Aus dem Stand der Technik ist bekannt, daß medizinischen Geräte oder lmplantate die in Kontakt mit Körperflüssigkeiten oder Körpergewebe kommen-wie z. B.

Katheter, Elektroden, Implantate, etc.-zu Immunabwehrreaktionen, Bildung von Thromben, Entzündungsgeschehen etc. führen können. Um diese Körperreaktionen zu unterdrücken, werden die Oberflächen der entsprechenden medizinischen Gerätschaften mit Substanzen überzogen, welche die oben erwähnten Reaktionen verhindern oder unterdrücken. Dabei soll die erzeugte Biokompatibilität möglichst lange erhalten bleiben. Dies kann dadurch erreicht werden, daß die an der Oberfläche immobilisierten Substanzen oder Biomoleküle kovalent gebunden werden.

Bei der kovalenten Bindung ist allerdings darauf zu achten, daß keine funktionellen Gruppen, die für die biokompatiblen Eigenschaften des Moleküls wichtig sind, durch die chemische Vernetzung zwischen Oberfläche und dem zu bindendem Molekül, zerstört werden. Daneben soll die freie räumliche Verfügbarkeit des gebundenen Moleküls gewährleistet sein.

So wird in dem U. S. Patent Nr. : 5,049,403 [Lars et al.] ein Polyamin an der zu modifizierenden Oberfläche ionisch adsorbiert und anschließend daß zu bindende Motekü ! über einen Dialdehyd kovalent gebunden. Diese Methode hat jedoch den Nachteil, daß keine kovalente Bindung des Polyamins an der zu modifizierenden Oberfläche aufgebaut wird und somit der entstandene Komplex in wäßriger Umgebung abdiffundieren kann.

In dem U. S. Patent Nr. : 5,132,108 von Narayanan et. al. wird die zu behandelnde polymere Oberftäche durch eine radioinduzierte Plasmabehandlung in einer wäßrigen Gasphase aktiviert. Anschließend wird die Oberfläche mit einer Lösung aus Polyethylenimin (PEI) und 1- (3-Dimethylpropyl)-3-carbodiimid (EDC) behandelt. Es kommt dabei zu einer chemischen Immobilisierung des PEI mit der Oberfläche über Amidbindungen. In einem weiteren Schritt wird dann das zu bindende Molekül, das die biokompatiblen Eigenschaften trägt, über einen weiteren Immobilisierungsschritt mit EDC an das Polyethylenimin gebunden. Das zu immobilisierende Molekül ist dann kovalent über eine Polyethyleniminschicht an die Oberfläche gebunden.

Dieses Verfahren weist jedoch die Einschränkung auf, daß die kovalente Bindung von Polyethylenimin an die Oberfläche und an das zu bindende Molekül Carboxylfunktionen benötigt, die erst auf der Oberfläche durch Plasmabehandlung geschaffen werden müssen. In dem zum bindenden Molekül müssen diese von Natur aus vorhanden sein oder erst durch eine entsprechende chemische Modifikationen eingeführt werden. Dieses Verfahren weist somit den weiteren Nachteil auf, daß chemische Modifikationen zur Einführung von Carboxylfunktionen vorgenommen werden müssen, ? die Konformationsänderungen bewirken und damit zu einem Aktivitätsverlußt führen können. Erschwerend kommt hinzu, daß im Molekül vorhandene native Carboxyifunktionen durch die Verbrückungsreaktion mit EDC blockiert werden und somit die chemischen Charakteristika eines so modifizierten Moleküls nachhaltig beeinflußt werden. Auch Carboxylgruppen oder Hydroxylgruppen, die nicht zur kovalenten Bindung beitragen werden durch EDC blockiert. Dabei findet nachteiligerweise eine Modifikation an diesen Gruppen statt, die zu unerwünschten immunologischen Reaktionen führen können, da auf diese Art und Weise neue antigene Eigenschaften in das Molekül eingeführt werden können.

Dies kann in gleichermaßen unvorteilhafter Weise zu einem unerwünschten Aktivitätsverlußt des zu bindenden Moleküls führen.

In dem U. S. Patent Nr. : 5,308,641 [Cahalan et. al.] wird eine ähnliche Methode beschrieben. Hier findet eine Aktivierung der Oberfläche mit Aminofunktionen statt.

