Ende von jedem Garn wird
fixiert, und das Garn wird stehengelassen (periphere
Veneneinsatzmethode). Einen Tag später wird dem Hund
Heparin intravenös injiziert, und der Hund wurde bis zum
Sterben ausgeblutet. Die Gefäße werden geöffnet und der
Thrombus, der an den eingesetzten Garnen haftet, wird
beobachtet.
Der obige Film wird von der Glasplatte entnommen und in
eine rechteckige Form geschnitten. Die Festigkeitseigen
schaften der rechteckigen Probe werden mit einer Dehnge
schwindigkeit von 200 mm/min gemessen.
Die Ergebnisse sind in Tabelle I aufgeführt.
Die Innenoberfläche einer sackartigen Blutpumpe aus
Polyvinylchlorid wird mit dem Polyurethan oder dem Poly
urethanharnstoff, hergestellt gemäß den Beispielen 1,
2 oder 3, beschichtet. Das Beschichten erfolgt, indem
man die Polyurethanverbindung in einem 2 : 1-Gemisch aus
Tetrahydrofuran und Dioxan löst, die Lösung in die Blut
pumpe füllt und sie unmittelbar entfernt, indem man die
Pumpe neigt und dann die Pumpe in Luft trocknet.
Diese Blutpumpe wird als linkes ventrikulares Hilfsele
ment einer Ziege verwendet. Das Schlagvolumen der Blut
pumpe beträgt 40 ml. Das Pumpen erfolgt während 7 Tagen,
während die Entnahmegeschwindigkeit 80 Zyklen/min und
die Menge bei der Entnahme 2 l/min betrug. Die Pumpe
wurde dann durch eine neue ausgetauscht.
Der Status der Adhäsion des Thrombus an der verwendeten
Blutpumpe wurde geprüft. Man stellte fest, daß keine Ad
häsion des Thrombus an der Innenoberfläche der Blutpum
pen beoachtet wurde, die mit den Polyurethanverbindun
gen beschichtet waren, welche gemäß den Beispielen 1,
2 und 3 hergestellt wurden.
Die Oberfläche der Blutpumpen war vollständig glatt, wenn
man sie mit einem Abtast-Elektronenmikroskop beobachtet,
und man beobachtete keine Rißbildung, bedingt durch Er
müdung des Polyurethans. Man beobachtete ebenfalls kein
Abschälen der Polyurethanschicht auf der Innenseite der
Blutpumpe.
Claims (10)
1. Verwendung einer thromboresistenten segmentier
ten Polyetherurethanverbindung, deren
Polyethersegment aus 99 bis 1 Gew.-% von (a) einem Poly
tetramethylenethersegment mit einem zahlenmittleren Mo
lekulargewicht von 200 bis 5000 und 1 bis 99 Gew.-% von
(b) einem Polyalkylenethersegment mit einem zahlenmitt
leren Molekulargewicht von 200 bis 5000, worin die
Alkylengruppe 2 oder 3 Kohlenstoffatome enthält, besteht,
und wobei die Segmente (a) und (b) in der gleichen Hauptkette vor
handen sind und an eine Polyisocyanatverbindung und einen Ketten
extender gebunden sind, zur Herstellung einer medizinischen Vorrich
tung, deren Oberfläche im Kontakt mit Blut ist.
2. Verwendung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
das Polyalkylenethersegment (b) mindestens ein Polymeres
ist, ausgewählt aus der Gruppe Polyethylenether, Poly
propylenether, Ethylenoxid/Propylenoxid-Random-Copoly
meres und Polyethylenoxid/Polypropylenoxid-Block-Copo
lymeres.
3. Verwendung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die
segmentierte Polyetherurethanverbindung ein segmentiertes
Polyurethan ist.
4. Verwendung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die
segmentierte Polyetherurethanverbindung ein segmentierter
Polyurethanharnstoff ist.
5. Verwendung nach mindestens einem der Ansprüche
1 bis 4, wobei die thromboresistente segmentierte Poly
etherurethanverbindung durch Umsetzung von 99 bis 1 Gew.-%
Polytetramethylenetherdiol mit einem zahlenmittleren
Molekulargewicht von 200 bis 5000 und 1 bis 99 Gew.-%
Polyalkylenetherdiol mit einem zahlenmittleren Molekular
gewicht von 200 bis 5000, worin die Alkylengruppe 2 bis
3 Kohlenstoffatome enthält, mit einer Polyisocyanatver
bindung und Umsetzung des entstehenden Präpolymeren mit
einem Kettenextender erhalten worden ist.
6. Verwendung nach Anspruch 5, wobei
das Polyalkylenetherdiol minde
stens ein Diol ist, ausgewählt aus der Gruppe, welche
Polyethylenetherglycol, Polypropylenetherglycol, Ethylen
oxid/Propylenoxid-Copolymer-Diol und Polyethylenoxid/
Polypropylenoxid-Block-Copolymer-Diol enthält.
7. Verwendung nach Anspruch 5 oder 6, wobei
die Polyisocyanatverbin
dung eine Diisocyanatverbindung ist.
8. Verwendung nach einem der Ansprüche 5 bis 7,
wobei der Kettenextender
ein Diol oder ein Diamin mit niedrigem Molekulargewicht
ist.
9. Verwendung nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch
gekennzeichnet, daß das entstehende Präpoly
mere ein Gemisch aus
- (a) einem Präpolymeren, erhalten durch Umsetzung des Polytetramethylenetherdiols und der Polyisocyanatverbindung, und
- (b) einem Präpolymeren, erhalten durch Umsetzung des Polyalkylenetherdiols und der Polyisocyanatverbindung, ist.
10. Verwendung nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch
gekennzeichnet, daß das entstehende Präpoly
mere durch Umsetzung der Polyisocyanatverbindung und einem
Gemisch aus dem Polytetramethylenetherdiol und dem Poly
alkylenetherdiol erhalten worden ist.
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