WO2014162872A1 - 医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法 - Google Patents

医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2014162872A1
WO2014162872A1 PCT/JP2014/057406 JP2014057406W WO2014162872A1 WO 2014162872 A1 WO2014162872 A1 WO 2014162872A1 JP 2014057406 W JP2014057406 W JP 2014057406W WO 2014162872 A1 WO2014162872 A1 WO 2014162872A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
block copolymer
acrylate
meth
hydrophobic
hydrophilic
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/057406
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
力也 小俣
友恵 袴谷
崇王 安齊
Original Assignee
テルモ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by テルモ株式会社 filed Critical テルモ株式会社
Priority to JP2015509989A priority Critical patent/JP6242864B2/ja
Priority to AU2014247580A priority patent/AU2014247580B2/en
Priority to ES14779833T priority patent/ES2792919T3/es
Priority to EP14779833.4A priority patent/EP2982390B1/en
Priority to CN201480019070.XA priority patent/CN105073155B/zh
Publication of WO2014162872A1 publication Critical patent/WO2014162872A1/ja
Priority to US14/869,245 priority patent/US9782521B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/08—Materials for coatings
    • A61L31/10—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2/00—Methods or apparatus for disinfecting or sterilising materials or objects other than foodstuffs or contact lenses; Accessories therefor
    • A61L2/02—Methods or apparatus for disinfecting or sterilising materials or objects other than foodstuffs or contact lenses; Accessories therefor using physical phenomena
    • A61L2/08—Radiation
    • A61L2/085—Infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/08—Materials for coatings
    • A61L29/085—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. lubricating compositions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L53/00—Compositions of block copolymers containing at least one sequence of a polymer obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds; Compositions of derivatives of such polymers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
    • A61L2400/10—Materials for lubricating medical devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2420/00—Materials or methods for coatings medical devices
    • A61L2420/02—Methods for coating medical devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2420/00—Materials or methods for coatings medical devices
    • A61L2420/06—Coatings containing a mixture of two or more compounds

Definitions

  • the present invention relates to a medical device and a method for manufacturing a medical device.
  • Medical devices inserted into the living body such as catheters, guide wires, and indwelling needles are required to exhibit excellent lubricity in order to reduce tissue damage such as blood vessels and improve operability for the operator.
  • a method of coating the surface of the base material layer with a hydrophilic polymer having lubricity has been developed and put into practical use.
  • the elution and separation of the hydrophilic polymer from the surface of the base material layer is a problem in terms of maintaining safety and operability.
  • coating with a hydrophilic polymer requires not only excellent lubricity but also durability against loads such as wear and abrasion.
  • Patent Document 1 discloses that a water-soluble or water-swellable polymer is dissolved in a solvent in which a base material of a medical device swells to prepare a polymer solution, and the medical device contains the medical device.
  • a medical device is disclosed in which a surface lubricating layer is formed on the surface of the substrate by dipping and swelling the substrate and further cross-linking or polymerizing the polymer on the surface of the substrate.
  • Patent Document 1 it is possible to fix a surface lubricating layer exhibiting relatively good lubricity to a substrate.
  • Patent Document 1 discloses that as a water-soluble or water-swellable polymer, it is preferable to use a block copolymer composed of a hydrophilic part that exhibits lubricity and a part having an epoxy group. And when such a block copolymer is used, an epoxy group can be bridge
  • good lubricity and excellent durability are in a trade-off relationship, and there is a need for a technique that achieves both good lubricity and excellent durability.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a medical device having a lubricating coating (surface lubricating layer) that exhibits excellent lubricity and durability. Another object of the present invention is to provide a method for manufacturing the medical device.
  • the present inventors have conducted extensive research, and as a result, in the surface lubricating layer formed by the block copolymer comprising a hydrophilic site and a hydrophobic site having a reactive functional group, It is known that the above object can be achieved by setting the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface of the surface lubricating layer within a predetermined range and the solution viscosity of the block copolymer within a predetermined range. As a result, the present invention has been completed.
  • the object is to have a surface lubricating layer formed of a block copolymer comprising a hydrophilic site and a hydrophobic site having a reactive functional group on the base material layer, and the outermost surface of the surface lubricating layer.
  • the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer is 20 to 45 mol%
  • the viscosity of the 1 wt% chloroform solution of the block copolymer is 8 to 30 mPa ⁇ s in a temperature environment of 30 ° C. Can be achieved by medical devices.
  • the object is to polymerize a compound containing a hydrophilic moiety and a compound containing a hydrophobic moiety having a reactive functional group in a molar ratio of 20: 1 to 50: 1, and the viscosity of a 1 wt% chloroform solution is 30.
  • a block copolymer having a pressure of 8 to 30 mPa ⁇ s under a temperature environment of 0 ° C. is obtained, a coating solution containing the block copolymer is prepared, and the coating solution is coated on the base material layer to form a coating solution of 60 to 200 ° C.
  • the surface lubricant layer is formed by heat treatment in the range of 20 to 45 mol% on the outermost surface, and can be achieved by a method for producing a medical device.
  • FIG. 2 is a partial cross-sectional view schematically illustrating a configuration example having a different surface layer configuration as an application example of the embodiment of FIG. 1. It is a schematic diagram of the surface lubricity maintenance evaluation test apparatus (friction measuring machine) used by each Example and the comparative example.
  • the first of the present invention has a surface lubricating layer formed of a block copolymer composed of a hydrophilic site and a hydrophobic site having a reactive functional group, and the block copolymer on the outermost surface of the surface lubricating layer.
  • a medical device in which the abundance ratio of the hydrophobic portion of the coalescence is 20 to 45 mol%, and the viscosity of a 1 wt% chloroform solution of the block copolymer is 8 to 30 mPa ⁇ s in a temperature environment of 30 ° C. .
  • a medical device having a lubricating coating (surface lubricating layer) that exhibits excellent lubricity and durability.
  • X to Y indicating a range means “X or more and Y or less”.
  • the terms “outermost surface of the surface lubricating layer” and “outermost surface” specifically indicate a depth range of 2 nm from the surface opposite to the base material layer in the thickness direction of the surface lubricating layer.
  • the abundance ratio of the hydrophobic portion on the outermost surface is a value calculated by measuring the elemental composition on the outermost surface by XPS (X-ray photoelectron spectroscopy), and is a method described in the following examples. Indicates the ratio to be measured.
  • the total amount of the hydrophilic portion and the hydrophobic portion on the outermost surface of the surface lubricating layer is 100 mol%. Further, “weight” and “mass”, “weight (wt)%” and “mass%”, and “part by weight” and “part by mass” are treated as synonyms.
  • the present invention provides a block copolymer in a specific condition while the abundance ratio of the hydrophobic part is within the above range on the outermost surface of the surface lubricating layer formed by the block copolymer having a hydrophilic part and a hydrophobic part.
  • the solution viscosity is in the above range.
  • the lubricity is improved as compared with the conventional surface lubrication layer, and the block copolymer
  • the solution viscosity within the above range, a surface lubricating layer having excellent durability can be formed.
  • a method for producing a medical device having such a surface lubricating layer will be described in detail below.
  • a compound containing a hydrophilic site and a compound containing a hydrophobic site having a reactive functional group are mixed at an appropriate ratio.
  • After mixing and polymerizing to obtain a block copolymer having the above solution viscosity and coating the block copolymer on the base material layer it can be obtained by heat-treating it in a predetermined temperature range.
  • the mechanism capable of exhibiting excellent durability and lubricity in the medical device according to the present invention is considered as follows.
  • the hydrophilic part and the hydrophobic part of the block copolymer are not uniformly distributed, but the outermost surface. Many hydrophobic sites are distributed in the vicinity. That is, the hydrophobic region is concentrated near the outermost surface of the surface lubricating layer. This is because it is more energetically stable when there are many hydrophobic sites on the outermost surface of the surface lubricating layer, which is the interface with air.
  • the concentration in the vicinity of the outermost surface of the hydrophobic part as described above becomes more prominent as the heat treatment temperature becomes higher. This is presumably because the heat treatment increases the mobility of the block copolymer, which facilitates the movement of the molecular chain and facilitates the movement of the hydrophobic site to the vicinity of the outermost surface.
  • the lubricity decreases. Specifically, if the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface of the surface lubrication layer exceeds 45 mol%, the abundance ratio of the hydrophilic portion of the surface lubrication layer is not sufficient. Difficult to get. However, if it is 45 mol% or less, good lubricity can be obtained.
  • the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface of the surface lubricating layer is less than 20 mol%, the abundance ratio of the hydrophilic portion becomes too large, and durability such as adhesion to the base material. It becomes difficult to get.
  • the present inventors have found that good lubricity and durability can be obtained when the ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface of the surface lubricating layer is 20 to 45 mol%. It was.
  • the base material in order to firmly fix the block copolymer on the base material layer, the base material is coated with the block copolymer (lubricant coating agent coating step) and then subjected to heat treatment ( Heating step).
  • heat treatment By such heat treatment, the reactive functional group contained in the hydrophobic site undergoes a crosslinking reaction, and a strong lubricating coating (surface lubricating layer) can be formed.
  • the ratio of the hydrophilic portion of the block copolymer forming the surface lubricating layer (that is, the block copolymer coated on the base material, which is in the stage before being heat-treated) is appropriately increased. By doing so, it can suppress that a hydrophobic site
  • a lubricating coating having a desired strength (hereinafter simply referred to as “coating”) is also abbreviated. ) Is difficult to obtain, and the durability tends to decrease.
  • the present inventors use a block copolymer whose solution viscosity is in an appropriate range (specifically, the viscosity of a 1 wt% chloroform solution is 8 to 30 mPa ⁇ s under a temperature environment of 30 ° C.). As a result, it was found that a strong film can be formed by the entanglement effect of the molecular chains, and a decrease in durability can be suppressed.
  • the present invention is characterized in that durability is ensured by setting the solution viscosity of the block copolymer within an appropriate range. That is, according to the present invention, the lubricity can be improved and the durability can be improved by appropriately reducing the abundance ratio of the hydrophobic sites (by appropriately increasing the abundance ratio of the hydrophilic sites). A medical device having a surface lubricating layer can be obtained.
  • the above mechanism is an estimation and does not limit the scope of the present invention.
  • the medical device is preferably manufactured by the following manufacturing method. That is, in the second aspect of the present invention, a compound containing a hydrophilic moiety and a compound containing a hydrophobic moiety having a reactive functional group are polymerized at a molar ratio of 20: 1 to 50: 1 to obtain a 1 wt% chloroform solution.
  • a coating solution containing the block copolymer is prepared, and the coating solution is coated on the base material layer to form 60
  • a method for producing a medical device wherein a heat treatment is performed in a range of ⁇ 200 ° C. to form a surface lubricating layer in which the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface is 20 to 45 mol%.
  • a method for producing a medical device having a lubricating coating (surface lubricating layer) that exhibits excellent lubricity and durability.
  • the proportion of hydrophobic sites in the block copolymer used to form the surface lubrication layer is moderately reduced (the proportion of hydrophilic sites is moderately increased), and the viscosity of the solution is increased.
  • FIG. 1 is a partial cross-sectional view schematically showing a laminated structure of a surface of a representative embodiment of a medical device according to the present invention (hereinafter also abbreviated as “medical device” in the present specification).
  • FIG. 2 is a partial cross-sectional view schematically showing a configuration example having a different surface laminated structure as an application example of the present embodiment.
  • symbol in FIG.1 and FIG.2 represents the following, respectively.
