CN101090744A - 导管及其制造方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种导管，所述导管具有由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE与PTFE的组合物构成的导管层，其中，所述导管具备管腔内表面，所述管腔内表面由具有与PTFE相同程度的润滑性特性且具有PTFE不具有的对放射线的耐受性的材料构成。

Description

导管及其制造方法
技术领域
本发明涉及插入血管或其他体腔内用于诊断或治疗的医疗用导管及其制造方法。
背景技术
近年，为了减轻患者肉体上、时间上的负担，在诊断·治疗方法中使用导管的例子逐渐增多。通常，为了将导管通过血管、输尿管、气管、食道等插入生物体内，不损伤血管壁或生物体器官等使其准确地到达规定的生物体部位，除要求导管具有作为医疗器具的高操作性与安全性的结构之外，还要求管(也称为导管主体)的管腔内表面具有润滑性。
为了通过导管主体的管腔从外部向患者的生物体内的规定部位注入药物等或将生物体内的体液等排出或者使其他治疗器具通过，该润滑性是必须的。
为了适应上述结构方面的要求，作为在导管主体的管腔内表面进一步具有润滑性的导管，例如专利文献1中记载了一种导管，所述导管设置有具有内层和外层的导管主体，其特征在于，所述外层具有第1区域与位于第1区域的基端侧的第2区域，所述第1区域由聚酯弹性体构成，所述第2区域由硬度比构成所述第1区域的聚酯弹性体高的聚氨酯弹性体构成。该导管具有优良的推送性、转矩传递性、跟踪性以及耐弯曲性等操作性。另外，由于该导管使用能降低内层的内面摩擦的材料例如聚四氟乙烯(PTFE)等氟类树脂等作为构成内层的材料，故导管主体的管腔内表面具有润滑性。
如上所述，作为形成导管主体的管腔内表面的材料，使用氟树脂、特别是使用PTFE的例子较多。
由于导管与其他医疗用具一样，用于生物体，故使用前必须灭菌。作为通常的灭菌方法，有使用气体或蒸气的方法，但上述方法中存在气体毒性或灭菌所需的处理时间长等问题。
近年，人们逐渐开始关注采用电子射线等放射线的灭菌方法。该方法没有毒性，灭菌所需的处理时间也短。
但是，该采用放射线的灭菌方法不适用于上述使用PTFE的导管。
其原因在于PTFE被1kGy以上的电离放射线照射即可发生劣化，在用γ射线、电子射线灭菌等广泛使用的灭菌射线量25kGy左右的吸收射线量下，机械特性急剧变差。
例如，上述内层使用PTFE的专利文献1记载的导管采用放射线灭菌时，由于PTFE的断裂伸长率显著下降，故仅因弯曲导管主体即可导致内层发生剥离或断裂。
专利文献1：特开2001-190681号公报
发明内容
本发明的课题在于提供一种设置有导管层的导管及其制造方法，其中，所述导管层设置有管腔内表面，所述管腔内表面由具有与PTFE相同程度的润滑性特性且具有PTFE不具有的对放射线的耐受性的材料构成。
上述课题通过下述(1)～(12)的本发明而实现。
(1)一种设置有导管主体的导管，其中，所述导管主体由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE(乙烯/四氟乙烯共聚物)与PTFE(聚四氟乙烯)的组合物构成。
(2)如上述(1)所述的导管，其特征在于，所述质量比为95∶5～60∶40。
(3)如上述(1)或(2)所述的导管，其中，在所述导管主体上还具有由与所述组合物不同的树脂组合物构成的树脂层。
(4)如上述(3)所述的导管，其特征在于，在所述导管主体与所述树脂层之间还具有增强层。
(5)一种导管，所述导管具有导管层，该导管层由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE(乙烯/四氟乙烯共聚物)与PTFE(聚四氟乙烯)的组合物构成。
(6)如上述(5)所述的导管，其特征在于，所述质量比为95∶5～60∶40。
(7)如上述(5)或(6)所述的导管，其中，在所述导管层上还具有由与所述组合物不同的树脂组合物构成的树脂层。
(8)如上述(7)所述的导管，其特征在于，在所述导管层与所述树脂层之间还具有增强层。
(9)如上述(4)或(8)所述的导管，其特征在于，所述增强层由金属线材构成。
(10)如上述(1)～(9)中任一项所述的导管，其特征在于，所述导管层构成所述导管的管腔内表面。
(11)一种导管，所述导管具有细长的管，所述细长的管具有分隔管腔与壁的基端部与末端部，所述壁在该末端部与该基端部之间具有实质上厚度均匀的管状截面，并且所述导管由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE与PTFE的组合物构成。
(12)一种导管的制造方法，其特征在于，所述制造方法包含下述步骤：
以99∶1～45∶55的质量比混合ETFE与PTFE，成型为管状态的步骤；