Anschließend wird PEI über einen Dialdehyd an die Oberfläche kovalent gebunden.

Die weitere Verbrückung des zu bindenden Moleküls mit PEI erfolgt ebenso über ein Dialdehyd. Auch hier müssen an der Oberfläche zuerst Aminofunktionen eingeführt werden, die dann über ein Dialdehyd das PEI kovalent binden. Die Bindung des eigentlichen biokompatiblen Moleküls an die PEI Schicht erfolgt hier über eine Dialdehydfunktion, die Aminofunktionen im Molekül mit der PEI Schicht verknüpft.

Auch hier stößt man auf die gleiche Problematik der anfänglichen Aktivierung der Oberfläche mit speziellen funktionellen Gruppen und Bindung des Biomoteküts über einzuführende oder native Aminofunktionen im Molekül. Auch hier kann es wie bei dem Patent von Narayanan et. al. zu unerwünschten Nebenreaktionen kommen.

Auf der anderen Seite wird angesichts der geschilderten Problematik deutlich, daß eine wesentliche Voraussetzung für die erfolgreiche Anwendung der aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren die Anwesenheit chemisch reaktiver Gruppen auf dem zu beschichtenden Gegenstand zwangsläufig erforderlich ist. Dies ist jedoch- beispielsweise bei einem Gegenstand bzw. einer Vorrichtung aus Metall, wie den schon erwähnten"Stents"-nicht der Fall.

Um die Biokompatibilität elektrokonduktiver bzw. metallener Gegenstände mit "inerten"Oberflächen zu erhöhen, hat sich im Stand der Technik die Aufbringung von sogenannten"diamond-like"Schichten-d. h. : Schichten mit einer diamantähntichen Oberfiächenstruktur-etabliert. Die Aufbringung einer derartigen Oberfiäche erfolgt im Rahmen einer sog. Plasmapolymerisation.-Diese wird vornehmlich in einem sog. kalten Plasma bei Gastemperaturen in einem Temperaturintervall von 20 bis 80 °C durchgeführt. Dabei wird das Plasma i. a. mittels Gleichstrom oder Hochfrequenzwechselstrom bzw. durch Mikrowellen unter Drucken der die

Oberflächenschicht erzeugenden gasförmigen Reaktionsteilnehmer von 10-2 bis 1 kPa durchgeführt.

Da die so aufgetragenen Filme nur eine Schichtdicke von <1um haben, bleiben wichtige Werkstoffeigenschaften eines so beschichteten Formkörpers unverändert.

Bei verformbaren Hohtkörpern aus einem elektrisch leitenden Material oder mit einer elektrokonduktiven Oberfläche-wie z. B. bei"Stents"aus Metall-ist es z. B. erforderlich, daß die Schichtdicke < 10 nm ist und besonders bevorzugt zwischen 40 und 80 nm liegt, da sonst die aufgetragene Schicht beim Verformen brüchig wird und der Effekt der Metallionendiffusion auftritt, was zu allergischen und anderen unerwünschten Reaktionen führen kann, und, was-naturgemäß-insbesondere bei medizinischen Geräten außerordentlich unerwünscht ist.

Auf der anderen Seite ist aus der WO 89/11919 bekannt, daß eine möglichst vollständige Beschichtung von metallenen Hohikörpern nicht unerhebliche Probleme bereitet, da sich unter den oben beschriebenen Plasmabedingungen im lnnern der metallenen Gegenstände ein Faraday'scher Käfig ausbildet, was zur Folge hat, daß an den Innenseiten-wenn überhaupt, dann-flächenmäßig nur eine äußerst minimale Beschichtung erzielt werden kann. Die in dieser Offenlegungsschrift vorgeschlagene Lösung ist jedoch unbefriedigend und auf Hohlkörper beschränkt, die eine durchbrochene Wand bzw. perforierte Wände aufweisen.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht somit im wesentlichen darin, die Nachteile der aus dem Stand der Technik bekannten Verfahren zu überwinden und ein Verfahren zur Verfügung zu stellen, das in Lage ist, Moleküle-insbesondere Biomoleküle-an Oberflächen, die aufgrund ihrer chemischen Funktionalität bzw.