  • Reference numeral 1 denotes a base material layer
  • reference numeral 1a denotes a base material layer core
  • reference numeral 1b denotes a base material surface layer
  • reference numeral 2 denotes a surface lubrication layer
  • reference numeral 10 denotes a medical device according to the present invention. Respectively.
  • the base material layer 1 is provided on at least a part of the base material layer 1 (in the drawings, the base material layer 1 in the drawing). And a surface lubricating layer 2 containing a block copolymer) (showing an example provided on the entire surface (entire surface)).
  • the base material layer used in the present embodiment may be composed of any material, and the material is not particularly limited.
  • examples of the material constituting the base material layer 1 include metal materials, polymer materials, and ceramics.
  • the base material layer 1 is composed of any one of the above materials as shown in FIG. 2 or, as shown in FIG. You may have the structure which coat
  • the surface of the base material layer core portion 1a formed of a polymer material or the like is coated with a metal material by a suitable method (a conventionally known method such as plating, metal vapor deposition, sputtering, etc.)
  • a material formed by forming a material surface layer 1b; a polymer material that is softer than a reinforcing material such as a metal material on the surface of a base material layer core portion 1a formed of a hard reinforcing material such as a metal material or a ceramic material Is coated with an appropriate method (a conventionally known method such as dipping, spraying, coating / printing, etc.), or a reinforcing material and a polymer material forming the base layer core portion 1a are combined.
  • the base material layer core part 1a may be a multilayer structure in which different materials are laminated in multiple layers, or a structure in which members formed of different materials for each part of a medical device are connected. Further, a middle layer (not shown) made of any one of the above materials may be formed between the base material layer core portion 1a and the base material surface layer 1b. Furthermore, the base material surface layer 1b may be a multilayer structure in which different materials are laminated in multiple layers, or a structure in which members formed of different materials are connected to each part of the medical device.
  • the metal material is not particularly limited, and metal materials generally used for medical devices such as catheters, guide wires, and indwelling needles are used.
  • various stainless steels such as SUS304, SUS316, SUS316L, SUS420J2, and SUS630, gold, platinum, silver, copper, nickel, cobalt, titanium, iron, aluminum, tin, nickel-titanium alloy, nickel-cobalt alloy, Examples include various alloys such as cobalt-chromium alloy and zinc-tungsten alloy. These may be used individually by 1 type and may use 2 or more types together. What is necessary is just to select suitably the metal material optimal as base material layers, such as a catheter, a guide wire, and an indwelling needle which are a use application, as the said metal material.
  • the polymer material is not particularly limited, and polymer materials generally used for medical devices such as catheters, guide wires, and indwelling needles are used.
  • polyamide resin polyolefin resin such as polyethylene resin and polypropylene resin, modified polyolefin resin, cyclic polyolefin resin, epoxy resin, urethane resin, diallyl phthalate resin (allyl resin), polycarbonate resin, fluorine resin, amino resin (urea) Resin, melamine resin, benzoguanamine resin), polyester resin, styrene resin, acrylic resin, polyacetal resin, vinyl acetate resin, phenol resin, vinyl chloride resin, silicone resin (silicon resin), polyether resin, polyimide resin, and the like.
  • polymeric material optimal as base material layers, such as a catheter, a guide wire, and an indwelling needle which are a use application, as the said polymeric material.
  • the shape of the base material layer is not particularly limited, and is appropriately selected depending on the use mode such as a sheet shape, a linear shape (wire), and a tubular shape.
  • the medical device of the present invention has a surface lubricating layer formed of a block copolymer on the base material (base material layer).
  • base material layer base material layer
  • block copolymer used for forming the surface lubricating layer will be described.
  • the block copolymer according to the present invention is a block copolymer composed of a hydrophilic site and a hydrophobic site having a reactive functional group, specifically, a monomer containing a hydrophilic site and a reaction It can be obtained by copolymerizing with a monomer containing a hydrophobic moiety having a functional functional group.
  • the hydrophilic portion of the block copolymer in the present invention is in a form in which a monomer containing a hydrophilic portion (also referred to as “hydrophilic monomer” in the present specification) is polymerized.
  • the hydrophilic monomer used in the present invention may be any as long as it exhibits lubricity in body fluids and aqueous solvents.
  • hydrophilic monomers include acrylic acid, methacrylic acid, N-methylacrylamide, N, N-dimethylacrylamide (DMAA), acrylamide, acryloylmorpholine, N, N-dimethylaminoethyl acrylate, vinylpyrrolidone, 2- Methacryloyloxyethyl phosphorylcholine, 2-methacryloyloxyethyl-D-glycoside, 2-methacryloyloxyethyl-D-mannoside, vinyl methyl ether, 2-hydroxyethyl (meth) acrylate, 4-hydroxybutyl (meth) acrylate, 2-hydroxy Propyl (meth) acrylate, 2-hydroxybutyl (meth) acrylate, 6-hydroxyhexyl (meth) acrylate, 1,4-cyclohexanedimethanol mono (meth) acrylate 1-chloro-2-hydroxypropyl (meth) acrylate, diethylene glycol mono (meth) acrylate,
  • hydrophilic monomers can be used alone or in combination of two or more. That is, the hydrophilic portion of the block copolymer in the present invention may be a homopolymer type constituted by one kind of hydrophilic monomer or constituted by two or more kinds of the above hydrophilic monomers. It may be a copolymer type. Therefore, the hydrophilic portion is preferably derived from one or more selected from the group consisting of the above hydrophilic monomers.
  • the hydrophobic site of the block copolymer in the present invention is in a form in which a monomer containing a hydrophobic site having a reactive functional group (also referred to as “hydrophobic monomer” in this specification) is polymerized.
  • the “reactive functional group” refers to a functional group that can undergo a crosslinking reaction with another monomer by heat treatment, light irradiation, electron beam irradiation, radiation irradiation, plasma irradiation, or the like.
  • reactive functional groups include functional groups such as epoxy groups, isocyanate groups, aldehyde groups, acid halide groups, and acid anhydride groups.
  • the monomer having a reactive functional group is a monomer having an epoxy group, an isocyanate group, or an aldehyde group from the viewpoint of easy handling, efficiency of the crosslinking reaction, and the like.
  • monomers having an epoxy group are particularly preferred. Only one of these reactive functional groups may be present in the hydrophobic monomer, or a plurality of reactive functional groups may be present.
  • the hydrophobic monomer used in the present invention has a reactive functional group and is more hydrophobic than a hydrophilic monomer used in the production of a block copolymer at least in a body fluid or an aqueous solvent. Any one may be used as long as it is expressed.
  • the hydrophobic monomer used in the present invention is not particularly limited as long as it has a reactive functional group, but a single monomer having an epoxy group such as glycidyl acrylate, glycidyl methacrylate (GMA), or allyl glycidyl ether in the molecule.
  • an epoxy group such as glycidyl acrylate, glycidyl methacrylate (GMA), or allyl glycidyl ether in the molecule.
  • Body Monomer having isocyanate group in the molecule such as (meth) acryloyl isocyanate, (meth) acryloyloxymethyl isocyanate, (meth) acryloyloxyethyl isocyanate; aldehyde group such as crotonaldehyde, acrolein, methacrolein in the molecule
  • Monomers having acid halide groups in the molecule such as (meth) acrylic acid chloride, (meth) acrylic acid bromide, (meth) acrylic acid iodide; maleic anhydride, itaconic anhydride, citracone anhydride
  • Acid anhydride groups such as acids Monomer having in the molecule; and can be exemplified.
  • hydrophobic monomers can be used alone or in combination of two or more. That is, the hydrophobic site of the block copolymer in the present invention may be a homopolymer type composed of one kind of hydrophobic monomer, or composed of two or more kinds of the above hydrophobic monomers. It may be a copolymer type.
  • hydrophobic monomer examples include, for example, glycidyl acrylate, glycidyl methacrylate, acrylic glycidyl ether, acryloyl isocyanate, acryloyloxymethyl isocyanate, acryloyloxyethyl isocyanate, methacryloyl isocyanate, methacryloyloxymethyl isocyanate, methacryloyloxyethyl.
  • examples include isocyanate, crotonaldehyde, acrolein, and methacrolein. Therefore, it is preferable that the hydrophobic site is derived from one or more selected from the group consisting of the above hydrophobic monomers.
  • the hydrophobic monomer is at least one selected from the group consisting of monomers having an epoxy group, such as glycidyl acrylate and glycidyl methacrylate, whose reaction is promoted by heat or the like and is relatively easy to handle. is there.
  • the block copolymer according to the present invention has a hydrophilic portion and a hydrophobic portion derived from the hydrophilic monomer and the hydrophobic monomer.
  • the ratio of the hydrophilic monomer to the hydrophobic monomer is not particularly limited as long as the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface of the obtained surface lubricating layer is 20 to 45 mol%.
  • hydrophilic monomer and hydrophobic monomer used as raw material when polymerizing block copolymer The polymer is preferably polymerized at a ratio of 20: 1 to 50: 1 (molar ratio of hydrophilic monomer: hydrophobic monomer), preferably at a ratio of 25: 1 to 45: 1. More preferred. By polymerizing at such a ratio, the ratio of the hydrophilic part of the block copolymer to the hydrophobic part having a reactive functional group can be in a favorable range.
  • the ratio of the hydrophilic part of the block copolymer used for forming the surface lubricating layer to the hydrophobic part having a reactive functional group is preferably in the range of 20: 1 to 50: 1, and 25: More preferably, it is in the range of 1 to 45: 1.
  • the surface lubricating layer can sufficiently exhibit high lubricity due to the hydrophilic portion, and also has high durability (lubrication maintenance property) and film strength due to the hydrophobic portion having a reactive functional group. Can be demonstrated.
  • the ratio of the hydrophilic portion to the hydrophobic portion having a reactive functional group is particularly preferably 30: 1 to 45: 1.
  • the production method of the block copolymer according to the present invention is not particularly limited, and can be produced by applying a conventionally known polymerization method such as a living radical polymerization method, a polymerization method using a macroinitiator, or a polycondensation method. It is.
  • living radical polymerization method or polymerization method using macroinitiator in that it is easy to control the molecular weight and molecular weight distribution of the part derived from the hydrophilic monomer and the part derived from the hydrophobic monomer. are preferably used.
  • the living radical polymerization method is not particularly limited, but for example, the methods described in JP-A-11-263819, JP-A-2002-145971, JP-A-2006-316169, etc., and J. Am. Chem. Soc., 117, 5614 (1995); Macromolecules, 28, 7901 (1995); Science, 272, 866 (1996); Macromolecules, 31, 5934-5936 (1998), etc. Laws and the like can be applied in the same manner or with appropriate modifications.
  • the macroinitiator and A block copolymer having a hydrophilic part and a hydrophobic part can be produced by polymerizing a monomer for forming the hydrophilic part.
  • Solvents suitably used in the polymerization are not particularly limited, and examples thereof include aliphatic organic solvents such as n-hexane, n-heptane, n-octane, n-decane, cyclohexane, methylcyclohexane, liquid paraffin, tetrahydrofuran, and the like.
  • Ether solvents such as dioxane, aromatic organic solvents such as toluene and xylene, halogen organic solvents such as 1,2-dichloroethane and chlorobenzene, polar aprotic organic solvents such as N, N-dimethylformamide and dimethyl sulfoxide Can be used.
  • the said solvent can also be used individually or in mixture of 2 or more types.
  • the concentration of the monomer in the polymerization solvent is preferably 5 to 90 wt%, more preferably 8 to 80 wt%, and 10 to 50 wt%. % Is particularly preferred.
