SI23021A

SI23021A - Metoda obdelave bio-medicinskih polimernih protez za izboljĺ anje njihovih antitrombogenih lastnosti

Info

Publication number: SI23021A
Application number: SI200900109A
Authority: SI
Inventors: Ita Junkar; Miran MOZETIČ; Alenka Vesel; Uroš CVELBAR; Metka KRAŠNA; Dragoslav DOMANOVIČ
Original assignee: Institut "Jožef Stefan"
Priority date: 2009-04-20
Filing date: 2009-04-20
Publication date: 2010-10-29
Also published as: WO2010123465A3; AT513072B1; WO2010123465A2

Abstract

Predmet izuma je metoda obdelave bio-medicinskih protez za izboljšanje njihovih antitrombogenih lastnosti. Navedene bio-medicinske proteze so kardiovaskularne proteze, posebej umetne žile in žilne opornice narejene iz polietilenteraftalatnega (PET) polimera. Metoda temelji na obdelavi površine kardiovaskularnih protez s primerno kombinacijo doze nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih ionov kisika. Po prejeti dozi navedenih atomov in ionov postane površina kardiovaskularnihprotez manj dovzetna za vezavo trombocitov. Metoda je značilna po tem, da je izpostavljenost mešanici nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov v pulzih takšna, da je v posameznem pulzu dosežena doza nevtralnih kisikovih atomov med 10exp20/m2 in 10exp26/m2, ter doza nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov med 10exp16/m2 in 10exp23/m2, premor med posameznimi pulzi pa traja med 10 s in 300 s in da je tok nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitihmolekularnih in atomarnih kisikovih ionov na površino proteze približno enakomeren.

Description

METODA OBDELAVE BIO-MEDICINSKIH POLIMERNIH PROTEZ ZA IZBOLJŠANJE NJIHOVIH ANTITROMBOGENIH LASTNOSTI

Predmet izuma je metoda obdelave bio-medicinskih protez za izboljšanje njihovih antitrombogenih lastnosti. Navedene bio-medicinske proteze so kardiovaskularne proteze, posebej umetne žile in žilne opornice narejene iz polietilenteraftalatnega (PET) polimera. Metoda temelji na obdelavi površine kardiovaskularnih protez s primerno kombinacijo doze nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih ionov kisika. Po prejeti dozi navedenih atomov in ionov postane površina kardiovaskularnih protez manj dovzetna za vezavo trombocitov. Po izpostavitvi trombocitom se koncentracija vezanih trombocitov na površini kardiovaskularnih protez, obdelanih z metodo, ki je predmet tega izuma, zmanjša za 10 krat ali več v primerjavi z neobdelanimi kardiovaskularnimi protezami. S to metodo lahko neposredno vplivamo na vezavo trombocitov na površine iz PET polimerov ali njim podobnih polimerov.

Prikaz problema

Bolezni srca in ožilja so najpogostejši vzrok obolevnosti in umrljivosti prebivalstva ter predstavljajo enega največjih zdravstvenih problemov. Na prvem mestu so predvsem aterosklerozna obolenja, ki povzročajo zožitev notranjega premera žil, zaradi česar kri ne more več neovirano teči po žilah in se zato njen pretok upočasni.

Zdravljenje tovrstnih obolenj je možno s pomočjo žilne opornice ali pa z zamenjavo obolele žile s sintetično. Obe možnosti se pogosto uporabljata, vendar pa je dolgoročno gledano okrevanje bolnikov z žilno opornico, predvsem pa z žilnimi protezami, še vedno slabo, saj jih je v večini primerov po 2. do 5. letih potrebno ponovno zamenjati.