在所得的所述管状体上形成增强层与树脂层，形成导管的步骤；
密封包装所述导管的步骤；
对所述密封包装后的导管进行放射线灭菌的步骤。
由于本发明的导管的管腔内表面具有与PTFE相同程度的润滑性特性，故只要使用本发明的导管，就可以通过导管主体的管腔容易地从外部将药物等注入患者的生物体内的规定部位，或者将生物体的体液等排出，或者使其他治疗器具通过。另外，由于本发明的导管的管腔内表面由具有PTFE不具有的对放射线的耐受性的材料构成，故本发明的导管可以适用没有毒性、灭菌所需处理时间也短的采用放射线进行的灭菌方法。
附图说明
图1表示将本发明的导管用于血管导管时的整体构成例。
图2表示PTFE配合比率与电子射线照射前后的拉伸强度的关系。
图3表示PTFE配合比率与电子射线照射前后的拉伸强度保持率的关系。
图4是表示形成本发明的导管主体的材料的摩擦试验测定装置的简图。
具体实施方式
基于附图所示的优选实施方案说明本发明的导管。
图1是表示将本发明的导管用于血管导管时的整体构成例的平面图。插入血管等管腔内的前端部分作为截面图记载。下面，将图1的右侧作为“基端”、左侧作为“前端”进行说明。
图1所示的导管1由导管主体2、安装在该导管主体2的基端21上的手柄部4与耐弯曲护套41构成。
导管主体2从其基端21至前端22在内部形成管腔(内腔)3。导管1插入血管时，管腔3内插通有引导线(guide wire)。另外，管腔3也可以用作药液等的通路。
手柄部4可作为向管腔3内插入上述引导线的插入口、向管腔3内注入药液等的注入口等、还可作为操作导管1时的握持部发挥作用。
本发明的导管的导管主体的全长、管壁的厚度等没有特别限定，可以根据使用目的适当选择。
例如，如果为上述图1所示的本发明优选实施例的导管1，则该导管主体(管)的全长为800～1500mm，管壁的厚度为0.02～0.5mm。
关于手柄部4，可以使用通常的手柄。
上述本发明的导管中，导管主体具有导管层，该导管层由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE与PTFE的组合物(下面也称为“本发明的组合物”)构成。
本发明中使用的ETFE没有特别限定，只要是目前在导管等医疗用品的制备中广泛使用的ETFE即可。该ETFE可以采用公知的方法使TFE(四氟乙烯)与乙烯共聚而制备。
本发明中使用的ETFE的TFE/乙烯的聚合物组成没有特别限定。另外，该ETFE在其组成中，除TFE与乙烯之外，还可以在不损害发明特性的范围内含有少量第三成分。
通常广泛使用的ETFE是大致的交替共聚物，TFE/乙烯的聚合物组成为50/50～60/40摩尔％左右。另外，基于其结晶性可产生应力裂纹(stress cracking)，为了解决该问题可含有如下所示的第三成分。即，通常广泛使用的ETFE是含有该第三成分的三元共聚物。并且其MFR(熔体流动速率：熔融时的流动性)为3～45g/10分钟，密度为1.70～1.75g/cm3。
本发明中，可以优选使用上述通常广泛使用的ETFE。
作为上述第三成分，可以举出氟化α单烯烃、氟化乙烯基醚、氢氟烃氟化乙烯基醚、烃氟化乙烯基醚单体、乙烯基酯等。
本发明中使用的PTFE没有特别限定，只要是目前在导管等医疗用品的制备中广泛应用的PTFE即可。该PTFE可以采用公知的方法聚合TFE(四氟乙烯)单体而制备。
该PTFE的熔融粘度为5000～100000泊(poise)，密度为2.13～2.22g/cm3。
本发明中使用的上述ETFE与上述PTFE的形状没有特别限定，优选为颗粒状、粉末状(干燥粉末或分散体(将微粉均匀地分散于溶剂而得到))。如果上述ETFE及/或上述PTFE为颗粒状或干燥的粉末状，则可容易地将其混合故优选。
如果为分散体，则由于能得到更微细且均质的PTFE粒子的分散状态，故易于得到管壁厚度小的导管(1μm～40μm)，从此方面考虑为优选。作为干燥粉末状的ETFE及PTFE，市售有塑粉、细粉，可以优选使用上述粉末。
本发明的导管的导管层中，可以使用含有上述ETFE及上述PTFE的组合物作为材料，其中上述ETFE及上述PTFE的质量比为99∶1～45∶55、优选95∶5～60∶40、进一步优选为90∶10～80∶20。
上述ETFE与上述PTFE的混合比率与对放射线的耐受性的关系取决于在混合上述ETFE与上述PTFE二者时的海岛结构中，上述ETFE与上述PTFE中的哪一方形成海相。即，相对于润滑性高的上述PTFE，具有耐放射线性的上述ETFE的体积比率多，上述ETFE形成海相时，耐放射线性处于优势地位。
由以上述比率含有上述ETFE与上述PTFE的本发明的组合物制得的导管主体的管腔内表面不破坏整体的润滑性特性，且对放射线的耐受性高。
因此，如果使用本发明的导管，则可以通过导管主体的管腔容易地将药物等从外部注入患者的生物体内的规定部位，或者将生物体内的体液等排出或者使其他治疗器具通过。另外，也可以对本发明的导管适用没有毒性、灭菌所需处理时间也短、通过放射线进行灭菌的方法。