  • the polymerization temperature is preferably 50 to 100 ° C., more preferably 55 to 90 ° C., further preferably 60 to 85 ° C., 65 ° C. or more and less than 80 ° C. This is particularly preferable.
  • the polymerization time is preferably 1 to 24 hours, and more preferably 3 to 12 hours.
  • the heat treatment temperature described in detail below or increase the abundance ratio of hydrophilic sites in the block copolymer.
  • the reaction rate of the reactive functional group is lowered, and the durability of the surface lubricating layer tends to be lowered.
  • the abundance ratio of the hydrophilic portion in the block copolymer is increased, the crosslink density of the surface lubricating layer is lowered, and similarly the durability of the surface lubricating layer tends to be lowered.
  • the present inventors have improved the durability of the surface lubricating layer when using a block copolymer having a high ratio of hydrophilic sites. It has been found that even when the heat treatment temperature is high, concentration of the hydrophobic portion to the outermost surface of the surface lubricating layer can be prevented, and good lubricity can be expressed.
  • the larger the solution viscosity of the block copolymer (the larger the molecular weight), the more effectively the deterioration of the durability of the surface lubricating layer can be suppressed. Since the solution viscosity of the block copolymer as described above is proportional to the molecular weight, information on the molecular weight of the block copolymer can be obtained by measuring the solution viscosity in which the block copolymer is dissolved.
  • the block copolymer in the present invention has a viscosity of 1 wt% chloroform solution of 8 to 30 mPa ⁇ s under a temperature environment of 30 ° C.
  • a method for measuring the solution viscosity specifically, the block copolymer is dissolved in chloroform so as to have a concentration of 1 wt%, and the viscosity is measured. The viscosity is measured with a B-type rotational viscometer. The solution temperature for measuring the viscosity is 30 ° C.
  • the block copolymer has a solution viscosity of less than 8 mPa ⁇ s, the durability is insufficient when a block copolymer having a high ratio of hydrophilic sites is used, and it is difficult to maintain excellent lubricity. It is.
  • the solution viscosity of the block copolymer exceeds 30 mPa ⁇ s, the viscosity of the coating liquid at the time of forming the surface lubricating layer, that is, the coating operation at the time of coating operation becomes too high. Absent. Therefore, the solution viscosity of the block copolymer used in the present invention is 8 to 30 mPa ⁇ s.
  • the solution viscosity of the block copolymer is more preferably 8 to 27 mPa ⁇ s, still more preferably 8 to 25 mPa ⁇ s, and particularly preferably 13 to 21 mPa ⁇ s.
  • the block copolymer having the above-mentioned solution viscosity is mainly composed of a ratio (molar ratio) of a hydrophilic monomer and a hydrophobic monomer used during polymerization as a raw material, a concentration of these monomers (weight concentration: wt%), It can be obtained by appropriately adjusting the polymerization temperature.
  • the abundance ratio of the hydrophilic part and the hydrophobic part of the block copolymer on the outermost surface of the surface lubricating layer is mainly the ratio of the hydrophilic monomer and the reactive monomer (hydrophilic monomer at the time of polymerization: reactivity).
  • the solution viscosity of the block copolymer tends to depend on the concentration of the hydrophilic monomer and hydrophobic monomer during polymerization and the polymerization temperature. There is. More specifically, when the concentration (total weight concentration) of the hydrophilic monomer and the hydrophobic monomer during polymerization is high, the solution viscosity of the block copolymer increases, and when the polymerization temperature is low, the block copolymer is increased. The solution viscosity tends to increase.
  • the molar ratio of hydrophilic monomer to reactive monomer is 20: 1 to 50: 1, and the total concentration of hydrophilic monomer and hydrophobic monomer during polymerization is 8 It is preferable that it is ⁇ 80 wt% and the polymerization temperature is 55 to 90 ° C.
  • the molar ratio of hydrophilic monomer: reactive monomer is more preferably 25: 1 to 45: 1, particularly preferably 30: 1 to 45: 1.
  • the total concentration of the hydrophilic monomer and the hydrophobic monomer is more preferably 10 to 50 wt%, and the polymerization temperature is more preferably 60 to 85 ° C.
  • the method for producing the medical device of the present invention is not particularly limited except that the block copolymer according to the present invention is used. Can be applied with appropriate modification.
  • a block copolymer is dissolved in a solvent to prepare a coating liquid (lubricant coating agent, coating liquid), and the coating liquid is coated on a base material layer to form a coating layer.
  • a coating liquid lubricant coating agent, coating liquid
  • the method for forming the surface lubricating layer includes at least a lubricating coating agent coating step for coating the base material layer with a lubricating coating agent, and a heating step for performing a heat treatment on the coating layer formed with the lubricating coating agent. Is preferably included.
  • the solvent used for dissolving the block copolymer according to the present invention is not particularly limited as long as it can dissolve the block copolymer according to the present invention.
  • water alcohols such as methanol, ethanol, isopropanol and ethylene glycol, ketones such as acetone and methyl ethyl ketone, esters such as ethyl acetate, halides such as chloroform, olefins such as hexane, tetrahydrofuran and butyl ether
  • ethers such as benzene, aromatics such as toluene, and amides such as N, N-dimethylformamide (DMF), but are not limited thereto.
  • DMF N, N-dimethylformamide
  • the concentration of the block copolymer according to the present invention in the coating solution is not particularly limited. From the viewpoint of obtaining coating properties and desired effects (lubricity and durability), the concentration of the block copolymer according to the present invention in the coating solution is 0.01 to 20 wt%, more preferably 0.05. -15 wt%, more preferably 0.1-10 wt%.
  • concentration of the block copolymer is in the above range, the lubricity and durability of the obtained surface lubricating layer can be sufficiently exhibited.
  • a uniform surface lubricating layer having a desired thickness can be easily obtained by one coating, which is preferable in terms of operability (for example, ease of coating) and production efficiency. However, even if it is out of the above range, it can be sufficiently utilized as long as it does not affect the operational effects of the present invention.
  • the method for applying the coating liquid to the surface of the base material layer is not particularly limited, and is a coating / printing method, a dipping method (dipping method, dip coating method), a spray method (spray method), a spin coating method, a mixing method.
  • a conventionally known method such as a solution-impregnated sponge coating method can be applied.
  • the dipping method (dipping method, dip coating method) is preferably used.
  • the base material layer when forming a surface lubrication layer on the narrow and narrow inner surface of a catheter, a guide wire, an injection needle, etc., the base material layer may be immersed in the coating liquid, and the inside of the system may be depressurized to be defoamed. By degassing under reduced pressure, the solution can quickly penetrate into the narrow and narrow inner surface, and the formation of the surface lubricating layer can be promoted.
  • the surface lubricating layer when forming the surface lubricating layer only on a part of the base material layer, only a part of the base material layer is immersed in the coating liquid, and the coating liquid is coated on a part of the base material layer.
  • a surface lubricating layer can be formed on a desired surface portion of the base material layer.
  • an appropriate member that can attach / detach (attach / remove) the surface part of the base material layer that does not need to form a surface lubrication layer in advance.
  • the surface portion of the substrate layer that does not require the formation of a surface lubricating layer A surface lubricating layer can be formed on a desired surface portion of the base material layer by removing the protective member (material) and then performing a heat treatment or the like.
  • the formation method is not limited to these forming methods, and the surface lubricating layer can be formed by appropriately using conventionally known methods.
  • another coating technique for example, a coating liquid is applied to a predetermined surface portion of the medical device, A coating method using a coating apparatus such as a spray device, a bar coater, a die coater, a reverse coater, a comma coater, a gravure coater, a spray coater, or a doctor knife may be applied.
  • both the outer surface and the inner surface of the cylindrical device need to have a surface lubrication layer due to the structure of the medical device, it is possible to coat both the outer surface and the inner surface at once.
  • a dipping method (dipping method) is preferably used because it can be used.
  • the base material layer is taken out from the coating liquid and subjected to heat treatment.
  • the heat treatment conditions are not particularly limited as long as the surface lubricating layer containing the block copolymer can be formed on the base material layer.
  • the heating temperature is preferably 60 to 200 ° C., more preferably 80 to 160 ° C., further preferably more than 80 ° C. and 150 ° C. or less, and particularly preferably 90 to 140 ° C.
  • the heating time is preferably 15 minutes to 24 hours, more preferably 1 to 10 hours.
  • the medical device of the present invention preferably comprises a compound containing a hydrophilic moiety (hydrophilic monomer) and a compound containing a hydrophobic moiety having a reactive functional group (hydrophobic monomer).
  • a block copolymer having a viscosity of 1 wt% chloroform solution of 8 to 30 mPa ⁇ s under a temperature environment of 30 ° C. and coating containing the block copolymer
  • a liquid is prepared, the coating liquid is coated on the base material layer, and heat-treated at a temperature in the range of 60 to 200 ° C., and the abundance ratio of the hydrophobic portion of the block copolymer on the outermost surface is 20 to 45 mol%.
  • the reactive functional group is an epoxy group
  • the epoxy group can be self-crosslinked by heating, but it is coated with an epoxy reaction catalyst or a polyfunctional crosslinking agent that can react with the epoxy group in order to accelerate the crosslinking reaction. It may be included in the solution.
  • the pressure condition during the heat treatment is not limited at all, and it can be performed under normal pressure (atmospheric pressure), or under pressure or reduced pressure.
  • heat treatment means for example, an oven, a vacuum dryer, or the like can be used.
  • a block copolymer coating (coating layer) on the surface of the base material layer by the above method, a strong surface lubricating layer that does not easily peel off from the base material layer by crosslinking reactive functional groups Can be formed. For this reason, the medical device according to the present invention can exhibit excellent lubricity and durability.
  • the medical device 10 of the present invention is a device that is used in contact with a body fluid, blood, or the like.
  • the surface has lubricity in an aqueous liquid such as a body fluid or physiological saline. Damage can be reduced.
  • Specific examples include catheters, guide wires, indwelling needles, and the like used in blood vessels, but the following medical devices are also shown.
  • Block copolymer 1 Preparation of block copolymer (Block copolymer 1) After dropping 29.7 g of triethylene glycol into 72.3 g of adipic acid dichloride at 50 ° C. and removing hydrochloric acid under reduced pressure at 50 ° C. for 3 hours, 22.5 g of oligoester was added with 4.5 g of methyl ethyl ketone. In addition, it was dropped into a solution consisting of 5 g of sodium hydroxide, 6.93 g of 31% hydrogen peroxide, 0.44 g of surfactant dioctyl phosphate and 120 g of water, and reacted at ⁇ 5 ° C. for 20 minutes.
  • the obtained product was repeatedly washed with water and methanol, and then dried to obtain a polyperoxide (PPO) having a plurality of peroxide groups in the molecule. Subsequently, 0.5 g of this PPO as a polymerization initiator, 9.5 g of glycidyl methacrylate (GMA) as a hydrophobic monomer, and benzene as a solvent were polymerized with stirring at 65 ° C. for 2 hours under reduced pressure. The reaction product was reprecipitated with diethyl ether to obtain polyGMA (PPO-GMA) having a peroxide group in the molecule.
  • PPO polyperoxide
  • the ratio of DMAA: GMA (that is, the molar ratio of the hydrophilic part to the hydrophobic part in the block copolymer) was 12. : 1 (molar ratio).
  • the viscosity of a 1 wt% chloroform solution was measured with a B-type rotational viscometer (manufactured by Brookfield, apparatus name: DV-I Prime) in an environment of 30 ° C. 0 mPa ⁇ s.