Reaktivität als an sich innert zu betrachten sind, zu binden, ohne daß dabei eine

chemische Funktionalisierung (d. h. : der Einbau von geeigneten funktionellen Gruppen) erfolgen muß.

Daneben besteht eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, dem Fachmann ein Verfahren an die Hand zu geben, das eine vollständige Beschichtung von metallischen Gegenständen-insbesondere von metallischen Hohikörpern-wie z.B."Stents"-ermöglicht.

Insbesondere besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, einen sog.

"Stent"-d. h. im Sinne der vorliegenden Erfindung eine medizinische Vorrichtung zur Behebung bzw. Vorbeugung von Gefäßverschlüssen-zur Verfügung zu stellen, die vollständig mit einer biokompatiblen Schicht überzogen ist. Dabei soll u. a. der"Stent" gewährleisten, daß er-beispielsweise auf dem Wege der Ballondilatation-leicht in das Gefäß einzubringen ist und sich aufgrund seiner mechanischen Eigenschaften, die-wie schon erwähnt-bei der Beschichtung weitestgehend unverändert bleiben sollen-bei diesem Vorgang nicht nachteilig verformt. Die aus dem Stand der Technik bekannten"Stents"verformen sich bei der Plazierung im Gefäß ihre Enden-meist trompetenförmig-was außerordentlich unerwünscht ist.

Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine kovalente Immobilisierung der Moleküle der biokompatiblen Schicht zu ermöglichen.

Gelöst werden diese Aufgaben durch die in dem kennzeichnenden Teil der Patentansprüche sowie durch die in der folgenden Beschreibung wiedergegebene Erfindung.

Zur Durchführung der vorliegenden Erfindung wird im ersten Schritt zunächst die vollständige diamantähnliche (diamond-like) Oberfläche auf dem zu beschichtenden Gegenstand im Rahmen einer sogenannten Plasmapolymerisation hergestellt. Die

allgemeinen Bedingungen für den Aufbau des dazu erforderlichen Plasmas sind-wie bereits eingangs erwähnt-aus dem Stand der Technik bekannt [Comprehensive Polymer Sci. 4,357-375.2 Encycl. Polym. Sci. Engeniering. 11,248-261 ; Houben- Weyl E20/1,361-368 ; allg. : J. Appl. Polym. Sci. 38,741-754 (1989), 1. Yasuda, Plasma Polymerization and Plasma Treatment, New York : Wiley 1984,1. Yasuda, Plasma Polymerization, Orlando, Florida : Academic Press 1986].

Das erfindungsgemäß Verfahren zur Herstellung von biokompatiblen Beschichtungen auf Formholhkörpern, mit einer elektrisch konduktiven oder metallischen Oberfläche, die mindestens eine Öffnung zur Aufnahme einer Elektrode aufweisen, zeichnet sich dadurch aus, daß der Formhohikörper in einem Niedertemperaturplasma beschichtet wird, welches durch eine Kombination aus einer Radiofrequenzquelle, die eine Strahlung mit einer Frequenz im MHz-Bereich emittiert, und einer Ultraschallquelle, die Ultraschallwellen im kHz-Bereich Bereich emittiert-unter reduziertem Druck- aufgebaut wird, wobei das Plasma erzeugende Gas bzw. Gasgemisch mindestens eine kohlenstoffhaltige gasförmige Verbindung und ggf. ein Tägergas enthält Zur Erzeugung der diamond-like Beschichtung im Rahmen einer Plasmapolymerisation eignen sich als Ausgangsmonomere Kohlenwasserstoffe mit 1 bis 6 C-Atomen sowie halogenierte-vorzugsweise fluorierte-Kohlenwasserstoffe, die ebenfalls vorzugsweise 1 bis 6 C-Atome aufweisen. Als bevorzugte Beispiele seien genannt : Tetrafluorethylen, Hexafluorethan, Perfluorpropylen, Methan sowie Ethan, worunter Methan ganz besonders bevorzugt wird.

Daneben können insbesondere auch Mischungen der o. a. Monomere mit einem Trägergas zum Einsatz gelangen. Dabei werden Edelgase als Trägergase bevorzugt, worunter Argon besonders bevorzugt wird.