Žilna opornica se s pomočjo katetra vstavi na zožen predel žile, kar žilo razširi in ponovno omogoči pretok krvi skozi njo. Opornice so ponavadi narejene iz nerjavečega jekla, tantala ali platine, vendar pa v mnogih primerih ti materiali povzročajo trombozo

-2in restenozo. Prav zato se iščejo možni alternativni materiali, predvsem polimerni materiali kot so silikon, polietilen in poliuretan ter različni biorazgradljivi polimerni materiali. Vendar pa tudi ti niso primerni za neposredno izpostavitev krvi in jih je običajno potrebno prevleči z nanosi, ki preprečujejo ponovno nastajanje ateroskleroze in delujejo proti-trombogeno, npr. heparin.

V primeru, ko imamo močno poapnjene žilne zapore, je za zdravljenje bolezni potrebno uporabiti sintetične žilne proteze, s katerimi naredimo obvod in ponovno vzpostavimo pretok krvi. Materiali, ki se uporabljajo za sintetične žilne proteze, morajo ustrezati zahtevam po biokompatibilnosti/hemokompatibilnosti prav tako pa morajo imeti primerne mehanske lastnosti, zlasti fleksibilnost in enostavnost kirurške namestitve. Danes se predvsem v te namene uporabljata polimera polietilen teraftalat (PET) ali Dacron in politetrafluoroetilen (ePTFE). Obe vrsti žil, tako iz PET kot tudi iz PTFE materiala, imata primerne mehanske lastnosti in se že vrsto let uporabljata za sintetične žilne proteze, vendar pa ne nudita zadostne hemokompatibilnosti, predvsem kadar jih uporabimo za nadomestke žil premerov, manjših od 6 mm. Razlog za to je predvsem v tem, da je na ožjih predelih žil pretok krvi manjši in je tu verjetnost za nastanek tromboze še večja. Na steni umetnih žil namreč pride do nespecifične adsorpcije plazemskih proteinov, kar vpliva tudi na vezavo trombocitov kar je eden glavnih povzročiteljev tromboze. Znano je, da so žilne proteze iz PET polimerov bolj dovzetne za adhezijo in aktivacijo trombocitov kot iz ePTFE polimerov. Vendar pa je tudi znano, da je ePTFE močnejši stimulator za fibrozno hiperplazijo.

Biološki odziv na biomateriale je zelo kompleksen in zato še vedno slabo poznan. Glede na to, da je površina biomaterialov tista, ki omogoča interakcijo s telesom, so prav lastnosti površine biomaterialov ključnega pomena za primeren biološki odziv, to je biokompatibilnost. Dolga leta so za najprimernejše materiale veljali inertni materiali, ki ne reagirajo s telesom in ne omogočajo integracije biomateriala s telesom. Danes pa je mnenje, da naj bi biokompatibilni materiali omogočali integracijo s telesom in preprečevali infekcije, vnetne reakcije, strjevanje krvi in druge s tem povezane reakcije. Za biokompatibilne materiale, ki so v stiku s krvjo, je predvsem pomembno, da ima njihova površina proti-trombogene lastnosti, kar preprečuje nastanek tromboze. V teh primerih se tromboza prične z adsorpcijo plazemskih proteinov na površino • ·

-3biomateriala in je močno odvisna od fizikalnih in kemijskih lastnosti površine biomateriala. Za izboljšanje lastnosti materialov, ki so v stiku s krvjo, so v uporabi različne metode obdelave površine, ki omogočajo vezavo bioaktivnih komponent, kot sta heparin in albumin. Priprava površin z vezavo bioaktivnih komponent ima mnoge pomanjkljivosti, predvsem neenakomernost nanosov, nečistoče in težavnost priprave v ožjih predelih kot so notranji predeli cevi. Te in mnoge podobne tehnološke težave zmanjšujejo kakovost in povečujejo stroške izdelave kardiovaskularnih protez, zato želimo pripraviti antitrombogeno površino proteze neposredno z bolj enostavnim postopkom.