  • Block copolymer 2 PPO-GMA 0.61 g (corresponding to GMA 4.3 mmol) obtained in the same manner as the block copolymer 1 was dissolved in chlorobenzene together with 11.3 g (114 mmol) of DMAA as a polymerization initiator, The block copolymer 2 was obtained by polymerization by heating to 90 ° C.
  • Block copolymer 3 PPO-GMA 0.60 g (corresponding to GMA 4.2 mmol) obtained in the same manner as the block copolymer 1 was dissolved in chlorobenzene together with 10.1 g (102 mmol) of DMAA as a polymerization initiator, The block copolymer 3 was obtained by polymerization by heating to 75 ° C.
  • the DMAA: GMA ratio (molar ratio) of the prepared block copolymer 3 was measured by the same method as that for the block copolymer 1, it was 29: 1 (molar ratio). At this time, the solution viscosity of the block copolymer 3 measured by the same method as that for the block copolymer 1 was 14.0 mPa ⁇ s.
  • Block copolymer 4 PPO-GMA 0.65 g (corresponding to GMA 4.6 mmol) obtained in the same manner as the block copolymer 1 was dissolved in chlorobenzene together with 10.0 g (101 mmol) of DMAA as a polymerization initiator, and the mixture was 7 hours under a nitrogen atmosphere.
  • the block copolymer 4 was obtained by polymerization by heating to 70 ° C.
  • Block copolymer 5 PPO-GMA 0.42 g (corresponding to GMA 3.0 mmol) obtained in the same manner as in block copolymer 1 was used as a polymerization initiator and dissolved in 10.0 g (101 mmol) of DMAA in chlorobenzene, and 7 hours under a nitrogen atmosphere.
  • the block copolymer 5 was obtained by polymerization by heating to 75 ° C.
  • the DMAA: GMA ratio (molar ratio) of the prepared block copolymer 5 was measured by the same method as that for the block copolymer 1, it was 36: 1 (molar ratio). At this time, the solution viscosity of the block copolymer 5 measured by the same method as that for the block copolymer 1 was 11.8 mPa ⁇ s.
  • Block copolymer 6 PPO-GMA 0.49 g (corresponding to GMA 3.5 mmol) obtained in the same manner as in block copolymer 1 was used as a polymerization initiator and dissolved in chlorobenzene together with 12.0 g (121 mmol) of DMAA, and 7 hours under a nitrogen atmosphere.
  • the block copolymer 6 was obtained by polymerization by heating to 85 ° C.
  • Block copolymer 7 PPO-GMA 0.36 g (equivalent to 2.5 mmol of GMA) obtained in the same manner as in the block copolymer 1 was dissolved in chlorobenzene together with 10.1 g (102 mmol) of DMAA as a polymerization initiator, and the mixture was 7 hours under a nitrogen atmosphere.
  • the block copolymer 7 was obtained by polymerization by heating to 75 ° C.
  • the DMAA: GMA ratio (molar ratio) of the block copolymer 7 produced in the same manner as the block copolymer 1 was 44: 1 (molar ratio).
  • the viscosity of the block copolymer 7 measured by the same method as that of the block copolymer 1 was 8.8 mPa ⁇ s.
  • Block copolymer 8 PPO-GMA 0.24 g (corresponding to GMA 1.7 mmol) obtained in the same manner as in the block copolymer 1 was dissolved in chlorobenzene together with 10.1 g (102 mmol) of DMAA as a polymerization initiator, and the mixture was dissolved in a nitrogen atmosphere for 7 hours.
  • the block copolymer 8 was obtained by polymerization by heating to 75 ° C.
  • the DMAA: GMA ratio (molar ratio) of the block copolymer 8 produced in the same manner as the block copolymer 1 was 66: 1 (molar ratio).
  • the viscosity of the block copolymer 8 measured by the method similar to the said block copolymer 1 was 8.2 mPa * s.
  • Example 1 Lubrication coat sample 1
  • the block copolymer 3 obtained as described above was dissolved in DMF so as to have a concentration of 3 wt% to obtain a coating solution.
  • Nylon (registered trademark) elastomer (ELG5660, manufactured by EMS) 15 mm ⁇ 50 mm ⁇ 1 mm press sheet is dip coated with the coating solution prepared as described above, and then heated at 130 ° C. for 3 hours on the sheet. A surface lubrication layer was formed to obtain a lubrication coat sample 1.
  • the chemical composition of the outermost surface of the lubricating coating layer of the lubricating coating sample 1 produced as described above is XPS (apparatus: Quantera STM manufactured by ULVAC-PHI, X-ray beam: 50 W, 15 kV, ⁇ 200 ⁇ m, signal capturing angle: 10 °).
  • the GMA ratio existing on the outermost surface of the surface lubricating layer in the lubricating coat sample 1 was calculated.
  • the measurement range (measurement depth) of XPS is an inelastic mean free process of electrons, and is calculated as a depth of 2 nm under the above measurement conditions.
  • the abundance ratio of the hydrophobic part derived from GMA by XPS was 38 mol% (the abundance ratio of the hydrophilic part derived from DMAA was 62 mol%).
  • the abundance ratio of the hydrophilic portion and the hydrophobic portion was determined by XPS as follows.
  • carbon atoms (C) and nitrogen atoms (N) contained in the outermost surface (up to a depth of 2 nm) of the surface lubricating layer are quantitatively analyzed from the peak area, and the number of carbon atoms and nitrogen The ratio of the number of atoms (n C / n N ) was determined.
  • the photoelectron peak intensity from the C1s level was analyzed for carbon atoms
  • the photoelectron peak intensity from the N1s level was analyzed for nitrogen atoms.
  • the number of carbon atoms of DMAA constituting the hydrophilic part is 5
  • the number of carbon atoms of GMA constituting the hydrophobic part is 7
  • the number of nitrogen atoms of DMAA is 1, and the number of nitrogen atoms of GMA is 0. Therefore, the following mathematical formulas (1) and (2) hold.
  • p is the number of molecules of DMAA in the block copolymer within the analysis range (more precisely, the number of hydrophilic sites derived from DMAA), and “q” is the number of molecules of GMA (exactly Is the number of hydrophobic sites derived from GMA).
  • the ratio of the number of carbon atoms to the number of nitrogen atoms is obtained by XPS measurement.
  • q / p the block
  • the ratio of the number of hydrophilic sites to the number of hydrophobic sites in the polymer can be determined.
  • the abundance ratio of the hydrophobic site and the abundance ratio of the hydrophilic site were respectively determined.
  • Example 2 Lubrication coat sample 2
  • Lubrication coat sample 2 was produced in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 4.
  • the GMA ratio which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS.
  • the abundance ratio of the hydrophobic site derived from GMA by XPS was 37 mol% (note that the abundance ratio of the hydrophilic site derived from DMAA was 63 mol%).
  • Lubrication coat sample 3 was produced in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 5.
  • the ratio of GMA which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS.
  • the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 31 mol% (note that the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 69 mol%).
  • Example 4 Lubrication coat sample 4
  • Lubricated coat sample 4 was changed in the same manner as lubricated coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 5 and the heat treatment temperature after dip coating of the coating solution was changed to 80 ° C. Produced.
  • the ratio of GMA which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS. At this time, the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 21 mol% (the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 79 mol%).
  • Lubrication coat sample 5 was produced in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 6.
  • the ratio of GMA which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS. At this time, the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 30 mol% (the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 70 mol%).
  • Lubrication coat sample 6 Lubrication coat sample 6 was prepared in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 7. About the obtained lubrication coat sample 4, the ratio of GMA which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS. At this time, the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 27 mol% (note that the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 73 mol%).
  • Lubrication coat sample 7 was produced in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 1.
  • the GMA ratio which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS. At this time, the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 51 mol% (note that the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 49 mol%).
  • Lubrication coat sample 9 was prepared in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 2.
  • the ratio of GMA which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS. At this time, the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 36 mol% (note that the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 64 mol%).
  • Lubrication coat sample 10 was prepared in the same manner as lubrication coat sample 1 except that block copolymer 3 was changed to block copolymer 8. About the obtained lubrication coat sample 10, the ratio of GMA which exists in the outermost surface of a surface lubrication layer was computed using XPS. At this time, the abundance ratio of hydrophobic sites derived from GMA by XPS was 16 mol% (the abundance ratio of hydrophilic sites derived from DMAA was 84 mol%).
  • each sample 16 was fixed in the petri dish 12 and immersed in water 17 having a height that the entire sample 16 was immersed.
  • This petri dish 12 was placed on the moving table 15 of the friction measuring machine 20 shown in FIG.
  • a cylindrical polyethylene terminal ( ⁇ 10 mm, R1 mm) 13 was brought into contact with the sample 16, and a load 14 of 450 g was applied on the terminal.
  • the sliding resistance value was measured when the moving table 15 was reciprocated horizontally 50 times at a speed of 100 cm / min and a moving distance of 2 cm.
  • the sliding resistance values at the first and the 50th reciprocation were recorded and used as the initial sliding resistance value and the sliding resistance value after the test, respectively. The results are shown in Table 2.
  • Examples 1 to 6 all samples showed good lubricity from the first time and maintained good lubricity even after 50 reciprocating sliding tests.
  • Examples 1 and 2 showed that the initial sliding resistance value and the post-test sliding resistance value did not change greatly, and thus had extremely excellent durability. .
  • This result suggests that particularly excellent durability can be obtained when a block copolymer having a viscosity (14.0 to 20.2 mPa ⁇ s) such as block copolymers 3 and 4 is used.
  • Examples 3 to 6 have extremely small initial sliding resistance values, so the ratio of the hydrophilic monomer to the hydrophobic monomer such as the block copolymers 5 to 7 (36 1 to 44: 1) suggests that excellent lubricity can be obtained.
  • Comparative Example 3 the concentration ratio of the hydrophilic portion of the block copolymer 2 is high, so that the concentration of GMA on the outermost surface of the surface lubricating layer can be suppressed, but the surface lubricating layer peels off after 50 reciprocating slides. However, the sliding resistance value after the test increased. On the other hand, Example 1 and Example 2 in which the ratio of the outermost surface GMA was almost the same as that of Comparative Example 3 and only the solution viscosity was greatly different showed good durability.