Bei der Verwendung von Gasmischungen bestehend aus einem oder mehreren kohlenstoffhaltigen Gasen mit einem oder mehreren Trägergasen wird das Volumenverhältnis erfindungsgemäß zwischen beiden Anteilen so eingestellt, daß die Gasmischung das bzw. die kohlenstoffhaltige (n) Gas (e) und das bzw. die Trägergas (e) in einem Volumenverhältnis in einem Intervall von 99 : 1 bis 1 : 99, bevorzugt in einem Volumenverhältnis in einem Intervall von 20 : 80 bis 3 : 97 und besonders bevorzugt in einem Volumenverhältnis von 5 : 95 enthält.

Die Reaktionsbedingungen, unter denen die Plasmapolymerisation in einem Niedertemperaturplasma erfolgt, sind aligemein aus dem Stand der Technik bekannt und nicht kritisch. Es wird jedoch i. a. ein Plasma mit einer hohen Energiedichte bevorzugt, die-üblicherweise-in der Dimension Joule/kg Monomer und Wasserstoff angegeben werden. Dieser Wert sollte-wie ebenfalls aus dem Stand der Technik bekannt ist-größer als 1 GJ/kg sein ; bevorzugt werden Energiedichten im Bereich von 1 bis 20 GJ/kg und besonders bevorzugt in einem Bereich von 1 bis 10 GJ/kg.

Bei Verwendung von Methan als alleinigem Monomer sollte die Energiedichte im Bereich von 6 bis 10, vorzugsweise 7 bis 9 und besonders bevorzugt bei 8 GJ/kg liegen. Bei der Verwendung von halogenierten bzw. fluorierten Kohlenwasserstoffen kann die Energiedichte erforderlichenfalls auch unter 1GJ/kg liegen.

Bei der Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens erfoigt die Plasmapolymerisation unter einem Gasdruck in einem Intervall 0.02 bis 1 Torr, vorzugsweise in einem Intervall von 0.02 bis 0.1 Torr und besonders bevorzugt bei 0.04 Torr.

Dabei emittiert die Radiofrequenzquelle eine Strahlung in einem Intervall von 10 bis 15 MHz, vorzugsweise eine Strahlung in einem Intervall von 13 bis 14 MHz und besonders bevorzugt eine Strahlung von 13.46 MHz, wobei die Ultraschallquelle eine Strahlung in einem Intervall von 5 bis 100 kHz, bevorzugt in einem Intervall von 5 bis 50 kHz und besonders bevorzugt eine Strahlung in einem Intervall von 5 bis 25 kHz

emittiert ; ganz besonders bevorzugt emittiert die Ultraschaliquelle Ultraschallwellen mit einer Frequenz von 20 kHz.

Die vorliegende Erfindung betrifft ergänzend einen Verfahrensschrit, in dem Biomoieküle oder andere Moleküle an-ans sich chemisch inerte-Oberflachen kovalent gebunden werden können, ohne daß dabei eine chemische Modifikation der Oberfläche oder des zu bindenden Moleküls erfolgen muß.

Als Biomoleküle im Sinne der vorliegenden Erfindung werden synthetische oder natürlich vorkommende Verbindungen bzw. Naturstoffe bezeichnet, die in der Lage sind, die Biokompatibilität eines Formkörpers im menschlichen oder tierischen Körper zu gewährleisten bzw. zu erhöhen. Als Beispiele seien an dieser Stelle genannt : natürliche oder synthetische Zucker, Glycosaminoglycane-wie insbesondere Heparin-, Endostatin oder Angiostatin. Weitere geeignete Biomoleküle sind dem Fachmann aus dem Stand der Technik wohlbekannt.

Nach dem Aufbringen der diamond-like bzw. der diamantähnlichen Schicht schließt sich-erfindungsgemäß-der Schritt der kovalenten Bindung des ausgewähtten Biomoleküls an : Durch Einführung einer photoaktiven"Spacerschicht"aus PEI wird zunächst zum einen eine kovalente Bindung der PEI-Schicht zur Oberfläche, als auch die kovalente Bindung des Moleküls an die PEI-Schicht erreicht. Dazu müssen weder auf der Oberfäche noch im zu bindenden Molekül chemisch reaktive Gruppen vorhanden sein, um eine kovalente Bindung über das photoaktivierte PEI Molekül zu erreichen.