Stanje tehnike

Za izboljšanje biokompatibilnih/hemokompatibilnih lastnosti materialov je bilo uporabljenih že več različnih metod. Delimo jih na mehanske in kemijske. Mehanske metode niso najbolj primerne, saj povzročajo poškodbe materiala in spremembe v lastnostih materiala. Bolj pogosto se uporabljajo različne kemijske metode, ki jih delimo na mokre in suhe. Mokre kemijske metode vključujejo obdelave z različnimi kemijskimi reagenti v vodnih ali drugih tekočih medijih. Suhe metode pa vključujejo obdelavo s plini oziroma delci ter plazemske obdelave, obdelave z ionskimi curki, elektronskimi curki, fotonskimi curki - laserji, rentgenskimi in drugimi energetskimi žarki. Za izboljšanje biokompatibilnih lastnosti se pogosto uporablja vezava proti-trombogenih nanosov, kot sta heparin ali albumin.

Poleg tovrstnih nanosov se za izboljšanje lastnosti umetnih žil uporablja tudi obdelava površine z endoteljiskimi celicami, ki je razkrita v patentu CA 02472031, ali pa obdelava trombocitov z adhezijskimi receptorji s specifičnimi monoklonskimi protitelesi. Z namenom izboljšanja hemokompatibilnih lastnosti biomedicinskih materialov, ki so v stiku s krvjo, so v uporabi tudi postopki sinteze novih materialov, ki imajo primerne lastnosti. Pomankljivost teh postopkov je predvsem v še neraziskanih vplivih teh materialov na človeka po implantaciji. Vsi navedeni postopki imajo omejeno stopnjo uspešnosti.

V literaturi lahko zasledimo mnogo različnih postopkov za izboljšanje površinskih lastnosti umetnih žit. Večinoma se za modifikacijo površine polimernih materialov • ·

-4uporabljajo mokri kemijski postopki, ki omogočajo nadaljnjo vezavo različnih bioaktivnih snovi, nekateri od teh postopkov so tudi patentno zaščiteni. Z mokrimi kemijskimi postopki tvorimo funkcionalne skupine na relativno inertnih površinah polimerov, kot sta PET ali PTFE, prek teh funkcionalnih skupin pa nadalje omogočimo vezavo bio-aktivnih snovi.

Kljub razširjenosti uporabe mokrih kemijskih postopkov, imajo le ti vsaj tri pomanjkljivosti: prva je, da ne omogočajo najboljše kontrole kemijskih reakcij, ki stečejo na notranjih stenah umetnih žil; druga je neenakomernost obdelave notranjih sten; tretja pa, da na stenah ostanejo nekateri reaktanti, kot tudi nečistoče, ki so nastale pred, med ali po reakcijah, ki lahko v telesu povzročajo neželene reakcije. Poleg tega je, kljub nanosom, hemokompatibilnost površine še vedno nezadostna in je v večini primerov na te nanose potrebno nanesti še eno plast materiala, ki ima protitrombogene lastnosti. Problem nanosov je predvsem v njihovi slabi vezavi in neenakomerni porazdelitvi, kot tudi nestabilnosti, saj se s časom le ti lahko iz notranje stene umetne žile pod pretočnimi pogoji znotraj žile kaj hitro sperejo, npr. heparin že po 4 tednih po implementaciji.

Poleg mokre kemijske metode z reagenti lahko površino pred nanosom pripravimo tudi s tako imenovanimi suhimi metodami, kjer kot reagente uporabimo pline oziroma različne delce. Te metode omogočajo kovalentno vezavo bio-aktivnih snovi in jih lahko na površino substrata vežemo direktno ali prek vmesne molekule.

Nekateri patenti razkrivajo uporabo plazme za pripravo površine bio-materialov brez nadaljnje vezave različnih bionanosov. Tako ameriški patent US2005163816 opisuje plazemsko obdelavo materialov za biomedicinske aplikacije. V patentu je razkrita obdelava keramičnih, kovinskih in polimernih materialov z radiofrekvenčno plazmo. Tako pripravljene površine naj bi izboljšale vezavo živih celic in njihovo delovanje. Tudi v evropskemu patentu EP0348969 je razkrita metoda, s katero je mogoča vezava endotelijskih celic na polimerne površine, ki so bile obdelane s plazmo, predvsem z amonijevo plazmo.