  • the medical device having the surface lubrication layer made of the block copolymer according to the present invention can exhibit superior lubricity as compared with the prior art, and does not easily peel off. It was shown that it can be expressed permanently.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

　本発明は、優れた潤滑性と耐久性を発揮する潤滑性被膜（表面潤滑層）を有する医療デバイスを提供する。本発明の医療デバイスは、基材層上に、親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位とからなるブロック共重合体により形成された表面潤滑層を有し、該表面潤滑層の最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％であり、かつ前記ブロック共重合体の１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓである。

Description

医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法
　本発明は、医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法に関する。
　カテーテル、ガイドワイヤ、留置針等生体内に挿入される医療デバイスは、血管などの組織損傷を低減させ、かつ術者の操作性を向上させるため、優れた潤滑性を示すことが要求される。このため、潤滑性を有する親水性高分子を基材層表面にコーティングする方法が開発され実用化されている。このような医療デバイスにおいて、親水性高分子が基材層表面から溶出・剥離してしまうことは、安全性や操作性の維持といった点で問題である。このため、親水性高分子によるコーティングには、優れた潤滑性のみならず磨耗や擦過等の負荷に対する耐久性もまた要求される。
　このような観点から、特許文献１には、水溶性または水膨潤性重合体を、医療用具の基材が膨潤する溶媒に溶解させて重合体溶液を作製し、この重合体溶液に医療用具の基材を浸漬して膨潤させ、さらに基材表面でこの重合体を架橋または高分子化させることによって、基材表面に表面潤滑層を形成した医療用具が開示されている。
　特許文献１に開示された技術によれば、比較的良好な潤滑性を示す表面潤滑層を基材に固定することができる。
特開平８－３３７０４号公報（米国特許第５６７０５５８号明細書）
　特許文献１には、水溶性または水膨潤性重合体として、潤滑性を発現する親水性部位とエポキシ基を有する部位とからなるブロック共重合体を用いると好ましいことが開示されている。そして、このようなブロック共重合体を用いると、加熱操作によりエポキシ基を架橋させることができ、比較的剥離しにくい表面潤滑層を形成することができる。しかし、良好な潤滑性と優れた耐久性とはトレードオフの関係にあり、良好な潤滑性と優れた耐久性を両立させる技術が求められている。
　特に、近年の医療デバイスの小型化・細径化は著しく、生体内において、より屈曲性が高く、狭い病変部位へと医療デバイスをアプローチする医療手技が広まりつつある。したがって、複雑な病変部位であってもデバイスの操作性を良好に保つために、従来技術よりもさらにデバイス表面の潤滑性および耐久性を高める技術が要求されている。
　ゆえに、潤滑性と耐久性の両方を同時に向上させ、複雑高度化する医療手技をサポートすることができる技術が求められていた。
　本発明は、上記事情を鑑みてなされたものであり、優れた潤滑性と耐久性を発揮する潤滑性被膜（表面潤滑層）を有する医療デバイスを提供することを目的とする。また、本発明の他の目的は、上記の医療デバイスの製造方法を提供することにある。
　本発明者らは、上記の問題を解決すべく、鋭意研究を行った結果、親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位とからなるブロック共重合体により形成された表面潤滑層において、当該表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の疎水性部位の存在比率を所定範囲内とし、かつ、ブロック共重合体の溶液粘度を所定範囲内とすることによって、上記目的を達成できることを知得して、本発明を完成するに至った。
　すなわち、上記目的は、基材層上に、親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位とからなるブロック共重合体により形成された表面潤滑層を有し、該表面潤滑層の最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％であり、かつ前記ブロック共重合体の１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓである、医療デバイスによって達成できる。また、上記目的は、親水性部位を含む化合物と反応性官能基を有する疎水性部位を含む化合物とを、２０：１～５０：１のモル比で重合し、１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓであるブロック共重合体を得て、該ブロック共重合体を含む塗布液を調製し、該塗布液を基材層上にコートして６０～２００℃の範囲で加熱処理し、最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％である表面潤滑層を形成する、医療デバイスの製造方法によって達成できる。
本発明に係る医療デバイスの代表的な実施形態の表面の積層構成を模式的に表した部分断面図である。 図１の実施形態の応用例として、表面の積層構成の異なる構成例を模式的に表した部分断面図である。 各実施例及び比較例で用いた表面潤滑維持性評価試験装置（摩擦測定機）の模式図である。
　本発明の第一は、親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位とからなるブロック共重合体により形成された表面潤滑層を有し、該表面潤滑層の最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％であり、かつ前記ブロック共重合体の１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓである、医療デバイスを提供する。本発明の第一により、優れた潤滑性と耐久性を発揮する潤滑性被膜（表面潤滑層）を有する医療デバイスが提供される。
　なお、本明細書において、範囲を示す「Ｘ～Ｙ」は、「Ｘ以上Ｙ以下」であることを意味する。また、「表面潤滑層の最表面」および「最表面」の語は、具体的には、表面潤滑層の厚み方向において、基材層と反対側の表面から２ｎｍの深さ範囲を示すものとする。また、最表面の疎水性部位の存在比率は、ＸＰＳ（Ｘ線光電子分光分析）によって最表面の元素組成を測定することにより、算出される値であり、以下の実施例に記載された方法で測定される比率を示す。また、表面潤滑層の最表面において、親水性部位と疎水性部位の合計量を１００ｍｏｌ％とする。さらに、「重量」と「質量」、「重量（ｗｔ）％」と「質量（ｍａｓｓ）％」および「重量部」と「質量部」は同義語として扱う。
　本発明は、親水性部位と疎水性部位を有するブロック共重合体により形成された表面潤滑層の最表面において、疎水性部位の存在比率が上記範囲内であると共に、特定条件におけるブロック共重合体の溶液粘度が上記範囲内であることを特徴とする。
　ブロック共重合体中の親水性部位の存在比率を高める（すなわち、疎水性部位の存在比率を低くする）と潤滑性（湿潤時の潤滑性；以下、特記しない限り、「潤滑性」は「湿潤時の潤滑性」を意図する）を向上させることができる一方で、耐久性が低下する。しかし、本発明者らは、上記のように、高い溶液粘度を示すブロック共重合体を使用することにより、耐久性を損なうことなく、良好な潤滑性を維持できる表面潤滑層を形成できることを見出し、本発明に至った。
　つまり、表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の親水性部位の存在比率を５５～８０ｍｏｌ％とすることによって、従来の表面潤滑層よりも潤滑性を向上させ、かつ、ブロック共重合体の溶液粘度を上記範囲とすることにより、優れた耐久性を有する表面潤滑層を形成することができる。
　かような表面潤滑層を有する医療デバイスの製造方法は、以下で詳述するが、たとえば、親水性部位を含む化合物と反応性官能基を有する疎水性部位を含む化合物とを、適当な比率で混合して重合し、上記溶液粘度を有するブロック共重合体を得て、当該ブロック共重合体を基材層にコートした後、これを所定の温度範囲で加熱処理することにより得ることができる。
　本発明に係る医療デバイスにおいて、優れた耐久性および潤滑性を呈することができるメカニズムは、以下のように考えられる。
　親水性部位と疎水性部位とを有するブロック共重合体によって形成される表面潤滑層においては、ブロック共重合体の親水性部位と疎水性部位とが均一に分布しているわけではなく、最表面近傍には疎水性部位が多く分布している。すなわち、表面潤滑層の最表面近傍は疎水性部位が濃縮された状態となる。これは、空気との界面である表面潤滑層の最表面に疎水性部位が多く存在する方が、エネルギー的に安定するためである。
　上記のような疎水性部位の最表面近傍における濃縮は、加熱処理温度が高くなるほど顕著となる。これは、加熱処理を施すことにより、ブロック共重合体の運動性が高くなるため、分子鎖が動きやすくなり、疎水性部位が最表面近傍に移動しやすくなるためと考えられる。
　しかしながら、表面潤滑層の最表面における疎水性部位の存在比率が多くなると、潤滑性は低下する。具体的には、表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が４５ｍｏｌ％を超えると、表面潤滑層の親水性部位の存在比率が十分でないため、良好な潤滑性を得ることが難しい。しかし、４５ｍｏｌ％以下であれば、良好な潤滑性を得ることができる。一方で、表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０ｍｏｌ％未満であると、親水性部位の存在比率が大きくなりすぎて、基材に対する接着性などの耐久性を得ることが難しくなる。このように、本発明者らは、表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が、２０～４５ｍｏｌ％であると良好な潤滑性および耐久性が得られることを見出した。
　耐久性に関連し、ブロック共重合体を基材層上に強固に固定化するには、ブロック共重合体を基材にコートした後（潤滑コート剤被覆工程）、これに加熱処理を施す（加熱工程）と好ましい。かような加熱処理により、疎水性部位に含まれる反応性官能基が架橋反応し、強固な潤滑性被膜（表面潤滑層）を形成することができる。
　しかしながら、上記のように、加熱処理を行うと、加熱により分子鎖が動ける状態となり、疎水性部位が最表面に濃縮されるため、潤滑性は悪化する傾向にある。したがって、表面潤滑層を形成するブロック共重合体（すなわち、基材にコートされるブロック共重合体であり、熱処理される前の段階のものである）の親水性部位の存在比率を適度に高くすることにより、加熱処理によって疎水性部位が表面潤滑層の表面に濃縮することを抑制することができる。
　なお、一般的にブロック共重合体の親水性部位の存在比率が高くなる（すなわち疎水性部位の存在比率が低くなる）と、所望の強度の潤滑性被膜（以下、単に「被膜」とも略記する）が得られ難くなり、耐久性が低下する傾向にある。しかしながら、本発明者らは、溶液粘度が適当な範囲である（具体的には、１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓである）ブロック共重合体を用いることにより、分子鎖の絡み合い効果によって強固な被膜を形成でき、耐久性の低下が抑制できるという知見を得た。
　したがって、本発明は、ブロック共重合体の溶液粘度を適当な範囲とすることにより、耐久性を確保することを特徴の一つとする。つまり、本発明によれば、疎水性部位の存在比率を適度に低くする（親水性部位の存在比率を適度に高くする）ことで潤滑性を良好にすることができると共に、良好な耐久性を有する表面潤滑層を有する医療デバイスを得ることができる。ただし、上記メカニズムは推定であり、本発明の範囲をなんら限定するものではない。
　上記医療デバイスは、具体的には、以下の製造方法によって製造すると好ましい。すなわち、本発明の第二は、親水性部位を含む化合物と反応性官能基を有する疎水性部位を含む化合物とを、２０：１～５０：１のモル比で重合し、１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓであるブロック共重合体を得て、該ブロック共重合体を含む塗布液を調製し、該塗布液を基材層上にコートして６０～２００℃の範囲で加熱処理し、最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％である表面潤滑層を形成する、医療デバイスの製造方法を提供する。本発明の第二によれば、優れた潤滑性と耐久性を発揮する潤滑性被膜（表面潤滑層）を有する医療デバイスの製造方法が提供される。
　上記のように、表面潤滑層を形成するために用いるブロック共重合体中の疎水性部位の存在比率を適度に小さくし（親水性部位の存在比率を適度に大きくし）、かつ、その溶液粘度を適当な範囲とし、さらに加熱処理を適当な温度範囲で行うことにより、加熱操作後の潤滑層最表面に存在する疎水性部位の存在比率を必要以上に高めることなく、良好な潤滑性および耐久性を発現することができる。
　以下、本発明の実施の形態を説明する。
　＜医療デバイス＞
　以下、添付した図面を参照して本発明の医療デバイスの好ましい実施形態を説明する。
　図１は、本発明に係る医療デバイス（以下、本明細書中、「医療デバイス」とも略記する）の代表的な実施形態の表面の積層構造を模式的に表した部分断面図である。図２は、本実施形態の応用例として、表面の積層構造の異なる構成例を模式的に表した部分断面図である。なお、図１及び図２中の各符号は、それぞれ、下記を表わす。符号１は、基材層を；符号１ａは、基材層コア部を；符号１ｂは、基材表面層を；符号２は、表面潤滑層を；および符号１０は、本発明に係る医療デバイスを、それぞれ表わす。
