用于改善医疗装置的生物相容性的交联peg 聚合物涂层的利记博彩app
【专利摘要】本发明涉及一种交联PEG聚合物涂层，其为亲水性的、润滑的并且抗生物物质(包括蛋白质和细胞)吸附。涂层使用具有式R(OCH2CH2)nOH的有机化合物的等离子体辉光放电聚合来产生，其中R为具有1至4个碳原子的烷基，并且n＝1至6。
【专利说明】用于改善医疗装置的生物相容性的交联PEG聚合物涂层
[0001]相关申请的交叉引用
[0002]本申请案要求于2013年12月4日提交的美国临时专利申请第61/911,879号的优先权，所述美国专利申请案的全部内容以全文引用方式并入本文。
技术领域
[0003]本发明公开了用于使用具有式R(OCH2CH2)nOH的有机化合物的等离子体辉光放电聚合来生产交联PEG聚合物涂层的方法，其中R为具有I至4个碳原子的烷基，并且n=l至6。有利的是，此类方法生产共价连接到衬底表面的交联PEG聚合物涂层。聚合物涂层的交联程度和厚度可通过等离子体辉光放电聚合过程参数控制，并且所述厚度可以在纳米至微米的范围内变动。交联PEG聚合物涂层可在各种材料(包括用于医用导管、植入物、传感器和隐形眼镜的那些材料)上形成。有利的是，此类方法将亲水性、润滑性、不积垢性和生物相容性特性赋予医疗装置。
【背景技术】
[0004]生物积垢(其为在表面处的生物学物质累积)几乎在其中使用天然和人造材料的任何环境中发生。倾向于生物积垢的表面的一个实例涉及用于人体的医疗装置。生物流体的组分(如蛋白质、细胞和病原体)具有强有力地粘附到表面、改变具有潜在有害结果性能的倾向。由导管的微生物定殖造成的尿道感染代表最常见医院获得性感染。可植入医疗装置还易受微生物影响的腐蚀(MIC)的影响，导致对于具有增加的感染风险的替代手术的的需要。
[0005]已经通过异物反应(FBR)效应阻碍建立可信赖的、长期的可植入生物传感器(如葡萄糖传感器)的努力，所述异物反应(FBR)效应引入延迟的反应时间以及不可预测的传感器性能。当几乎任何材料插入到组织中时，FBR发生，其开始于创建伤口和伤口愈合层叠。即亥IJ，蛋白质粘附到生物材料表面，其为生物积垢过程的共同初始相。初始蛋白吸收为总FBR的组成部分如随后介面促进发炎性细胞的粘附力。随后发炎性细胞沉积致密胶原的胶囊，其阻滞在植入物和身体之间的质量传递和/或电通信。这已经是对于植入皮下组织的连续葡萄糖监测(CGM)裝置的主要挑战。胶原蛋白包封缺乏自然组织的微脉管。因为血管为葡萄糖的主要来源，所以此类包封阻碍血糖的精确测量。
[0006]用于限制表面生物积垢和改善生物传感器性能的共同策略是将抗积垢聚合物接枝到表面上。最充分研究的抗积垢聚合物中的一个为聚(乙二醇)(PEG)，具有低毒性和在医疗和药物传递中使用的广泛历史的水溶性聚合物。PEG可用合适的化学衍生作用接枝到表面上以减小蛋白质、细胞和细菌的非特异性吸收。尽管对于表面固定PEG的蛋白和细胞耐性的热力学和分子机制未完全被理解，但是大量研究已确定接枝聚合物的位阻效应、链长、接枝密度、链构形和亲水性特性在抵抗蛋白粘附中起重要作用当生物分子或细胞接近表面时，压缩PEG链的高度含水层(迀移率降低)，产生防止生物分子/细胞粘附的排斥性渗透力。因此，PEG涂层已经用于阻止蛋白吸收、细胞附着以及细菌粘附在医疗装置的表面上。
[0007]PEG聚合物涂覆的方法包括PEG聚合物被动或共价附着在表面上。在被动涂覆方法中，将PEG聚合物结合到便于吸附到生物材料表面上的蛋白质或其它聚合物。被动涂覆通过使用如喷涂或浸涂方法使衬底表面与涂覆溶液接触来进行。被动涂覆方法具有易于制造的优点，但是具有较低耐久的缺点。涂覆的层倾向于在体内环境中分解。