• ·

-5Pričujoči izum temelji na metodi za obdelavo površine PET polimerov s kombinacijo nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov, s čimer neposredno na površini dosežemo anti-trombogene lastnosti. Metoda omogoča enakomerno modifikacijo zgornje atomarne plasti PET polimera brez globinskih poškodb materiala. Da preprečimo vplive segrevanja površine med plazemsko obdelavo, in s tem povezane neželene spremembe termomehanskih lastnosti, lahko plazemsko obdelavo izvajamo pulzno. Pri dozah nevtralnih kisikovih atomov med 10²°m'² in 10²⁸ m'², prioritetno med 10²² m'² in 10²⁶ m'², ter dozami ionov med 10¹⁶m'²in 10²³ m'², prioritetno pa med 10¹⁷m'² in 10²¹ m'², na površini tvorimo primerne vrste ter primerno razmerje med vrstami kisikovih funkcionalnih skupin, s čimer zmanjšujemo vezavo trombocitov. Zato predvidevamo, da tako pripravljene površine PET polimerov zmanjšujejo verjetnost za nastanek tromboze in jih lahko uporabimo za kardiovaskularne proteze in tudi za druge biomedicinske materiale iz PET polimerov, kjer je hemokompatibilnost površine velikega pomena.

Opis slik

Metoda za obdelavo površine protez, narejenih iz PET polimera ali njemu podobnih bio-medicinskih polimerov, je opisana s pomočjo slik, ki prikazujejo:

Sl 1. Število adheriranih trombocitov na 10000 pm² površine PET polimera v odvisnosti od prejete doze atomov kisika

Sl 2. Slika dobljena z vrstičnim elektronskim mikroskopom, ki prikazuje adherirane trombocite na neobdelani površin PET polimera

Sl 3. Slika dobljena z vrstičnim elektronskim mikroskopom, ki prikazuje adherirane trombocite na obdelani površini PET polimera z dozo 1.8 Ί O²⁵ m'² kisikovih atomov.

Sl 4. Slika dobljena z vrstičnim elektronskim mikroskopom, ki prikazuje adherirane trombocite na neobdelani površini spletene umetne žile iz PET polimernih vlaken.

Sl 5. Slika dobljena z vrstičnim elektronskim mikroskopom, ki prikazuje adherirane trombocite na površini obdelane spletene umetne žile iz PET polimernih vlaken z dozo 1.8 -10²⁵ m² kisikovih atomov.

Sl 6. Shema naprave za obdelavo notranje površine umetne žile • · • ·

-6Opis rešitve problema in izvedbeni primer

Metoda po izumu obsega izpostavitev proteze mešanici nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov, ki jih lahko generiramo s pomočjo naprave, ki je opisana v izvedbenem primeru. Tok nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov na površino izdelka je približno enakomeren, kar dosežemo z enakomernim premikanjem proteze med obdelavo in je tako morebitna nehomogenost obdelave manjša od faktorja 100. Proteza je izpostavljena mešanici nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov v pulzih tako, da v posameznem pulzu dosežemo dozo nevtralnih kisikovih atomov med 10²° m'² in 10²⁸ m'², prioritetno pa med 10²² m’² in 10²⁶ m², ter dozo nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov med 10¹⁶ m'² in 10²³ m², prioritetno pa med 10¹⁷ m’² in 10²¹ m'², premor med posameznimi pulzi pa traja med 10 s in 300 s, prioritetno pa med 60 s in 150 s. Temperatura kardiovaskularnih protez je med obdelavo nižja od 170°C, prioritetno nižja od 75°C. Skupna prejeta doza nevtralnih kisikovih atomov med 1O²⁰ m'² in 10²⁸ m'², prioritetno pa med 10²³ m'² in 10²⁶ m². Prejeta doza pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov med 10¹⁶m'² in 10²⁵ m'², prioritetno pa med 10¹⁷ m'² in 10²²m'². Kinetična energija pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov ob površini protez med 1 eV in 1000 eV, prioritetno pa med 5 eV in 100 eV.