　図１、図２に示されるように、本実施形態の医療デバイス１０では、基材層１と、基材層１の少なくとも一部に設けられた（図中では、図面内の基材層１表面の全体（全面）に設けられた例を示す）ブロック共重合体を含む表面潤滑層２と、を備える。
　以下、本実施形態の医療デバイスを構成部材ごとに詳しく説明する。
　［基材層（基材）］
　本実施形態で用いられる基材層としては、いずれの材料から構成されてもよく、その材料は特に制限されない。具体的には、基材層１を構成する材料は、金属材料、高分子材料、およびセラミックスなどが挙げられる。ここで、基材層１は、基材層１全体が上記いずれかの材料で構成されても、または、図２に示されるように、上記いずれかの材料で構成された基材層コア部１ａの表面に他の上記いずれかの材料を適当な方法で被覆して、基材表面層１ｂを構成した構造を有していてもよい。後者の場合の例としては、高分子材料等で形成された基材層コア部１ａの表面に金属材料が適当な方法（メッキ、金属蒸着、スパッタ等従来公知の方法）で被覆されて、基材表面層１ｂを形成してなるもの；金属材料やセラミックス材料等の硬い補強材料で形成された基材層コア部１ａの表面に、金属材料等の補強材料に比して柔軟な高分子材料が適当な方法（浸漬（ディッピング）、噴霧（スプレー）、塗布・印刷等の従来公知の方法）で被覆されて、あるいは基材層コア部１ａを形成する補強材料と高分子材料とが複合化されて、基材表面層１ｂを形成してなるものなどが挙げられる。また、基材層コア部１ａが、異なる材料を多層に積層してなる多層構造体、あるいは医療デバイスの部分ごとに異なる材料で形成された部材を繋ぎ合わせた構造などであってもよい。また、基材層コア部１ａと基材表面層１ｂとの間に、さらに別の上記いずれかの材料からなるミドル層（図示せず）が形成されていてもよい。さらに、基材表面層１ｂに関しても異なる材料を多層に積層してなる多層構造体、あるいは医療デバイスの部分ごとに異なる材料で形成された部材を繋ぎ合わせた構造などであってもよい。
　上記基材層１を構成する材料のうち、金属材料としては、特に制限されるものではなく、カテーテル、ガイドワイヤ、留置針等の医療デバイスに一般的に使用される金属材料が使用される。具体的には、ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３１６、ＳＵＳ３１６Ｌ、ＳＵＳ４２０Ｊ２、ＳＵＳ６３０などの各種ステンレス鋼、金、白金、銀、銅、ニッケル、コバルト、チタン、鉄、アルミニウム、スズあるいはニッケル－チタン合金、ニッケル－コバルト合金、コバルト－クロム合金、亜鉛－タングステン合金等の各種合金などが挙げられる。これらは１種単独で使用してもよいし、２種以上を併用してもよい。上記金属材料には、使用用途であるカテーテル、ガイドワイヤ、留置針等の基材層として最適な金属材料を適宜選択すればよい。
　また、上記基材層１を構成する材料のうち、高分子材料としては、特に制限されるものではなく、カテーテル、ガイドワイヤ、留置針等の医療デバイスに一般的に使用される高分子材料が使用される。具体的には、ポリアミド樹脂、ポリエチレン樹脂やポリプロピレン樹脂などのポリオレフィン樹脂、変性ポリオレフィン樹脂、環状ポリオレフィン樹脂、エポキシ樹脂、ウレタン樹脂、ジアリルフタレート樹脂（アリル樹脂）、ポリカーボネート樹脂、フッ素樹脂、アミノ樹脂（ユリア樹脂、メラミン樹脂、ベンゾグアナミン樹脂）、ポリエステル樹脂、スチロール樹脂、アクリル樹脂、ポリアセタール樹脂、酢酸ビニル樹脂、フェノール樹脂、塩化ビニル樹脂、シリコーン樹脂（ケイ素樹脂）、ポリエーテル樹脂、ポリイミド樹脂などが挙げられる。これらは１種単独で使用してもよいし、２種以上を併用してもよい。上記高分子材料には、使用用途であるカテーテル、ガイドワイヤ、留置針等の基材層として最適な高分子材料を適宜選択すればよい。
　また、上記基材層の形状は、特に制限されることはなく、シート状、線状（ワイヤ）、管状など使用態様により適宜選択される。
　［ブロック共重合体］
　本発明の医療デバイスは、上記基材（基材層）上に、ブロック共重合体により形成された表面潤滑層を有する。以下、表面潤滑層を形成するために用いられるブロック共重合体について説明する。
　本発明に係るブロック共重合体は、親水性部位と、反応性官能基を有する疎水性部位とからなるブロック共重合体であり、具体的には、親水性部位を含む単量体と、反応性官能基を有する疎水性部位を含む単量体とを共重合することにより得ることができる。
　（親水性部位を含む単量体）
　本発明におけるブロック共重合体の親水性部位は、親水性部位を含む単量体（本明細書中、「親水性単量体」とも称する）が重合された形態からなる。本発明で用いられる親水性単量体は、体液や水系溶媒中において潤滑性を発現すればいかなるものであってもよい。
　親水性単量体としては、例えば、アクリル酸、メタクリル酸、Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（ＤＭＡＡ）、アクリルアミド、アクリロイルモルホリン、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルアクリレート、ビニルピロリドン、２－メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン、２－メタクリロイルオキシエチル－Ｄ－グリコシド、２－メタクリロイルオキシエチル－Ｄ－マンノシド、ビニルメチルエーテル、２－ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、４－ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート、６－ヒドロキシヘキシル（メタ）アクリレート、１，４－シクロヘキサンジメタノールモノ（メタ）アクリレート、１－クロロ－２－ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、ジエチレングリコールモノ（メタ）アクリレート、１，６－ヘキサンジオールモノ（メタ）アクリレート、ペンタエリスリトールトリ（メタ）アクリレート、ジペンタエリスリトールペンタ（メタ）アクリレート、ネオペンチルグリコールモノ（メタ）アクリレート、トリメチロールプロパンジ（メタ）アクリレート、トリメチロールエタンジ（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシ－３－フェニルオキシプロピル（メタ）アクリレート、４－ヒドロキシシクロヘキシル（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシ－３－フェニルオキシ（メタ）アクリレート、４－ヒドロキシシクロヘキシル（メタ）アクリレート、シクロヘキサンジメタノールモノ（メタ）アクリレート、ポリ（エチレングリコール）メチルエーテルアクリレート、およびポリ（エチレングリコール）メチルエーテルメタクリレートが挙げられ、好ましくは、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、アクリルアミド、アクリル酸、メタアクリル酸、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルアクリレート、２－ヒドロキシエチルメタクリレート、ビニルピロリドンである。これら親水性単量体は、単独でもまたは２種以上組み合わせても用いることができる。つまり、本発明におけるブロック共重合体の親水性部位は、１種単独の親水性単量体から構成されるホモポリマー型であっても、あるいは上記親水性単量体のうち２種以上から構成されるコポリマー型であってもよい。よって、親水性部位は、上記の親水性単量体からなる群から選ばれる１種以上に由来することが好ましい。
　（反応性官能基を有する疎水性部位を含む単量体）
　本発明におけるブロック共重合体の疎水性部位は、反応性官能基を有する疎水性部位を含む単量体（本明細書中、「疎水性単量体」とも称する）が重合された形態からなる。本明細書中、「反応性官能基」とは、加熱処理、光照射、電子線照射、放射線照射、プラズマ照射などにより、他の単量体と架橋反応しうる官能基を指す。
　反応性官能基としては、エポキシ基、イソシアネート基、アルデヒド基、酸ハライド基、酸無水物基などの官能基が挙げられる。これらのうち、反応性官能基を有する単量体（疎水性単量体）としては、取り扱いの容易性、架橋反応の効率等の観点から、エポキシ基、イソシアネート基、アルデヒド基を有する単量体が好ましく、エポキシ基を有する単量体が特に好ましい。これら反応性官能基は、疎水性単量体の中に１つのみ存在してもよいし、また、複数存在してもよい。
　また、本発明で用いられる疎水性単量体は、反応性官能基を有し、かつ体液や水系溶媒中において、少なくともブロック共重合体の製造時に使用される親水性単量体よりも疎水性を発現すればいかなるものであってもよい。
　本発明で用いられる疎水性単量体としては、反応性官能基を有すれば、特に制限されないが、グリシジルアクリレート、グリシジルメタクリレート（ＧＭＡ）、アリルグリシジルエーテルなどのエポキシ基を分子内に有する単量体；（メタ）アクリロイルイソシアネート、（メタ）アクリロイルオキシメチルイソシアネート、（メタ）アクリロイルオキシエチルイソシアネートなどのイソシアネート基を分子内に有する単量体；クロトンアルデヒド、アクロレイン、メタクロレインなどのアルデヒド基を分子内に有する単量体；（メタ）アクリル酸クロリド、（メタ）アクリル酸ブロミド、（メタ）アクリル酸アイオダイドなどの酸ハライド基を分子内に有する単量体；無水マレイン酸、無水イタコン酸、無水シトラコン酸等の酸無水物基を分子内に有する単量体；などを例示できる。これら疎水性単量体は、単独でもまたは２種以上組み合わせても用いることができる。つまり、本発明におけるブロック共重合体の疎水性部位は、１種単独の疎水性単量体から構成されるホモポリマー型であっても、あるいは上記疎水性単量体のうち２種以上から構成されるコポリマー型であってもよい。
　疎水性単量体のより具体的な例としては、例えば、グリシジルアクリレート、グリシジルメタクリレート、アクリルグリシジルエーテル、アクリロイルイソシアネート、アクリロイルオキシメチルイソシアネート、アクリロイルオキシエチルイソシアネート、メタクリロイルイソシアネート、メタクリロイルオキシメチルイソシアネート、メタクリロイルオキシエチルイソシアネート、クロトンアルデヒド、アクロレイン、およびメタクロレインが挙げられる。よって、前記疎水性部位は、上記の疎水性単量体からなる群から選ばれる１種以上に由来することが好ましい。
　好ましくは、疎水性単量体は、反応が熱等により促進され、取り扱いも比較的容易であるグリシジルアクリレートやグリシジルメタクリレートなどのエポキシ基を有する単量体からなる群より選択される少なくとも１種である。
　（親水性単量体と疎水性単量体の重合）
　本発明に係るブロック共重合体は、上記親水性単量体および疎水性単量体に由来する親水性部位と疎水性部位とを有する。ここで、親水性単量体と疎水性単量体の比率は、得られる表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％となる限り特に制限されない。
　良好な潤滑性、耐久性の発現、被膜の強度、基材層との強固な結合性などを考慮すると、ブロック共重合体を重合する際、原料として用いる親水性単量体と疎水性単量体とを、２０：１～５０：１の比率（親水性単量体：疎水性単量体のモル比）で重合することが好ましく、２５：１～４５：１の比率で重合することがより好ましい。かような比率で重合することにより、ブロック共重合体の親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位の比率を良好な範囲にすることができる。このとき、表面潤滑層の形成に用いられるブロック共重合体の親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位との比率が２０：１～５０：１の範囲であることが好ましく、２５：１～４５：１の範囲であることがより好ましい。このような範囲であれば、表面潤滑層は、親水性部位により、高い潤滑性を十分発揮でき、また、反応性官能基を有する疎水性部位により、高い耐久性（潤滑維持性）、被膜強度を発揮できる。特に潤滑性の向上を考慮すると、親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位との比率は、３０：１～４５：１が特に好ましい。
　本発明に係るブロック共重合体の製造方法は、特に制限されず、例えば、リビングラジカル重合法、マクロ開始剤を用いた重合法、重縮合法など、従来公知の重合法を適用して作製可能である。これらのうち、親水性単量体に由来する部位、疎水性単量体に由来する部位の分子量および分子量分布のコントロールがしやすいという点で、リビングラジカル重合法またはマクロ開始剤を用いた重合法が好ましく使用される。リビングラジカル重合法としては、特に制限されないが、例えば特開平１１－２６３８１９号公報、特開２００２－１４５９７１号公報、特開２００６－３１６１６９号公報等に記載される方法、ならびにJ. Am. Chem. Soc., 117, 5614 (1995)；Macromolecules, 28, 7901 (1995)；Science, 272, 866 (1996)；Macromolecules, 31, 5934-5936 (1998)等に記載される原子移動ラジカル重合（ＡＴＲＰ）法などが、同様にしてあるいは適宜修飾して適用できる。また、マクロ開始剤を用いた重合法では、例えば、反応性官能基を有する疎水性部位と、パーオキサイド基等のラジカル重合性基とを有するマクロ開始剤を作製した後、そのマクロ開始剤と親水性部位を形成するための単量体を重合させることで親水性部位と疎水性部位とを有するブロック共重合体を作製することができる。
　また、ブロック共重合体の重合においては、塊状重合、懸濁重合、乳化重合、溶液重合等の公知の方法が用いられうる。重合において適宜使用される溶媒としては、特に制限されないが、例えば、ｎ－ヘキサン、ｎ－へプタン、ｎ－オクタン、ｎ－デカン、シクロヘキサン、メチルシクロヘキサン、流動パラフィン等の脂肪族系有機溶媒、テトラヒドロフラン、ジオキサン等のエーテル系溶媒、トルエン、キシレン等の芳香族系有機溶媒、１，２－ジクロロエタン、クロロベンゼン等のハロゲン系有機溶媒、Ｎ，Ｎ－ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド等の極性非プロトン性有機溶媒が使用できる。なお、前記溶媒は、単独でもまたは２種以上を混合して用いることもできる。重合溶媒中の単量体の濃度（親水性単量体および疎水性単量体の合計重量濃度）は、５～９０ｗｔ％であると好ましく、８～８０ｗｔ％であるとより好ましく、１０～５０ｗｔ％であると特に好ましい。