需要说明的是，此处所说的放射线是γ射线、电子射线、X射线等，只要是能用于医疗用品的灭菌的放射线即可，没有特别限定。
上述放射线的照射温度、照射线量也没有限定，通常，只要适用医疗用品的灭菌的程度即可。例如，照射氛围为室温(约23℃)，照射线量为1～100kGy，优选为15～60kGy。
本发明的组合物中，只要上述ETFE与上述PTFE的质量比为99∶1～55∶45，优选为95∶5～70∶30，就可以使本发明的组合物具有最适于注塑成型、挤出成型的流动性，从而使加工性优良，故优选。
另外，本发明的组合物除上述ETFE与上述PTFE之外，还可以含有其他有机物。
作为该有机物，可以举出聚苯乙烯、聚乙烯、聚酰胺、聚酰亚胺、聚砜、聚苯硫醚、聚氯乙烯、聚碳酸酯、丙烯腈苯乙烯共聚物、丙烯腈丁二烯苯乙烯共聚物、聚乙烯、硅、四氟乙烯/六氟丙烯共聚物、四氟乙烯/全氟烷基乙烯基醚共聚物、聚偏氟乙烯、聚氟乙烯、乙烯/氯三氟乙烯共聚物等。
本发明的组合物相对上述ETFE与上述PTFE的总质量可以以0.1～10质量％的比率含有该有机物。
另外，本发明的组合物除上述ETFE与上述PTFE之外，可以含有添加剂。
作为该添加剂，例如可以举出对生物体无害的颜料、染料、X射线造影剂(硫酸钡、钨、氧化铋等)、增强剂(玻璃纤维、碳纤维、滑石、云母、粘土矿物、钛酸钾纤维等)、填充材料(炭黑、二氧化硅、氧化铝、氧化钛、金属粉、木粉、稻壳等)、耐热稳定剂、抗氧化劣化剂、紫外线吸收剂、润滑剂、脱模剂、成核剂、增塑剂、阻燃剂、防带电剂、发泡剂等。
本发明的组合物相对于上述ETFE与上述PTFE的总质量可以以1～50质量％的比率含有上述添加剂。
根据下述的方法由上述本发明的组合物制造本发明导管的导管主体的导管层。
上述本发明的导管还可以将上述导管层单独用作导管主体，优选在上述导管层上具有由与上述本发明的组合物不同的树脂组合物构成的树脂层。由此，可以发挥提高导管主体的刚性、提高导管主体的推送性及转矩传递性的效果。
另外，如果本发明的导管主体具有形成上述外层的树脂层，则可以发挥下述的将增强层牢固地固定在导管主体内的效果。
作为形成该树脂层的树脂组合物，没有特别限定，优选柔软性比导管层(内层)高的树脂组合物，例如可以举出聚酰胺树脂、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚酯弹性体、聚对苯二甲酸乙二醇酯等或上述树脂的混合物、共聚物。其中，较优选聚酰胺树脂或聚酯弹性体。原因在于上述树脂的耐放射线性优良，放射线照射导致的机械性质降低少。
作为聚酰胺树脂，例如可以举出尼龙6、尼龙64、尼龙66、尼龙610、尼龙610、尼龙46、尼龙9、尼龙11、尼龙12、尼龙12弹性体等。其中，较优选尼龙12、尼龙12弹性体。原因在于上述树脂具有优良的柔软性和耐化学药品性。
该树脂层的厚度没有特别限定，通常优选为0.01～1.0mm，较优选为0.03～0.1mm。
上述树脂层可以采用下述的方法在本发明的导管层上形成。
并且，优选在上述导管层与上述树脂层之间具有增强层。由此，可以发挥进一步提高导管主体的刚性、进一步提高导管主体的推送性及转矩传递性的效果。
该增强层例如可以由螺旋体构成。
作为螺旋体，可以举出由金属部件或非金属部件中的至少一方构成的螺旋体，例如，可以使用将金属线或板部件形成螺旋状得到的螺旋体、将非金属线或板部件形成螺旋状得到的螺旋体、重合金属部件与非金属部件形成螺旋状得到的螺旋体等。
作为构成金属部件的材料，例如可以组合使用不锈钢、镍-钛合金、铂、铟、钨等中的1种或2种以上。
另一方面，作为构成非金属部件的材料，例如可以组合碳、聚酰胺、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯等中的1种或2种以上进行使用。
作为螺旋体的卷曲的间距，没有特别限定，例如优选为0～2mm、较优选为0.02～0.5mm。螺旋体的卷曲的间距处于上述范围时，可以赋予导管主体适度的刚性，进一步提高推送性及转矩传递性。
另外，螺旋体的横截面形状不限于圆形，可以为扁平形状即丝带状(带状)。
螺旋体的横截面形状为圆形时，优选直径为0.03～0.06mm的圆形，较优选为0.04～0.05mm的圆形。
另外，螺旋体的横截面形状为丝带状时，优选宽度为0.1～1.0mm，厚度为0.04～0.05mm。
上述增强层只要能赋予导管主体适度的刚性即可，没有特别限定，例如可以为单独由螺旋体、单独由编织体构成的增强层、由编织体与螺旋体构成的增强层(例如，用编织体构成基端侧、用螺旋体构成前端侧得到的增强层，层叠编织体与螺旋体得到的增强层等)等。
使用编织体时，作为编织体可以举出由金属部件或非金属部件中的至少一种构成的编织体，例如可以使用单独编织金属线得到的编织体、单独编织非金属线得到的编织体、编织金属线与非金属线得到的编织体等。