Modifikacijo površine PET polimera dosežemo z nevtralnimi atomi kisika ter s kombinacijo pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov. Na površini tako tvorimo nove funkcionalne skupine, kot so C-O, C=O, C-O-O, O=C-O, obenem pa spremenimo tudi topografske značilnosti površine in s tem povečamo hrapavost. Optimizirani pogoji tovrstne obdelave omogočajo, da ima površina primerno število novih funkcionalnih skupin ter primerno topografijo. Posledica obdelave je tudi, da površina postane bolj hidrofilna, kar promovira razraščanje endotelijskih celic. Poleg tega pa s tovrstno obdelavo dosežemo tudi anti-trombogene lastnosti površine in s tem za 10 krat ali več zmanjšamo vezavo trombocitov. Tako ta tehnika, glede na do sedaj znane rešitve, omogoča hitro in učinkovito modifikacijo površin, kar vodi do antitrombogenih lastnosti površin.

-7Modifikacijo površin bio-medicinskih polimerov, kot so poliestri, poliamidi, polisaharidi, poliuretani, poliesteramidi ali njihove kombinacije, lahko glede na potrebno dozo atomov in ionov, izvedemo tudi v času krajšem od ene minute, kar je glede na do sedaj uporabljene tehnike velika prednost, saj so postopki za nanašanje različnih antitrombogenih nanosov izredno zamudni in lahko trajajo tudi po več ur ali celo dni. Poleg tega, površine obdelane z metodo, ki je razkrita v tem patentu, ne potrebujejo nobene nadaljnje obdelave s celicami, kot na primer nanašanje endotelijskih celic, katere je potrebno nanesti na površino bio-medicinskega materiala pred implantacijo.

Prednost metode, ki je razkrita v tem patentu, je tudi v tem, da je modifikacija specifična za trombocite, saj z obdelavo zmanjšamo vezavo trombocitov, ob tem pa ne vplivamo na proliferacijske lastnosti endotelijskih celic.

Da s to metodo obdelave dosežemo anti-trombogene lastnosti površine PET polimerov, je razvidno tudi iz slik, ki so del tega razkritja. Prvi stolpec na sliki 1 prikazuje število adheriranih trombocitov na površino neobdelanega PET polimera, vsi naslednji pa prikazujejo število trombocitov na površini polimera, ki je bil predhodno izpostavljen različni dozi nevtralnih kisikovih atomov. Na neobdelani površini PET polimera opazimo veliko število adheriranih trombocitov, približno 100 trombocitov/10000pm². Zmanjšanje števila adheriranih trombocitov, opazimo na površini PET polimera, ki je prejel dozo nevtralnih kisikovih atomov med 1.8 Ί 0²⁴ m'² in 5.4Ί 0²⁵ m'².

Slika 2 je narejena z vrstičnim elektronskim mikroskopom in prikazuje površino neobdelanega PET polimera po enourni inkubaciji s trombociti, ki so bili pridobljeni s postopkom afereze. Iz slike vidimo, da je površina dovzetna za vezavo trombocitov. Če pa smo površino PET polimera, pred inkubacijo s trombociti, izpostavili dozi 1.8 Ί0²⁵m'² nevtralnih kisikovih atomov, opazimo mnogo manjše število adheriranih trombocitov, kar je razvidno iz slike 3. Podoben vpliv smo opazili tudi na umetnih žilah, ki so stkane iz vlaken PET polimera. Na sliki 4 vidimo veliko število trombocitov v aktivni razširjeni obliki, z dobro vidnimi psevdopodiji. Če smo umetne žile, pred inkubacijo s trombociti, izpostavili nevtralnim kisikovim atomom, pa opazimo znatno zmanjšanje števila trombocitov na površini, kar je razvidno iz slike 5.