[0008]在现有技术共价涂覆方法中，合成具有化学反应性基团的PEG聚合物并且将其共价连接到在表面上的化学反应性基团。这需要在用于附着的表面上存在化学反应性基团(如胺或羧基官能团)。因为这些基团在最常见生物材料中不存在，所以进行附加表面“上底漆”步骤以通过表面改性方法(如光化学、等离子体处理或等离子体聚合)在表面上赋予官能团。因此，现有技术共价涂覆法含有引起较高制造成本的若干步骤。在一些方法中，有机溶剂或毒性化学品用于反应中，使所述方法不适合用于一些生物材料。
[0009]在现有技术共价涂覆方法中，仅存在粘附于表面的单层PEG分子。PEG层的厚度由PEG分子的尺寸确定，并且通常限于纳米尺度。PEG涂层的薄层由于不完全涂覆易受针孔影响。针孔可提供对于生物分子和微生物的结合位点，并且因此降低防污性能。因为每个PEG分子仅存在一个共价附着点，所以附着点的断裂(例如通过水解或还原)将分解PEG分子并且暴露原始表面，由此形成针孔。因此现有技术共价PEG涂覆的耐久性由于单层PEG分子和对于每个PEG分子的单点附着而受到限制。
【发明内容】
[0010]本文公开了一种用于使用具有式R(OCH2CH2)nOH的有机化合物的等离子体辉光放电聚合来在表面上生产具有聚(乙二醇)官能团的交联PEG聚合物涂层的方法，其中R为具有I至4个碳原子的烷基，并且η = I至6。
[0011]所公开的方法的一个优点为可定制PEG聚合物涂层的厚度和交联程度。因为聚合物通过在等离子体聚合过程期间在表面上共价附着在单体层后的层而形成，随着加工时间增加膜的厚度可无限增加。交联程度可通过等离子体辉光放电的功率控制。而在现有技术共价PEG涂覆方法中，每个PEG分子通过单点附着共价连接到所述表面;仅存在单层PEG分子并且因此涂层的厚度通过用于涂层的PEG分子的尺寸限制。
[0012]所公开的方法的另一个优点为交联PEG涂层将亲水性、润滑性、不积垢性和生物相容性特性赋予到经涂覆的衬底。与现有技术方法比较，该涂覆方法消除针孔并且生产交联PEG聚合物涂层，其为高度耐久的并且抗包括蛋白质和细胞的生物物质的吸附。涂层可在各种材料(包括用于药用导管、植入物、传感器和隐形眼镜的那些材料)上形成。
[0013]所公开的方法的另一优点为交联PEG涂层可渗透小分子如葡萄糖。为了使涂层与植入的或可佩戴的生物传感器(如葡萄糖监测装置)运行良好，不但涂层改善装置的生物相容性是重要的而且涂层不限定分析物(如血糖)从传感器的外部传递至在传感器内部的检测组分(如酶层或电极层)是重要的。如果葡萄糖传感器的涂层限制分析物传递，则可发生传感器外部的葡萄糖积累，产生边界层。由于通过传感器的分析物消耗和通过涂层的分析物扩散迟延，在传感器内部的分析物浓度将基本上较低。这将导致传感器不准确。因为交联PEG涂层可渗透小分子(如葡萄糖)，所以涂层将不延迟分析物传递并且可用于生物传感器的表面，其中需要小分子分析物扩散到传感器中用于检测。
[0014]所公开的方法的额外优点为交联PEG涂覆方法是无溶剂的，并且与生物传感器酶和蛋白质相容；即，涂覆方法不影响已经固定在生物传感器表面上的酶和蛋白质的功能。
[0015]通过研究以下【具体实施方式】和附图的研究将更好理解本发明的这些以及其他特征。
【附图说明】
[0016]图1为表示涂覆有交联PEG聚合物的衬底的图。
[0017]图2为表示具有两侧涂覆有交联PEG聚合物的透析膜的图。
[0018]图3为示出交联PEG聚合物涂层的厚度作为涂覆时间的函数的的图。膜厚度通过石英晶体微天平(QCM)测量。
[0019]图4为比较在三个不同表面上的免疫球蛋白G-辣根过氧化物共轭物(IgG-HRP)的吸附的图:第一个表面未经涂覆，第二个表面涂覆有单层PEG(现有技术)，并且第三个表面涂覆有交联PEG聚合物(本发明)。在表面上共轭物吸附的IgG-HRP的量通过TMB(3，3 ’，5，5 ’四甲基联苯胺)(其在氧化时改变颜色)的HRP催化的氧化反应来定量。