作为构成金属线的材料，例如可以组合使用不锈钢、镍-钛合金等中的1种或2种以上。
另一方面，作为构成非金属线的材料，例如可以组合使用碳、聚酰胺、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯等中的1种或2种以上。
由上述螺旋体或编织体构成的增强层以比较薄的厚度即可得到充分的增强效果。因此，具有上述增强层的导管主体，有利于细径化。
本发明中，使用含有上述ETFE与上述PTFE、及根据情况添加的上述有机物及/或上述添加剂的组合物制造导管层。
制造方法没有特别限定，例如可以采用下述方法进行制造。
混合搅拌颗粒状或粉末状的上述ETFE与粉末状的上述PTFE后，装入熔融挤出机，在230～280℃的温度下搅拌。将其用该挤出机挤出，在金属芯(心轴)上形成被膜后，连同金属芯一起在炉内进行烧成。此处的烧成温度必须为ETFE的熔点以上，即必须设定为220℃以上。另外，烧成温度在PTFE的熔点330℃以下，优选为250℃以下。
然后，拔出金属芯即可得到本发明的导管层的圆管状成型品。
此处，搅拌混合上述ETFE与上述PTFE时，如果添加少量的挥发油(灯油等)，则可以通过压缩搅拌后的组合物得到块状的组合物，能稳定地供给于挤出机及被覆金属芯故而优选。
由上述方法制造的导管层可以单独用作导管主体，但是在该导管层上进一步形成增强层时，用上述方法在金属芯上被覆本发明的组合物后，在炉内烧成前或在炉内烧成后、从金属芯拔出前，以上述间距卷缠上述金属线或非金属线。在烧成前卷缠时，在卷缠后进行烧成。
在由该方法制造的导管层上或增强层上进一步形成树脂层时，用上述方法在金属芯上被覆本发明的组合物，在炉内烧成形成增强层后，进一步在其上使用熔融挤出机被覆作为形成树脂层的材料的树脂组合物。需要说明的是，烧成可以在形成增强层后进行。也可以省略烧成工序。
或者，预先使用作为形成上述树脂层的材料的树脂组合物，通过中空挤出成型形成中空的管体。然后，用上述方法在金属芯上被覆本发明的组合物，在形成增强层后的结构上被覆该中空的管体。然后，进一步在其上被覆由氟树脂形成的热收缩管(FEP)，使整体通过(10分钟左右)加热槽(340℃左右)，使由上述本发明的组合物构成的导管层、上述增强层与上述树脂层密接。然后，剥离热收缩管，拔出金属芯，即可制造具有增强层与树脂层的本发明的导管主体。
在由上述方法制造的导管主体上用通常的方法安装手柄部与耐弯曲护套，可以构成本发明的导管。进一步用对菌具有隔离性的包装材料密封包装该导管，通过进行放射线灭菌(优选为电子射线灭菌)，完成本发明导管的制造。
使用本发明的制造方法，可以得到由具有PTFE不具有的对放射线的耐受性、同时具有与PTFE相同程度的润滑性的材料构成的导管，故可以制造进行了灭菌处理的导管，该灭菌处理是无毒性、且灭菌所需时间短的利用放射线的灭菌处理。
另外，本发明的导管的用途没有特别限定，例如可以适用于引导导管、造影用导管、PTCA用、PTA用、IABP用等的各种球囊导管(balloon catheter)、超声波导管、旋切导管(atherectomy catheter)、内窥镜用导管、留置导管、药液给与用导管、导入脑或肝脏等脏器内的栓塞术用导管(微导管)等各种导管。
实施例
下面说明本发明的具体实施例及各试验结果。
<导管主体的制造>
根据下面所示的方法制造相当于本发明实施例及比较例的导管主体。
首先，按照下述表1所示的各个质量比率将粉末状的ETFE与PTFE混合充分的时间，使其均匀后，供给于熔融挤出机，制造熔融状态的本发明的组合物。熔融温度为250℃。
在该熔融挤出机上安装铜线(截面为圆形，其直径为0.65mm)作为金属芯，通过调整挤出速度，在金属芯上形成厚度为0.04mm的组合物的被膜。
将该形成了组合物被膜的金属芯连续地装入炉(称为“连续炉”)内。连续炉的温度为225℃。在连续炉内的烧成时间约为5分钟。
然后，在室温下冷却后，拔出金属芯，得到由本发明的导管层单体构成的导管主体。所得的导管主体的全长约为1000mm，截面为圆形，其直径为内径0.65mm，外径0.73mm。
<拉伸试验>
从由上述方法制造的全长约为1000mm的导管主体中裁剪出约80mm的试验片，使用电子射线照射装置(Bellkey IBA公司制，Rhodotron T-300型)对其照射电子射线，吸收射线量为33kGy。
然后，在室温下(23±3℃、50％RH)下保持4周后，将试验片用于拉伸试验(以JIS K7113为基准)。此处，拉伸速度为100mm/分钟，卡盘间距为50mm。
由拉伸试验得到的拉伸强度测定结果如表1所示，断裂拉伸测定结果如表2所示。另外，也给出了对未照射电子射线的试验片进行相同的拉伸试验的结果。并且，表1所示的结果也在表2及表3中示出。
[表1]
配合(质量％)  未照射拉伸强度(A)   电子射线照射拉伸强度(B)   照射前后强度保持率(B/A)