Bei der gewählten photochemischen Reaktion handelt es sich um die Generierung eines Carbens, das in der Lage ist, in C-C, C-H, N-H, S-H, C-O, C=O, C=C, usw.

Bindungen zu insertieren oder an diese zu addieren.

Das mit einem photoaktiven Molekül derivatisierte Polyamin wird im ersten Schritt über ionische-, hydrophobe oder Wasserstoffbrükenbindungen, an der Oberfläche adsorbiert. Die Oberfläche wird mit einer photoaktivierbaren Schicht überzogen.

Anschließend erfolgt die Bindung des entsprechenden Moleküls auf die photoaktivierbare Polyaminschicht über ionische, hydrophobe oder Wasserstoffbrückenbindungen. Im nachsten Schritt erfoigt die Bestrahlung und damit die Generierung von reaktiven Carbenen im Polyamin. Die Carbene bilden kovalente Verbrückungen zwischen der Oberfläche, dem Polyamin und dem an das Polyamin adsorptiv gebundene Molekül aus.

Besonders vorteilhaft ist es dabei, wenn das adsorptiv gebundene Molekül eine gesamt-oppositionelle Ladung gegenüber dem Polyamin trägt. Ist dies der Fall, so kann man mit sehr geringen Konzentrationen des zu bindenden Moleküls an die PEI Schicht (Polykation) arbeiten, da es zu einem starken ionischen Konzentrationseffekt des Moleküls an der Polyaminschicht kommt [ (auch Verwendung von photoaktivierbaren Polyanionen) (Verwendung von Nitrenen, Chinonen etc.)].

Die vorliegende Erfindung wird durch die nachfolgenden Beispiele eriäutert.

Verschiedenartige, andere Ausgestaltungen der Erfindung sowie der Verfahren werden für den Fachmann aus der vorliegenden Beschreibung ersichtlich. Es wird jedoch ausdrücklich darauf hingewiesen, daß diese Beispiele und die diesen zugeordnete Beschreibung lediglich zum Zweck der Erläuterung vorgesehen und nicht als Einschränkung der Erfindung anzusehen sind.

Verfahren zur diamond-like Beschichtung von Stents im Niedertemperaturplasma unter Einsatz von Ultraschall Beispiel 1 Der für die Beschichtung eingesetzte Plasmareaktor repräsentiert eine Bell-Jar- Kammer mit parallelen Plattenelektroden. Die untere Elektrode ist mit einen 13,46 MHz Radiofrequenz Generator und 20 kHz Ultraschall Generator verbunden. Die obere Elektrode ist geerdet. Der Reaktor ist mit einer Vorvakuumpumpe und einer Turbomolekularpumpe ausgestattet. Weiterhin ist der Reaktor mit einem Feinventil als Gaseinlaß, einem absolut Druckmeßgerät und einem Quarz Dicke Monitor (QTM), der an der oberen Elektrode angebracht ist, ausgerüstet.

21 Stents werden in einer vertikalen Position auf der unteren Elektrode plaziert. Ein Pt/tr Draht (Hilfselektrode), der fest mit der unteren Elektrode verbunden ist, stellt einen elektrischen Kontakt zwischen Stent und unterer Elektrode her.

Der Reaktor wird bis zu einem Restdruck kleiner als 0,001 Torr evakuiert und reines Argon in den Reaktor bis zu einem Druck von 0,04 Torr eingebracht. Anschließend wird ein Plasma über den Radioferquenzgenerator erzeugt und die Stents werden darin für 25 min. vorbehandelt. Danach wird der Reaktor mit einer Mischung aus Argon/Methan im Verhältnis 95/5 unter ständigen Abpumpen beschickt. Der Druck wird auf 0,04 Torr gehalten. Über den Radiofrequenz-und den Ultraschallgenerator wird anschließend ein Plasma generiert, mit dessen Hilfe die Stents beschichtet werden. Der Beschichtungsvorgang wird solange durchgeführt, bis der QTM eine Schichtdicke von 18 nm anzeigt, was eine Dickebeschichtung auf den Stents von 50 nm widerspiegelt.

Beispiel 2.

Die gleiche Beschichtung wird-wie in Beispiel 1-durchgeführt, bis der QTM eine Schichtdicke von 65 nm anzeigt, was einer mittleren Schichtdicke auf den Stents von 200 nm entspricht.