[0020]图5为比较在两种不同表面上的人纤维粘连蛋白(HFN)的吸附的图:一个表面未经涂覆，且另一个表面涂覆有交联PEG聚合物(本发明)。在表面上吸附的HFN的量通过与抗-HFN IgG-HRP溶液一起培育紧接着TMB的HRP催化的氧化反应来定量。
[0021]图6为比较在两种不同表面上的细胞的附着的图:一个表面未经涂覆，并且另一个表面涂覆有交联PEG聚合物(本发明)。测试三种细胞类型:永生化上皮细胞系、永生化成纤维细胞细胞系以及纤维肉瘤癌细胞系。
[0022]图7为比较两种硅氧烷衬底的静摩擦系数和动摩擦系数的图。一个硅氧烷衬底未经涂覆，且另一个硅氧烷衬底涂覆有交联PEG聚合物(本发明)。根据测试方法ASTM D1894测试静摩擦系数和动摩擦系数。
[0023]图8为比较通过两种透析膜的葡萄糖的渗透性的图。一种膜未经涂覆，并且另一种膜涂覆有交联PEG聚合物(本发明)。使用葡萄糖测定试剂盒定量通过膜渗透的葡萄糖的量。
[0024]图9为比较两种葡萄糖传感器(含葡萄糖氧化酶)对在测试溶液中的不同含量的葡萄糖的响应的图。一种传感器未经涂覆，并且另一种传感器涂覆有交联PEG聚合物(本发明)。
【具体实施方式】
[0025]参考图1，装置10被描绘为包含衬底30和涂层组合物20。涂层组合物20通过以下步骤生产:i)提供包含一种或多种有机化合物的单体来源，其中至少一种有机化合物为R(OCH2CH2)nOH,其中R为具有I至4个碳原子的烷基，并且η = I至6; ii)产生单体来源的等离子体;以及iii)使衬底30的至少一部分与等离子体接触以产生等离子体聚合物涂覆的表面。
[0026]参考图2，装置50被描绘为包含透析膜70、在膜的一侧上的涂层组合物60以及在膜的另一侧上的涂层组合物80。涂层组合物60和涂层组合物80可相同或不同。涂层组合物60和/或涂层组合物80通过以下步骤生产:i)提供包含一种或多种有机化合物的单体来源，其中至少一种有机化合物为R(OCH2CH2)nOH,其中R为具有I至4个碳原子的烷基，并且η = I至6;ii)产生单体来源的等离子体；以及iii)使透析膜70的至少一部分与等离子体接触以产生等离子体聚合物涂覆的表面。
[0027]任何已知技术可用于生成等离子体。等离子体可使用AC或DC功率、射频(RF)功率或微波频率功率产生。优选地，等离子体系统由单个射频(RF)电源驱动；通常在13.56MHz下。等离子体系统可为电容耦合等离子体或感应耦合等离子体中的任一者。
[0028]衬底可由任何材料(包括聚合物、玻璃、金属和娃)制成。聚合物的实例包括聚苯乙烯、聚丙烯、聚乙烯、聚酯、硅氧烷、聚氨酯、ABS、PVC、聚四氟乙烯、聚偏二乙烯及其混合物。在一个实例中，衬底为具有聚合物外膜的连续葡萄糖监测装置。在另一个实例中，衬底为由金属制成的冠状动脉支架。在另一个实例中，衬底为由硅氧烷材料制成的泌尿导管。在另一个实例中，衬底为由硅氧烷材料制成的隐形眼镜。
[0029]在一个优选的实施例中，使用的单体为三(乙二醇)单乙醚(CH3CH2 (OCH2CH2)30H)或三(乙二醇)单甲基醚(CH3(OCH2CH2)3OH)13还可使用具有类似分子结构的化合物，尤其在一端上含饱和烃且在另一端上含乙二醇低聚物的那些。在等离子体态中，饱和烃被电离，并且与衬底的表面反应，形成含乙二醇低聚物的共价结合薄膜。涂覆有该乙二醇低聚物薄膜的衬底获得抗蛋白结合和细胞附着的能力。由于大分子和微生物的抗结合/附着能力，处理的表面变为不积垢并且抗菌。
[0030]愛.