    ETFE     PTFE  (gf)   (gf)   (％)
    100     0  959   872   91
    90     10  557   521   94
    85     15  488   452   93
    80     20  358   341   95
    60     40  370   311   84
    50     50  420   195   47
    44     56  430   187   43
    40     60  480   161   34
    20     80  540   122   23
    0     100  634   104   16
[表2]
配合(质量％)    未照射断裂拉伸(A)   电子射线照射断裂拉伸(B)    照射前后韧性保持率(B/A)
    ETFE     PTFE    (％)   (％)    (％)
    100     0    253   261    100
    90     10    439   435    99
    85     15    142   150    100
    80     20    58   56    97
    0     100    620   4    0.6
从图2、图3可知，PTFE为40质量％以上时，照射电子射线时的拉伸强度与未照射时的拉伸强度产生了显著的差异。
原因如上所述，ETFE存在量在45质量％以上时，形成海相，可以抑制照射电子射线导致的强度劣化，ETFE存在量为45～60质量％时，只部分地发挥效果，存在量在60质量％以上时(即，PTFE存在量小于40质量％时)，整体发挥充分的效果。
采用与上述拉伸试验相同的方法测定前端部轴强度。前端部轴强度是指距离导管前端约100mm的软质部分的拉伸强度。
需要说明的是，导管主体采用ETFE/PTFE＝80/20及0/100的2种导管主体。将照射了上述电子射线的导管主体与未照射的导管主体用于试验进行比较。
该试验结果如表3所示。
[表3]
    配合(质量％) 电子射线照射条件     前端部轴强度   强度保持率
    ETFE     PTFE     (gf)   (％)
80 20   未照射     517 89.2
  照射     461
0 100   未照射     831 23.6
  照射     196
前端部轴强度的保持率(电子射线照射物与电子射线未照射物之比)在ETFE/PTFE＝80/20时约为90％，与ETFE/PTFE＝O/100时相比较，明显优异。
<加速经时试验>
与上述拉伸试验相同，从按照上述方法制造的全长约为1000mm的导管主体中裁剪出约80mm的试验片，使用电子射线照射装置(Bellkey IBA公司制，Rhodotron T-300型)对其照射电子射线，吸收射线量为33kGy。
然后，将该试验片在热风循环式烘箱(商品名：STAC P-500M，岛津制作所制)中静置168小时。烘箱内温度设定为60℃。
然后将其在室温(23±3℃、50RF)下冷却24小时后，进行与上述相同的拉伸试验。
结果如表4所示。
[表4]
配合(质量％)   电子射线照射拉伸强度     电子射线照射断裂拉伸
    ETFE     PTFE   (gf)     (％)
    100     0   850.8     265
    90     10   515.5     408
    85     15   452.6     148
    80     20   321.6     46
<润滑性试验>
按照下述方法测定由上述方法制造的本发明的导管主体的摩擦阻力(静摩擦系数及动摩擦系数)。示意图如4所示。
沿直径方向挤压按照上述方法制造的全长约为1000mm的导管主体，成型为约500mm×1.2mm×0.08mm的长方体形状，作为试验片10。
将该试验片10放置于具有充分宽度并保持水平的平滑台(SUS304制)12上，其上放置PTFE薄片14(30×30mm、0.5mm厚)后，进一步在其上放置200g的锤16。此处，锤放置在PTFE薄片14上且不超出薄片范围，PTFE薄片14与试验片10的接触面积约为36mm2。试验片10与平滑台12的接触面积(滑动面积)约为36mm2。
然后，使用能测定拉伸荷重的Autograph AS-IS(岛津制作所制)，以100mm/分钟的固定速度水平拉伸试验片。
此处，由试验片10就要开始活动之前的拉伸荷重算出静摩擦系数。由活动后达到一定值的拉伸荷重算出动摩擦系数。
该试验结果如表5所示。
[表5]
    配合(wt％)     静摩擦系数     动摩擦系数
    ETFE     PTFE     (F/W)     (F/W)
    100     0     0.220     0.192