Beispiel 3 Es werden die gleichen Bedingungen wie in Beispiel 1 gewählt. Der Plasmagasdruck wird hier auf 0,1 Torr eingestellt. Die mittlere Schichtdicke auf den Stents wird mit 75 nm bestimmt.

Beispiel 4 Es werden die gleichen Bedingungen wie in Beispiel 1 gewähtt. Das Argon/Methan Verhältnis wird auf 90/10 eingestellt.

Beispiel 5 Es werden die gleichen Bedingungen-wie in Beispiel 1-gewähit, jedoch statt einem Argon/Methan Verhältnis von 95/5 wird ein Verhältnis von 83/17 eingestellt.

Die bevorzugte Schichtdicke auf den Stents liegt zwischen 10 nm und 80 nm. Unter diesem Limit werden unter Umständen nichtbeschichtete Zonen auf dem Stent beobachtet. Über diesem Limit sind Risse und andere Defekte in der Beschichtung auf dem Stent zu beobachten (Fig 1 und 2).

Fig. 1 zeigt einen Formkörper mit einer homogenen"diamond-like"Beschichtung, die nach dem erfindungsgemäßen Verfahren aufgetragen wurde und eine Schichtdicke von ca. 50 nm aufweist nach einem Verformungsvorgang. Das Bild zeigt einen Stent nach Dilatation in Wasser bei 37 °C. Aus der Abbildung geht deutlich hervor, daß die Beschichtung auch nach dem Verformen nicht brüchig geworden ist und keine Risse aufweist.

Fig. 2 zeigt dagegen einen entsprechenden Formkörper, mit einer Schichtdicke von ca. 200 nm. In der Abbildung ist deutlich die unerwünschte Rißbildung nach Dilatation in Wasser bei 37 °C zu erkennen.

Fig. 3 gibt graphisch die Freisetzung von Metallionen von beschichteten und unbeschichteten Stents über einen Zeitraum von 48 Stunden in 1 N HCI wieder.

Deutlich ist zu erkennen, daß mit zunehmender Zeit (t) die Freisetzung von Metallionen aus einem unbeschichteten stent erfolgt (Kurve A), während bei einem erfindungsgemäß beschichteten stent keine Freisetzung von Metallionen nachweisbar ist (Kurve B).

Beispiel einer kovalenten Bindung von Heparin an eine chemisch inerte Oberfläche Beispie ! 4 Polyethylenimin (PEI) wird mit dem photoaktiven Moleküí TRIMID [3-Trifluormethyl-3- (m-isothiocyano-phenyl) diazirin] chemisch verknüpft, so daß ein photochemisch aktives PEI-TRIMID Molekül entsteht. Ein PEI-Molekül trägt dabei mehrere kovalent gebundene TRIMID Moleküle.

Die Beschichtung einer inerten Oberfläche mit Heparin wird folgendermaßen durchgeführt : In eine Lösung aus 60 pg/ml PEI-TRIMID in PBS [Phosphate-Buffer-Saline : 5 mMol NaH2PO4 + 100 mMol NaCI, pH 7,4] wird ein"Stent"mit einer diamond-like Beschichtung (Beschichtung besteht aus einem inerten Material, das in seinem Aufbau mit Diamant verwandt ist) für 30 min. bei Raumtemperatur inkubiert.

Anschließend wird 3 x mit PBS gewaschen. Man gibt den, jetzt mit einer Schicht von PEI-TRIMID überzogenen Stent, in eine Lösung von 50 lig/ml Heparin in PBS für 30 min. bei Raumtemperatur. Danach wird der Stent 2 mal mit PBS und 1 mal mit Wasser gewaschen und im Hochvakuum bei Raumtemperatur getrocknet. Der Stent trägt nunmehr eine untere Schicht aus PEI-TRIMID auf die eine Schicht Heparin ionisch gebunden ist. Um die Schichten kovalent an die diamond-like Oberfläche zu binden, wird der Stent nach dem Trocknen im UV über 15 min. bei einer Wettentänge von 360 nm belichtet. Bei der Belichtung entsteht aus dem, an das PEI kovalent gebundene TRIMID ein Carben, das zum einen kovalent in die diamond-like Schicht insertiert und damit das PEI über das TRIMID Motekül kovalent bindet. Zum anderen insertiert das TRIMID Carben auch in das Heparinmolekül und stellt eine chemische Bindung zwischen Heparin und PEI her. Das Heparinmolekül ist damit über das TRIMID modifizierte PEI-Linkermolekül kovalent an die diamond-like Oberfläche gebunden.