[0031]实例A
[0032]石英晶体微天平(QCM)镀金晶体使用三(乙二醇)单乙醚的等离子体辉光放电聚合用本发明的交联PEG涂覆表面涂覆。涂层的厚度通过晶体的频率监测。薄膜厚度与时间的曲线在图3中示出。厚度以每分钟约2nm的速率随时间线性增加。
[0033]实例B
[0034]将本发明的交联PEG涂覆的表面与现有技术单层PEG涂覆的表面和用于IgG-HRP(免疫球蛋白G-辣根过氧化物共轭物)结合的未涂覆的表面进行比较。使用本发明等离子体辉光放电聚合方法用三(乙二醇)单乙醚作为单体来源产生交联PEG涂层。传统的单层PEG涂层通过以下步骤产生:首先用丙烯酸等离子体聚合物涂覆表面，随后使用公认碳化二亚胺化学物质使高分子量PEG-胺分子(Mw 1000)与在表面上的羧基反应。表面暴露于在PBS中的增加浓度的IgG-HRP中24小时，接着用PBS冲洗。然后使表面与TMB(3，3’，5，5’四甲基联苯胺)溶液接触1分钟，接着添加IN HCI以停止反应。在表面上结合的I gG-HRP的量通过由氧化TMB产生的颜色强度(在450nm处检测)定量。如在图4中可以看出，在测试的I gG-HRP的所有浓度(高达3.2yg/ml)下，交联PEG涂覆的表面示出不显著的蛋白结合。正如期望的，未涂覆的表面示出显著并且增加量的结合到表面的蛋白。传统的共价PEG涂覆的表面示出降低的但仍可检测的蛋白结合。
[0035]实例C
[0036]将本发明的交联PEG涂覆表面与用于人纤维粘连蛋白(HFN)结合的未涂覆表面进行比较。使用本发明等离子体辉光放电聚合方法用三(乙二醇)单乙醚作为单体来源产生交联PEG涂层。表面暴露于在PBS中的增加浓度的HFN中24小时，接着用PBS冲洗。接下来表面暴露于在含0.5 % BSA的在PBS中的0.5yg/mL抗-HFN-1 gG-HRP溶液中2小时以使抗-HFN-1 gG-HRP 结合到吸附在表面上的任何HFN ο再次用I3BS冲洗表面以去除过量抗-HFN-1 gG-HRP。然后使表面与TMB溶液接触10分钟，接着添加IN HCl以停止反应。在表面上结合的HFN/抗-HFN-1gG-HRP络合物的量通过由氧化TMB产生的颜色强度(在450nm处检测)定量。如在图5中可以看出，在测试的HFN的所有浓度(高达10.2yg/ml)下，交联PEG涂覆表面示出不显著的蛋白结合。正如期望的，未涂覆的表面示出显著并且增加量的结合到表面的蛋白。
[0037]实例D
[0038]将本发明的交联PEG涂覆表面与用于使用若干细胞系的细胞附着的未涂覆表面进行比较。使用本发明等离子体辉光放电聚合方法用三(乙二醇)单乙醚作为单体来源产生交联PEG涂层。表面与3种附着的细胞系一起培育:人上皮细胞LNCap、人成纤维细胞MRC5和人纤维肉瘤癌细胞系HT1080。如在图6中可以看出，虽然细胞在未涂覆表面上粘着并且增殖，但是在整个培养持续时间中，未观测到细胞粘附在高度交联PEG涂覆表面上。
[0039]实例E
[0040]本发明的交联PEG涂覆表面与用于润湿性和润滑性的未涂覆硅氧烷衬底进行比较。使用本发明等离子体辉光放电聚合方法用三(乙二醇)单乙醚作为单体来源产生交联PEG涂层。硅氧烷衬底的润湿性通过水滴的静态接触角测量。未涂覆的硅氧烷衬底具有大于100度的静态接触角，而涂覆的硅氧烷衬底具有小于60度的静态接触角。硅氧烷衬底的润滑性通过根据测试方法ASTM D1894的静摩擦系数和动摩擦系数测量。如在图7中可以看出，与未涂覆硅氧烷衬底相比，对于涂覆的硅氧烷衬底观测到大于10倍降低的摩擦系数。