-8Na sliki 6 je shematično prikazana naprava, ki omogoča obdelavo notranje površine umetnih žil z nevtralnimi atomi kisika ter z mešanico pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov.

Opisana metoda obdelave površine PET polimerov z nevtralnimi atomi kisika ter z mešanico pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov znatno zmanjša adhezijo trombocitov. Ker so trombociti eden od glavnih povzročiteljev trombogenih reakcij in s tem povezanih zapletov po implementaciji umetnih žil ali drugih medicinskih vsadkov, ki so v stiku s krvjo, je tovrstna metoda obdelave primerna alternativa za modifikacijo površine na kateri želimo doseči anti-trombogene lastnosti.

Izvedbeni primer

Za zagotavljanje primerne doze nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih kisikovih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov se uporabi naprava, ki je shematično prikazana na sliki 6. Naprava sestoji iz izvira nevtralnih kisikovih atomov 1, povezovalne cevi 2, enote za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3, cevi za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4, visokofrekvenčnega generatorja 5, vakuumske posode 6 in naprave za pomikanje umetne žile 7. Na cevi 4 je nameščena umetna žila 8. Vakuumski sistem se črpa z vakuumsko črpalko 9, tako da je zagotovljen pretok plina iz izvira atomov 1 skozi enoto za spreminjanje pretoka 3, po cevi 6 in umetni žili 8 do črpalke 9.

Izvir kisikovih atomov 1 je lahko kakršnakoli naprava, ki zagotavlja produkcijo vsaj 1O²⁰atomov v sekundi. Izvir kisikovih atomov je lahko narejen iz kateregakoli materiala, ki segret preko 1000°C, na primer zlato, platina ali katerakoli druga kovina, ki ne tvori oksida, lahko pa je keramika, ki je obstojna pri visoki temperaturi v kisik vsebujoči atmosferi. Izvir kisikovih atomov 1 je lahko tudi plinska razelektritev, ki zagotavlja produkcijo vsaj 1O²⁰ atomov v sekundi, na primer visokotlačni oblok ali nizkotlačna plinska razelektritev.

Povezovalna cev 2 med izvorom kisikovih atomov 1 in enoto za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 je izdelana iz materiala, ki prepušča vsaj 1% kisikovih atomov, kar pomeni, da je gostota atomov na ustju cevi 2 proti enoti za spreminjanje

-9pretoka atomov 3 kvečjemu 100 krat nižja kot v izvoru 1. Prednostno je povezovalna cev 2 takšna, da prepusti več kot 10% atomov iz izvora 1 v enoto za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3. V izvedbenem primeru je povezovalna cev 2 kvarčna cev dolžine 30 mm in notranjega premera 6 mm.

Enota za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 je izdelana iz kateregakoli materiala z visokim koeficientom za površinsko asociacijo kisikovih atomov v molekule. V izvedbenem primeru je enota za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 izdelana iz OFHC bakra. Enota za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 ima v izvedbenem primeru dolžino 50 mm in premer 20 mm.

Pritok atomov kisika v cev za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 je nastavljiv tako, da se spreminja razdalja med ustjem povezovalne cevi 2 in vhodom v cev za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4. V primeru, ko cev za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 tesno nalega v povezovalno cev 2, enota za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 omogoča prepuščanje vseh kisikovih atomov. V obratnem skrajnem primeru, ko je cev za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 najbolj oddaljena od povezovalne cevi 2, pa enota za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 prepusti le zanemarljivi del kisikovih atomov, ki vstopajo v enoto za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3 skozi povezovalno cev 2.