Nachweis der Bindung von Heparin über TRIMID-PEI an eine diamond-like beschichtete Oberfläche Beispiei 5 Der Aufbau der Schichten aus Polyethylenimin-TRIMID und Heparin kann mit Hilfe eines Biosensors beobachtet werden. Dazu wird das Sensorplättchen mit der

gleichen diamond-like Oberfläche beschichtet, wie dies bei dem Stent der Fall war.

Der eingesetzte Biosensor ist von der Firma ASI, Schweiz. Das Detektionsprinzip beruht auf Veränderungen des Brechungsindexes auf transparenten Oberflächen bei Bindung von Molekülen an diese Oberflächen.

Fig. 4 gibt ein Sensogramm wieder, in dem die Ausbildung der ersten Schicht aus Polyethylenimin-TRIMID (B) und der nachfolgende Aufbau der Heparinschicht (D) auf die erste Schicht gezeigt wird. Dabei wurden gleiche Konzentrationen von Polyethylenimin-TRIMID und Heparin über das diamond-like beschichtete Sensorplättchen gepumpt, wie dies bei der Beschichtung des Stents der Fall war.

Die einzeinen Abschnitte beinhalten : A : Fluß von Puffer über den Sensor, PBS pH 7,4 B : Fluß von 60 zg PEI-TRIMID/ml in Puffer PBS, pH 7,4 C : Fluß von Puffer über den Sensor, PBS pH 7,4 D : Fluß von 40 ag Heparin/ml in Puffer in Puffer PBS, pH 7,4 E : Fluß von Puffer über den Sensor, PBS pH 7,4 Aktivitätstest der Heparin modifizierten Oberfläche Fig. 5 zeigt die Heparinaktivität von kovalent immobilisierten Heparin an"Stents", die nach dem erfindungsgemäßen Verfahren zunächst mit einer"diamond-like" Beschichtung versehen wurden, an welche Heparin erfindungsgemäß kovalent gebunden wurde.

Fig. 5 gibt in dem Diagramm die Aktivität von ungecoateten, HSA (Human Serum Albumin) gecoateten und Heparin gecoateten"Stents"wieder. Die"Stents"wurden dabei nach der obigen Vorschrift beschichtet. Der unbeschichtete Stent (uncoated Stent) wurde nicht beschichtet. Der Stent HSA wurde mit PEI-TRIMID und

anschließend mit HSA beschichtet. Die Stents 1,2,3 und 4 wurden nach obiger Vorschrift beschichtet.

Die Heparinaktivität wird mit einem Standardverfahren der Firma Haemachrom im Coacut Heparintest gemessen. Dabei wird die Interaktion von Antithrombin III mit Thrombin in Gegenwart von Heparin bestimmt. Nicht inaktiviertes Thrombin spaltet dabei ein chromogenes Substrat, das einen Chromophor freisetzt, dessen Absorption gemessen werden kann. Dabei ist die Größe der Absorption des Chromophores umgekehrt proportional zur Heparinaktivität.

Messung der Stent Verschlußzeiten (TSO) von unbeschichteten, diamond-like beschichteten und diamond-like-Heparin beschichteten Stents Das in vitro Modell zur Messung der Stentverschlußzeiten besteht aus einem Polyvinylchlorid Schlauch mit einer Gesamtlänge von 82 cm. Das Schlauchsegment, daß später den dilatierten Stent aufnehmen wird, hat einen inneren Durchmesser von 4 mm. Der Rest des Schlauches hat einen Durchmesser von 3 mm. Der Stent wird mit Hilfe eines Ballonkatheters in den Schlauch eingeführt und auf einen Durchmesser von 3 mm dilatiert. Anschließend werden 6 ml Thrombozyten-reiches Plasma in das Schlauchsystem eingefüllt. Danach wird mit einer 10 mmolaren CaC12 Lösung auf physiologische Konzentration von Ca2+ eingestellt und das Plasma bei einem Fluß von 8 ml/min. und einer Flußgeschwindigkeit von 2 cm/s im Kreis gepumpt. Dabei wird die Temperatur wird auf 37 °C gehalten. Ein Kontrollsystem wird unter den gleichen Bedingungen zur gleichen Zeit ohne Stent betrieben. Es wird die Zeit gemessen-Stentverschlußzeit (TSO)-, nach der kein Plasma mehr durch den Stent gepumpt werden kann.