    90     10     0.257     0.235
    85     15     0.355     0.308
    80     20     0.435     0.380
    0     100     0.640     0.400
F：测定荷重、W：挤压荷重
<内面滑动性试验>
将由上述方法制得的全长约为1000mm的导管主体固定成U字状。此处，U字的曲线部分的全长为160mm，曲率半径为50mm。
从该管腔的一端插入诊断用引导线(商品名：Radifocus guidewire，秦尔茂公司制)或弹力型引导线(Spring type guide wire)(朝日INTECH公司制)。
然后，将该引导线的端部固定在与上述相同的拉伸试验机的卡盘上，使其反复滑动，测定内面滑动阻力值。
结果如表6所示。
[表6]
    配合(质量％)     电子射线照射条件     内面滑动阻力(gf)
    ETFE     PTFE     对GW*1     对SW*2
80 20     未照射     4.68     5.58
    照射     4.80     5.38
0 100     未照射     4.76     8.12
    照射     5.00     12.50
*1：诊断用引导线
*2：弹力型引导线(Spring type guide wire)
作为本发明的导管主体的ETFE/PTFE＝80/20的导管主体与ETFE/PTFE＝0/100的导管主体相比较具有同等以上的内面滑动性。

Claims (8)

1、一种导管，所述导管设置有导管层，所述导管层由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE与PTFE的组合物构成。
2、如权利要求1所述的导管，其特征在于，所述质量比为95∶5～60∶40。
3、如权利要求1或2所述的导管，其中，在所述导管层上还具有由与所述组合物不同的树脂组合物构成的树脂层。
4、如权利要求3所述的导管，其特征在于，在所述导管层与所述树脂层之间还具有增强层。
5、如权利要求4所述的导管，其特征在于，所述增强层由金属线材构成。
6、如权利要求1～5中任一项所述的导管，其特征在于，所述导管层构成所述导管的管腔内表面。
7、一种导管，所述导管具有细长的管，所述细长的管具有分隔管腔与壁的基端部、和末端部，所述壁在该末端部与该基端部之间具有实质上厚度均匀的管状截面，且所述导管由以99∶1～45∶55的质量比含有ETFE与PTFE的组合物构成。
8、一种导管的制造方法，其特征在于，所述制造方法包含下述步骤：
以99∶1～45∶55的质量比混合ETFE与PTFE，成型为管状态的步骤；
在所得的所述管状体上形成增强层与树脂层，形成导管的步骤；
密封包装所述导管的步骤；
对所述密封包装的导管进行放射线灭菌的步骤。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104971422A (zh) * 2015-07-16 2015-10-14 颜玉强 药物球囊导管及其制备方法
CN106589566A (zh) * 2016-12-12 2017-04-26 广州凯恒科塑有限公司 一种航空航天专用热缩套管及其制备方法
CN109996568A (zh) * 2017-03-08 2019-07-09 泰尔茂株式会社 留置导管
CN110448736A (zh) * 2019-08-19 2019-11-15 广东亿康医疗器械有限公司 一种乳胶导管表面处理方法
CN115551567A (zh) * 2020-06-10 2022-12-30 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 具有含氟聚合物内衬的导管轴及相关方法

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006062187A1 (de) † 2006-12-22 2008-06-26 Biotronik Vi Patent Ag Katheterrohrelement
CA2757547A1 (en) * 2009-04-03 2010-10-07 Reshape Medical, Inc. Improved intragastric space fillers and methods of manufacturing including in vitro testing
JP5639354B2 (ja) * 2009-09-09 2014-12-10 株式会社潤工社 医療用チューブ
US10792399B2 (en) 2014-02-20 2020-10-06 Becton, Dickinson And Company Antimicrobial inserts for medical devices