[0041 ]实例F
[0042]为了研究葡萄糖渗透通过本发明的交联PEG涂层，使用与用于在实例B至实例D中示出的蛋白和细胞结合实验相同的涂覆参数用交联PEG涂覆一些透析膜(3.5kD MWC0)。比较跨涂覆的和未涂覆的透析膜的葡萄糖渗透性。通过膜渗透的葡萄糖的量使用葡萄糖测定试剂盒(Sigma GAHK20)定量。如在图8中可以看出，涂覆有交联PEG的透析膜与未涂覆的透析膜相比，在通过两者的葡萄糖的渗透性之间不存在显著差异。因此，交联PEG涂层不阻滞葡萄糖传递。
[0043]实例G
[0044]为了研究本发明的交联PEG涂层对在生物传感器表面上固定的酶的影响，使用与在实例B至实例D中示出的用于蛋白和细胞结合实验的相同涂层参数用交联PEG涂覆具有在电极表面上固定的葡萄糖氧化酶的葡萄糖传感器。涂覆的和未涂覆的葡萄糖传感器暴露于具有不同葡萄糖浓度的测试溶液中，并且测量通过葡萄糖氧化酶涂覆的电极生成的电流。如在图9中可以看出，在未涂覆传感器和涂覆有交联PEG的传感器之间不存在显著差异。因此，交联PEG涂层不影响在电极上的葡萄糖氧化酶的功能。
[0045]如本领域技术人员将了解，本发明可用于制备表面以改善润湿性、润滑性、抗蛋白质和细胞结合以及随后变为生物相容和不积垢。通过本发明得到的不积垢表面可用于最小化异物反应并且阻止在医疗装置和医用植入物中的生物膜形成。以非限制性实例的方式，本发明可用于制备葡萄糖监测传感器的表面。通过最小化异物反应，本发明的不积垢涂层可改善植入的葡萄糖传感器的性能并且延长传感器寿命。本发明还可用于制备其它医疗装置的表面，所述医疗装置如人工胰腺、血液透析裝置、隐形眼镜、中心静脉导管和无针接头、气管内导管、子宫内避孕器、机械心脏瓣膜、起搏器、腹膜透析导管、假体关节、鼓膜穿刺管、泌尿导管和语音假体。
【主权项】
1.一种装置，其包含衬底和涂层组合物，所述涂层组合物通过以下步骤生产:I)提供包含一种或多种化合物的单体来源，其中至少一种化合物为R(OCH2CH2)nOH,其中R为具有I至4个碳原子的烷基并且n=l至6; ii)产生所述单体来源的等离子体；以及iii)使衬底的至少一部分与所述等离子体接触以提供等离子体聚合物涂覆的表面，其中所述等离子体聚合物涂覆的表面为亲水性的、润滑的，并且具有抗蛋白吸附和细胞粘附的特征。2.根据权利要求1所述的装置，其中所述衬底为医用植入物或可佩戴医疗装置。3.根据权利要求1所述的装置，其中所述衬底为可植入或可佩戴生物传感器。4.根据权利要求1所述的装置，其中所述衬底为葡萄糖监测装置。5.根据权利要求1所述的装置，其中所述衬底为透析膜。6.根据权利要求1所述的装置，其中所述衬底为血液透析装置。7.根据权利要求1所述的装置，其中所述衬底为隐形眼镜。8.根据权利要求1所述的方法，其中所述化合物选自以下中的一种或混合物:三(乙二醇)单乙醚(CH3CH2 (OCH2CH2)30H)和三(乙 二醇)单甲醚(CH3 (OCH2CH2)30H)。
【文档编号】B05D1/02GK105916597SQ201480066034
【公开日】2016年8月31日
【申请日】2014年12月4日
【发明人】陈小曦
【申请人】医疗表面技术公司