　所望の特性を有するブロック共重合体を得るために、重合温度は、５０～１００℃とすると好ましく、５５～９０℃とするとより好ましく、６０～８５℃とするとさらに好ましく、６５℃以上８０℃未満とすると特に好ましい。
　また、重合時間は、１～２４時間であると好ましく、３～１２時間であるとより好ましい。
　表面潤滑層の最表面において疎水性部位の濃縮を防ぐには、以下で詳述する加熱処理温度を低くするか、ブロック共重合体中の親水性部位の存在比率を高める方法が有効である。しかしながら加熱処理温度を低くすると反応性官能基の反応率が低下し、表面潤滑層の耐久性は低下する傾向にある。また、ブロック共重合体中の親水性部位の存在比率を高めると表面潤滑層の架橋密度が低下し、同様に表面潤滑層の耐久性は低下する傾向にある。本発明者らは、ブロック共重合体の溶液粘度（より具体的には、分子量）を制御することで、親水性部位の存在比率が高いブロック共重合体を用いた際の表面潤滑層の耐久性低下を抑制でき、高い加熱処理温度であっても表面潤滑層の最表面への疎水性部位の濃縮を防ぎ、良好な潤滑性を発現できることを見出し、本発明に至った。
　つまり、ブロック共重合体の溶液粘度が大きい（分子量が大きい）ほど、表面潤滑層の耐久性の低下を効果的に抑制することができる。そして、上記のようなブロック共重合体の溶液粘度は、分子量と比例関係にあるため、ブロック共重合体の分子量に関する情報は、ブロック共重合体を溶解した溶液粘度を測定することにより得られる。
　本発明におけるブロック共重合体は、１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓである。溶液粘度の測定方法として、具体的には、ブロック共重合体を１ｗｔ％の濃度になるようにクロロホルムに溶解させ、その粘度を測定する。粘度はＢ型回転粘度計により測定される。粘度を測定する際の溶液温度は３０℃とする。
　ブロック共重合体の溶液粘度が８ｍＰａ・ｓ未満であると、親水性部位の比率が高いブロック共重合体を用いたときに耐久性が不十分であり、優れた潤滑性を維持することが困難である。一方、ブロック共重合体の溶液粘度が３０ｍＰａ・ｓを超えると、表面潤滑層の形成時、すなわちコーティング操作時のコート液の粘度が高くなりすぎるため、表面潤滑層が不均一になりやすく、好ましくない。したがって、本発明に用いられるブロック共重合体の溶液粘度は８～３０ｍＰａ・ｓである。ブロック共重合体の溶液粘度は、８～２７ｍＰａ・ｓであるとより好ましく、８～２５ｍＰａ・ｓであると更に好ましく、１３～２１ｍＰａ・ｓであると特に好ましい。
　上記溶液粘度を有するブロック共重合体は、主として、原料として重合時に用いる親水性単量体および疎水性単量体の比率（モル比）、これら単量体の濃度（重量濃度：ｗｔ％）、重合温度を適切に調節することにより得ることができる。表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の親水性部位および疎水性部位の存在比率は、主として親水性単量体と反応性単量体の比率（重合時における親水性単量体：反応性単量体のモル比）及びコート後の加熱処理温度に依存し、ブロック共重合体の溶液粘度は、重合時における親水性単量体および疎水性単量体の濃度や重合温度に依存する傾向がある。より具体的には、重合時における親水性単量体および疎水性単量体の濃度（合計重量濃度）が高いとブロック共重合体の溶液粘度は大きくなり、重合温度が低いとブロック共重合体の溶液粘度は大きくなる傾向にある。
　上記溶液粘度の範囲（８～３０ｍＰａ・ｓ）であり、かつ、表面潤滑層の最表面における疎水性部位の存在比率が上記範囲（２０～４５ｍｏｌ％）となるブロック共重合体を製造するために好ましい条件について、以下説明する。
　具体的には、親水性単量体：反応性単量体のモル比が、２０：１～５０：１であり、重合時における親水性単量体及び疎水性単量体の合計濃度が８～８０ｗｔ％であり、かつ重合温度を５５～９０℃とすると好ましい。ここで、親水性単量体：反応性単量体のモル比は、２５：１～４５：１であることがより好ましく、３０：１～４５：１であることが特に好ましく、重合時における親水性単量体及び疎水性単量体の合計濃度が１０～５０ｗｔ％であることがより好ましく、重合温度は６０～８５℃であることがより好ましい。
　（潤滑性被膜（表面潤滑層）の形成方法）
　本発明の医療デバイスの製造方法（潤滑性被膜（表面潤滑層）の形成方法）は、本発明に係るブロック共重合体を使用する以外は特に制限されず、公知の方法と同様にしてあるいはこれを適宜修飾して適用できる。
　具体的には、たとえば、ブロック共重合体を溶媒に溶解させて塗布液（潤滑コート剤、コート液）を調製し、当該塗布液を基材層上にコートして塗布層を形成した後、当該塗布層を加熱処理して、ブロック共重合体を架橋反応させることにより、表面潤滑層を形成する方法が挙げられる。すなわち、本発明において、表面潤滑層の形成方法は、少なくとも、潤滑コート剤を基材層上にコートする潤滑コート剤被覆工程と、潤滑コート剤により形成された塗布層に加熱処理を施す加熱工程とを含んでいると好ましい。このような方法により、医療デバイス表面に潤滑性、耐久性を付与することができる。
　上記方法において、本発明に係るブロック共重合体を溶解するのに使用される溶媒としては、本発明に係るブロック共重合体を溶解できるものであれば特に制限されない。具体的には、水、メタノール、エタノール、イソプロパノール、エチレングリコール等のアルコール類、アセトン、メチルエチルケトン等のケトン類、酢酸エチル等のエステル類、クロロホルム等のハロゲン化物、ヘキサン等のオレフィン類、テトラヒドロフラン、ブチルエーテル等のエーテル類、ベンゼン、トルエン等の芳香族類、Ｎ，Ｎ－ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）等のアミド類などを例示することができるが、これらに何ら制限されるものではない。これらは１種単独で用いてもよいし、２種以上併用してもよい。
　コート液中の本発明に係るブロック共重合体の濃度は、特に限定されない。塗布性、所望の効果（潤滑性および耐久性）が得られるなどの観点から、コート液中の本発明に係るブロック共重合体の濃度は、０．０１～２０ｗｔ％、より好ましくは０．０５～１５ｗｔ％、さらに好ましくは０．１～１０ｗｔ％である。ブロック共重合体の濃度が上記範囲であれば、得られる表面潤滑層の潤滑性、耐久性が十分発揮されうる。また、１回のコーティングで所望の厚みの均一な表面潤滑層を容易に得ることができ、操作性（例えば、コーティングのしやすさ）、生産効率の点で好ましい。但し、上記範囲を外れても、本発明の作用効果に影響を及ぼさない範囲であれば、十分に利用可能である。
　基材層表面にコート液を塗布する方法としては、特に制限されるものではなく、塗布・印刷法、浸漬法（ディッピング法、ディップコート法）、噴霧法（スプレー法）、スピンコート法、混合溶液含浸スポンジコート法など、従来公知の方法を適用することができる。これらのうち、浸漬法（ディッピング法、ディップコート法）を用いるのが好ましい。
　なお、カテーテル、ガイドワイヤ、注射針等の細く狭い内面に表面潤滑層を形成させる場合、コート液中に基材層を浸漬して、系内を減圧にして脱泡させてもよい。減圧にして脱泡させることにより、細く狭い内面に素早く溶液を浸透させ、表面潤滑層の形成を促進できる。
　また、基材層の一部にのみ表面潤滑層を形成させる場合には、基材層の一部のみをコート液中に浸漬して、コート液を基材層の一部にコーティングすることで、基材層の所望の表面部位に、表面潤滑層を形成することができる。
　基材層の一部のみをコート液中に浸漬するのが困難な場合には、予め表面潤滑層を形成する必要のない基材層の表面部分を着脱（装脱着）可能な適当な部材や材料で保護（被覆等）した上で、基材層をコート液中に浸漬して、コート液を基材層にコーティングした後、表面潤滑層を形成する必要のない基材層の表面部分の保護部材（材料）を取り外し、その後、加熱処理等を施すことで、基材層の所望の表面部位に表面潤滑層を形成することができる。ただし、本発明では、これらの形成法に何ら制限されるものではなく、従来公知の方法を適宜利用して、表面潤滑層を形成することができる。例えば、基材層の一部のみを混合溶液中に浸漬するのが困難な場合には、浸漬法に代えて、他のコーティング手法（例えば、医療デバイスの所定の表面部分に、コート液を、スプレー装置、バーコーター、ダイコーター、リバースコーター、コンマコーター、グラビアコーター、スプレーコーター、ドクターナイフなどの塗布装置を用いて、塗布する方法など）を適用してもよい。なお、医療用具の構造上、円筒状の用具の外表面と内表面の双方が、表面潤滑層を有する必要があるような場合には、一度に外表面と内表面の双方をコーティングすることができる点で、浸漬法（ディッピング法）が好ましく使用される。
　このようにブロック共重合体を含むコート液中に基材層を浸漬した後は、コート液から基材層を取り出して、加熱処理を行う。ここで、加熱処理条件（温度、時間等）は、基材層上にブロック共重合体を含む表面潤滑層が形成できる条件であれば、特に制限されない。具体的には、加熱温度は、好ましくは６０～２００℃、より好ましくは８０～１６０℃であり、更に好ましくは８０℃を超えて１５０℃以下であり、特に好ましくは９０～１４０℃である。また、加熱時間は、好ましくは１５分～２４時間、より好ましくは１～１０時間である。このような条件とすることにより、表面潤滑層の最表面におけるブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％の範囲内とすることが容易となる。また、上記の加熱処理条件とすることにより、ブロック共重合体の反応性官能基による架橋反応が起こり、基材層から容易に剥離することのない、強固な表面潤滑層を形成することができる。
　以上より、本発明の医療デバイスは、好ましくは、親水性部位を含む化合物（親水性単量体）と反応性官能基を有する疎水性部位（疎水性単量体）を含む化合物とを、２０：１～５０：１のモル比で重合し、１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓであるブロック共重合体を得て、該ブロック共重合体を含む塗布液を調製し、該塗布液を基材層上にコートして６０～２００℃の範囲で加熱処理し、最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％である表面潤滑層を形成する方法により製造される。このとき、原料として用いる親水性単量体と疎水性単量体の混合比率（モル比）、ブロック共重合体の溶液粘度、塗布液を塗布した後の加熱処理における温度の好ましい範囲については、上記の通りである。
　なお、反応性官能基をエポキシ基とした場合、エポキシ基は加熱することで自己架橋しうるが、架橋反応を促進するためにエポキシ反応触媒や、エポキシ基と反応しうる多官能架橋剤をコート溶液に含ませてもよい。
　また、加熱処理時の圧力条件も何ら制限されるものではなく、常圧（大気圧）下で行うことができるほか、加圧ないし減圧下で行ってもよい。
　加熱処理手段（装置）としては、例えば、オーブン、減圧乾燥機などを利用することができる。
　上記方法により、基材層表面にブロック共重合体の被膜（塗布層）を形成した後、反応性官能基を架橋させることで基材層から容易に剥離することのない、強固な表面潤滑層を形成することができる。このため、本発明による医療デバイスは、優れた潤滑性、耐久性を発揮できる。
　（本発明の医療デバイス１０の用途）
　本発明の医療デバイス１０は、体液や血液などと接触して用いるデバイスのことであり、体液や生理食塩水などの水系液体中において表面が潤滑性を有し、操作性の向上や組織粘膜の損傷の低減が可能なものである。具体的には、血管内で使用されるカテーテル、ガイドワイヤ、留置針等が挙げられるが、その他にも以下の医療デバイスが示される。
　（ａ）胃管カテーテル、栄養カテーテル、経管栄養用チューブなどの経口もしくは経鼻的に消化器官内に挿入ないし留置されるカテーテル類。
　（ｂ）酸素カテーテル、酸素カヌラ、気管内チューブのチューブやカフ、気管切開チューブのチューブやカフ、気管内吸引カテーテルなどの経口または経鼻的に気道ないし気管内に挿入ないし留置されるカテーテル類。
　（ｃ）尿道カテーテル、導尿カテーテル、尿道バルーンカテーテルのカテーテルやバルーンなどの尿道ないし尿管内に挿入ないし留置されるカテーテル類。
　（ｄ）吸引カテーテル、排液カテーテル、直腸カテーテルなどの各種体腔、臓器、組織内に挿入ないし留置されるカテーテル類。
　（ｅ）留置針、ＩＶＨカテーテル、サーモダイリューションカテーテル、血管造影用カテーテル、血管拡張用カテーテルおよびダイレーターあるいはイントロデューサーなどの血管内に挿入ないし留置されるカテーテル類、あるいは、これらのカテーテル用のガイドワイヤ、スタイレットなど。
　（ｆ）人工気管、人工気管支など。
　（ｇ）体外循環治療用の医療デバイス（人工肺、人工心臓、人工腎臓など）やその回路類。
　本発明の効果を、以下の実施例および比較例を用いて説明する。ただし、本発明の技術的範囲が以下の実施例のみに制限されるわけではない。
　［表面潤滑層の形成］
　１．ブロック共重合体の作製
　（ブロック共重合体１）
　アジピン酸２塩化物７２．３ｇ中に５０℃でトリエチレングリコール２９．７ｇを滴下した後、５０℃で３時間、塩酸を減圧除去して得られたオリゴエステル２２．５ｇにメチルエチルケトン４．５ｇを加え、水酸化ナトリウム５ｇ、３１％過酸化水素６．９３ｇ、界面活性剤ジオクチルホスフェート０．４４ｇ、水１２０ｇよりなる溶液中に滴下し、－５℃で２０分間反応させた。得られた生成物は、水洗、メタノール洗浄を繰り返した後、乾燥させて分子内に複数のパーオキサイド基を有するポリ過酸化物を（ＰＰＯ）を得た。続いて、このＰＰＯを重合開始剤として０．５ｇ、疎水性単量体としてグリシジルメタクリレート（ＧＭＡ）９．５ｇを、ベンゼンを溶媒として、６５℃で２時間、減圧下で撹拌しながら重合した。反応物は、ジエチルエーテルで再沈殿して、分子内にパーオキサイド基を有するポリＧＭＡ（ＰＰＯ－ＧＭＡ）を得た。