US10792398B2 (en) 2014-02-20 2020-10-06 Becton, Dickinson And Company Antimicrobial inserts for medical devices
US10149971B2 (en) 2014-04-23 2018-12-11 Becton, Dickinson And Company Antimicrobial stopcock medical connector
US9782561B2 (en) 2014-10-09 2017-10-10 Vacular Solutions, Inc. Catheter tip
US9636477B2 (en) 2014-10-09 2017-05-02 Vascular Solutions, Inc. Catheter
US10004890B2 (en) 2015-01-27 2018-06-26 Becton, Dickinson And Company Antimicrobial inserts for stopcock medical connectors
EP3484568B1 (en) 2016-07-13 2022-04-27 Perfuze Limited High flexibility, kink resistant catheter shaft
US11219744B2 (en) * 2017-04-21 2022-01-11 Medtronic Vascular, Inc. Push wire for endoluminal medical device
US10898616B1 (en) 2017-07-11 2021-01-26 Teleflex Medical Incorporated Peelable heat-shrink tubing
US10238834B2 (en) 2017-08-25 2019-03-26 Teleflex Innovations S.À.R.L. Catheter
CN116899069A (zh) 2017-12-15 2023-10-20 佩尔福兹有限公司 改进的导管和结合这种导管的装置和系统
US11534531B2 (en) * 2017-12-22 2022-12-27 Kaneka Corporation Catheter
EP4232133A1 (en) * 2020-10-23 2023-08-30 Canon U.S.A., Inc. Reinforced center lumen for steerable device
US20230405351A1 (en) * 2022-06-10 2023-12-21 Alucent Biomedical Inc. Sterilizable catheter and light fiber for use therewith and methods of sterilization

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3477474A (en) * 1967-03-22 1969-11-11 American Chain & Cable Co Wire reinforced conduit
US4301803A (en) * 1978-10-06 1981-11-24 Kuraray Co., Ltd. Balloon catheter
JPS6274364A (ja) * 1985-09-27 1987-04-06 株式会社　ニツシヨ− 医療用具
US4882113A (en) * 1989-01-26 1989-11-21 Baxter International Inc. Heterogeneous elastomeric compositions containing a fluoroelastomer and PTFE and methods for manufacturing said compositions
US5147315A (en) * 1990-04-06 1992-09-15 C. R. Bard, Inc. Access catheter and system for use in the female reproductive system
JPH05271430A (ja) 1992-03-27 1993-10-19 Nitto Denko Corp フッ素樹脂チューブ、その製造法およびその用途
JPH06223637A (ja) 1993-01-26 1994-08-12 Showa Electric Wire & Cable Co Ltd 耐熱・耐放射線性電線・ケーブル