Cev za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 je izdelana iz dielektrika, ki dobro prepušča nevtralne kisikove atome. V izvedbenem primeru je cev za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 kvarčna cev dolžine 30 cm in zunanjega premera 5 mm. Del cevi se nahaja v visokofrekvenčnem elektromagnetnem polju, ki ga ustvarjamo s visokofrekvenčnim generatorjem 5. Visokofrekvenčni generator 5 značilno deluje v pulzih. Uporabimo lahko katerikoli generator s frekvenco preko 10 kHz. V izvedbenem primeru uporabimo radiofrekvenčni generator s frekvenco 13.56 MHz. Visokofrekvenčni generator 5 omogoča nastanek pulzirajoče razelektritve v cevi za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4, s čimer se zagotovi primerna koncentracija ionov s katerimi obdelujemo umetno žilo 8.

• · ·

-10Na ustju cevi za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4, na katerem je nameščena umetna žila 8 zagotavljamo primeren pretok nevtralnih kisikovih atomov in molekularnih in atomarnih kisikovih ionov. Primeren pretok nevtralnih kisikovih atomov na ustju cevi za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 se doseže s primernim izvorom kisikovih atomov 1 in primerno nastavitvijo enote za spreminjanje pretoka nevtralnih kisikovih atomov 3, primeren pretok molekularnih in atomarnih kisikovih ionov na ustju cevi za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 pa se doseže s primerno močjo visokofrekvenčnega generatorja in dolžino ter periodo pulzov.

Umetno žilo 8 pomikamo vzdolž cevi za delno ionizacijo plinskih molekul in atomov 4 s pomočjo vodila 7 tako, da pri izbranem pretoku nevtralnih kisikovih atomov in molekularnih in atomarnih kisikovih ionov dosežemo zahtevano dozo nevtralnih kisikovih atomov in molekularnih in atomarnih kisikovih ionov za optimalno obdelavo notranje površine umetne žile 8.

Primeren pretok vseh plinskih atomov in molekul dosežemo z vakuumsko črpalko 9. Končni tlak vakuumske črpalke mora biti nižji od 100 mbar, prednostno pa nižji od 0.01 mbar, s čimer se zagotavlja zanemarljiv vpliv rezidualne atmosfere. Črpalna hitrost črpalke mora biti večja od 3 m³/h, prednostno pa večja od 16 m³ /h.

Claims

1. Metoda obdelave bio-medicinskih protez za izboljšanje njihovih antitrombogenih lastnosti, pri čemer so navedene proteze izdelane iz PET polimerov ali njim podobnih polimerov, označena s tem, da je proteza izpostavljena mešanici nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov, pri čemer je izpostavljenost mešanici nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov v pulzih takšna, da je v posameznem pulzu dosežena doza nevtralnih kisikovih atomov med 1O²⁰ m'² in 10²⁸ m‘², prioritetno pa med 10²² m² in 10²⁶m'², ter doza nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov med 10¹⁶m'² in 10²³ m'², prioritetno pa med 10¹⁷ m’² in 10²¹ m'², premor med posameznimi pulzi pa traja med 10 s in 300 s, prioritetno pa med 60 s in 150 s in da je tok nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov na površino proteze približno enakomeren.

2. Metoda po zahtevku 1, označena s tem, da je približno enakomeren tok nevtralnih atomov kisika in pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov na površino proteze dosežen z enakomernim premikanjem proteze med obdelavo in je tako morebitna nehomogenost obdelave manjša od faktorja 100.

3. Metoda po zahtevku 1, označena s tem, da je temperatura kardiovaskularnih protez med obdelavo nižja od 170°C, prioritetno nižja od 75°C.

4. Metoda po zahtevku 1, označena s tem, da je kinetična energija pozitivno nabitih molekularnih in atomarnih kisikovih ionov ob površini protez med 1 eV in 1000 eV, prioritetno pa med 5 eV in 100 eV.

5. Bio-medicinske proteze z izboljšanimi antitrombogenimi lastnostmi, pri čemer so navedene proteze izdelane iz PET polimerov ali njim podobnih polimerov, označene s tem, da so obdelane po metodi po zahtevkih od 1 do 4.