Fig. 6 gibt die TSO Zeiten von unbeschichteten Stents (TSO Steel), von diamond- like beschichteten Stents (TSO diamond) und von diamond-like Heparin beschichteten Stents (TSO diamond + Heparin) wieder. Im Box plot gibt die y- Achse die mittlere Stentverschlußzeit an. Es ist klar zu erkennen, daß die diamond- like oder diamond-like + Heparin beschichteten Stents wesentlich längere Verschlußzeiten aufweisen, als die entsprechenden unbeschichteten Stents.

Aus der vorstehenden Beschreibung und den Beispielen wird deutlich, daß sich das erfindungsgemäß vorgeschlagene Verfahren zur Herstellung von einer Vielzahl und vielgestaltiger Formkörper mit biokompatibler Oberfläche eignet ; vorzugsweise ist das erfindungsgemäße Verfahren jedoch zur Herstellung von medizinischen Geräten, Implantaten sowie Operationsbesteck und besonders bevorzugt zur Beschichtung on "stents"geeignet.-Die erfindungsgemäßen"stents"weisen dabei vorzugsweise die in den Fig. 7 und 8 dargestellte Struktur auf : Die Fig. 7 und 8 zeigen die Schnittzeichnung der erfindungsgemäßen Stents, die im nachfolgenden erlautert wird : Die Konstruktion des Stents wird erfindungsgemäß Lösung der eingangs beschriebenen Aufgabe so gewähit, daß 1. der Stent aus Schlaufen (A und B) alleine oder eine Kombination von Schlaufen und Gelenken (C) aufweist. Die Schlaufenelemente (A, B), wie auch die Gelenkelemente (C) können über Stege, als auch direkt mit ihrem nächsten Nachbarn verbunden sein.

2. die einzelnen Stentsegmente (Schlaufen A und B) unterschiedliche Länge besitzen. Die kleineren Schlaufensegmente (A) befinden sich an den äußeren Enden des Stents. Besitzt der Stent Gelenkelemente (C), so sind die kleineren Schlaufen (A)

mit diesen Elementen (C) verbunden, falls nicht alle Schlaufen über Gelenke miteinander verbunden sind. Sind alle Schlaufen mit Gelenken verbunden, so sind die Schlaufen an dieser Stelle vom Typ B. Die Konstruktion hat zum Ziel, daß sich der Stent an den Enden, an denen sich die kleineren Schlaufensegmente befinden, erst bei einem höheren Druck aufdehnen. Dies hat zur Folge, daß sich alle Schlaufensegmente gleichmäßiger aufdehnen und an den freien Enden des Stents keine trompetenähnliche bzw. tulpenförmige Aufdehnung erfolgt.

Zur weiteren Prävention des Tulpenefekts können die einzelnen Stentschlaufen in verschiedenen Stärken vorliegen. Hierbei gilt folgendes Prinzip : Diejenigen Schlaufen, die sich an den beiden Enden des Stents bzw. des Formhoh ! körpers befinden, haben eine größere Materialstärke, als diejenigen Schlaufen, die mehr in Richtung des Zentrum des Stents bzw. in dessen Zentrum angeordnet sind. Dabei kann sich die Materialstärke der Schlaufen in der Breite oder in der Dicke ändern. Hierdurch wird gewährleistet, daß dem Ballon, der zur Dilatation des Stents eingesetzt wird, in der Mitte bzw. in dessen Zentrum ein geringerer Stentgegendruck entgegengehalten wird, als an den äußeren Enden des Stents.

Erfindungsgemäß wird damit auch ein ungleichmäßiges Aufdehnen (Trompeten-bzw.

Tulpeneffekt) vermieden. Eine Änderung der Schlaufenbreite läßt sich beispielsweise durch eine einfache Schnittänderung erzielen ; eine Änderung in der Schlaufendicke lafßt sich z. B. durch ein asymmetrisches Elektropolieren erreichen.