US5902290A (en) * 1994-03-14 1999-05-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Catheter providing intraluminal access
DE19638416C1 (de) * 1996-09-19 1997-11-13 Gore W L & Ass Gmbh Formkörper aus einem Blend eines Fluorpolymeren und eines Thermoplasten und Verfahren zu dessen Herstellung
JPH10179754A (ja) * 1996-12-26 1998-07-07 Kanegafuchi Chem Ind Co Ltd バルーンカテーテル
JP3635965B2 (ja) * 1999-02-05 2005-04-06 日立電線株式会社 カテーテルチューブの製造方法
ATE492251T1 (de) * 1999-08-23 2011-01-15 Conceptus Inc Einbringungs- und entfaltungskathetersystem für eileiterkontrazeptionsmittel
JP2001161824A (ja) * 1999-12-10 2001-06-19 Hitachi Cable Ltd カテーテルチューブの製造方法
JP4269456B2 (ja) * 1999-12-24 2009-05-27 日立電線株式会社 カテーテルチューブの製造方法
JP2001190681A (ja) * 2000-01-12 2001-07-17 Terumo Corp カテーテル
JP3915862B2 (ja) * 2000-02-09 2007-05-16 テルモ株式会社 カテーテル
JP5024694B2 (ja) * 2001-06-21 2012-09-12 株式会社ビーエムジー 放射線滅菌可能な医用材料及びその用途
JP2004305466A (ja) * 2003-04-08 2004-11-04 Nipro Corp 医療用コネクターセット及びそれを用いた留置用カテーテルセット
WO2005065761A2 (en) * 2003-12-31 2005-07-21 C. R. Bard, Inc. Reinforced multi-lumen catheter
US9125968B2 (en) * 2005-03-30 2015-09-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Polymeric/ceramic composite materials for use in medical devices
WO2009117496A2 (en) * 2008-03-20 2009-09-24 Excellatron Solid State, Llc Oxygen battery system
US8778546B2 (en) * 2009-05-12 2014-07-15 Lawrence Livermore National Security, Llc. Air breathing lithium power cells

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104971422A (zh) * 2015-07-16 2015-10-14 颜玉强 药物球囊导管及其制备方法
CN104971422B (zh) * 2015-07-16 2019-02-05 浙江巴泰医疗科技有限公司 药物球囊导管及其制备方法
CN106589566A (zh) * 2016-12-12 2017-04-26 广州凯恒科塑有限公司 一种航空航天专用热缩套管及其制备方法
CN109996568A (zh) * 2017-03-08 2019-07-09 泰尔茂株式会社 留置导管
US11590315B2 (en) 2017-03-08 2023-02-28 Terumo Kabushiki Kaisha Indwelling catheter
CN110448736A (zh) * 2019-08-19 2019-11-15 广东亿康医疗器械有限公司 一种乳胶导管表面处理方法
CN115551567A (zh) * 2020-06-10 2022-12-30 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 具有含氟聚合物内衬的导管轴及相关方法

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