　続いて、得られたＰＰＯ－ＧＭＡ１．３５ｇ（ＧＭＡ　９．５ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、親水性単量体としてのＮ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド（ＤＭＡＡ）１１．２ｇ（１１３ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、８０℃に加熱することにより重合した。重合時、溶解させたＰＰＯ－ＧＭＡ濃度及びＤＭＡＡ濃度は表１の通りである。反応物はシクロヘキサンで再沈殿して回収し、親水性部位としてＤＭＡＡ部位、疎水性部位としてＧＭＡ部位を有するブロック共重合体１を作製した。作製したブロック共重合体１のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率を１Ｈ－ＮＭＲにて測定したところ、ＤＭＡＡ：ＧＭＡの比率（すなわち、ブロック共重合体中の親水性部位と疎水性部位のモル比）が１２：１（モル比）であった。また、得られたブロック共重合体１について、３０℃環境下において１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度をＢ型回転粘度計（Ｂｒｏｏｋｓｆｉｅｌｄ社製、装置名：ＤＶ－Ｉ　Ｐｒｉｍｅ）にて測定したところ、６．０ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体２）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．６１ｇ（ＧＭＡ　４．３ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１１．３ｇ（１１４ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、９０℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体２を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体２のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）を測定したところ、２８：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体２の溶液粘度は、４．２ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体３）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．６０ｇ（ＧＭＡ　４．２ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１０．１ｇ（１０２ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、７５℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体３を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体３のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）を測定したところ、２９：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体３の溶液粘度は、１４．０ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体４）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．６５ｇ（ＧＭＡ　４．６ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１０．０ｇ（１０１ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、７０℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体４を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体４のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）を測定したところ、２８：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体４の溶液粘度は、２０．２ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体５）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．４２ｇ（ＧＭＡ　３．０ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１０．０ｇ（１０１ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、７５℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体５を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体５のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）を測定したところ、３６：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体５の溶液粘度は、１１．８ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体６）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．４９ｇ（ＧＭＡ　３．５ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１２．０ｇ（１２１ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、８５℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体６を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体６のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）を測定したところ、３８：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体６の溶液粘度は、８．２ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体７）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．３６ｇ（ＧＭＡ　２．５ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１０．１ｇ（１０２ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、７５℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体７を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体７のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）は、４４：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体７の粘度は、８．８ｍＰａ・ｓであった。
　（ブロック共重合体８）
　ブロック共重合体１と同様にして得られたＰＰＯ－ＧＭＡ０．２４ｇ（ＧＭＡ　１．７ｍｍｏｌ相当）を重合開始剤として、ＤＭＡＡ１０．１ｇ（１０２ｍｍｏｌ）と共にクロロベンゼン中に溶解し、窒素雰囲気下で７時間、７５℃に加熱することにより重合し、ブロック共重合体８を得た。
　上記ブロック共重合体１と同様の方法で、作製したブロック共重合体８のＤＭＡＡ：ＧＭＡ比率（モル比）は、６６：１（モル比）であった。このとき、上記ブロック共重合体１と同様の方法で測定したブロック共重合体８の粘度は、８．２ｍＰａ・ｓであった。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　２．潤滑コートサンプルの作製（表面潤滑層の形成）
　（実施例１：潤滑コートサンプル１）
　上記のようにして得られたブロック共重合体３を３ｗｔ％の濃度になるようにＤＭＦ中に溶解し、コート液とした。ナイロン（登録商標）エラストマー（ＥＬＧ５６６０、ＥＭＳ社製）１５ｍｍ×５０ｍｍ×１ｍｍのプレスシートを、上記の通り作製したコート液でディップコートした後、１３０℃で３時間、加熱処理することによりシート上に表面潤滑層を形成し、潤滑コートサンプル１とした。
　上記のように作製した潤滑コートサンプル１の潤滑コート層最表面の化学組成を、ＸＰＳ（装置：アルバック・ファイ社製　Ｑｕａｎｔｅｒａ　ＳＴＭ、Ｘ線ビーム：５０Ｗ，１５ｋＶ，φ２００μｍ、信号取り込み角：１０°）により測定し、潤滑コートサンプル１における表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。なお、ＸＰＳの測定範囲（測定深度）は、電子の非弾性平均自由工程であり、上記測定条件においては深さ２ｎｍと算出される。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、３８ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、６２ｍｏｌ％であった）。
　なお、親水性部位および疎水性部位の存在比率は、ＸＰＳにより、以下のようにして求めた。
　まず、ＸＰＳにより、表面潤滑層の最表面（深さ２ｎｍまでの範囲）に含まれる炭素原子（Ｃ）および窒素原子（Ｎ）について、ピーク面積より定量的に分析を行い、炭素原子数と窒素原子数の比（ｎＣ／ｎＮ）を求めた。なお、このとき、炭素原子については、Ｃ１ｓレベルからの光電子ピーク強度を解析し、窒素原子については、Ｎ１ｓレベルからの光電子ピーク強度を解析した。
　ここで、親水性部位を構成するＤＭＡＡの炭素原子数は５、疎水性部位を構成するＧＭＡの炭素原子数は７であり、また、ＤＭＡＡの窒素原子数は１、ＧＭＡの窒素原子数は０であるから、以下の数式（１）および（２）が成り立つ。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ここで、「ｐ」は、分析範囲内におけるブロック共重合体中のＤＭＡＡの分子数（正確には、ＤＭＡＡ由来の親水性部位の数）であり、「ｑ」は、ＧＭＡの分子数（正確には、ＧＭＡ由来の疎水性部位の数）である。
　上記数式（１）および（２）より、以下の数式（３）を導出できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　前記の通り、ＸＰＳ測定により炭素原子数と窒素原子数の比（ｎＣ／ｎＮ）が求められているので、これを上記数式（３）に代入することにより、「ｑ／ｐ」すなわち、ブロック共重合体中の疎水性部位の数に対する親水性部位の数の割合を求めることができる。ここで、親水性部位の存在比率と疎水性部位の存在比率の合計は１（１００ｍｏｌ％）であることを考慮し、疎水性部位の存在比率と、親水性部位の存在比率をそれぞれ求めた。
　なお、本実施例では、ＸＰＳ測定による分析対象として、炭素原子および窒素原子を選択したが、ＸＰＳ測定可能な二種の元素であれば、上記と同様の方法に沿ってブロック共重合体中の疎水性部位および親水性部位の存在比率を導出することができる。
　（実施例２：潤滑コートサンプル２）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体４に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル２を作製した。得られた潤滑コートサンプル２について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、３７ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、６３ｍｏｌ％であった）。
　（実施例３：潤滑コートサンプル３）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体５に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル３を作製した。得られた潤滑コートサンプル３について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、３１ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、６９ｍｏｌ％であった）。
　（実施例４：潤滑コートサンプル４）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体５に変更し、かつ、コート液をディップコートした後の加熱処理温度を８０℃に変更したこと以外は潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル４を作製した。得られた潤滑コートサンプル４について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、２１ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、７９ｍｏｌ％であった）。
　（実施例５：潤滑コートサンプル５）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体６に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル５を作製した。得られた潤滑コートサンプル５について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、３０ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、７０ｍｏｌ％であった）。
　（実施例６：潤滑コートサンプル６）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体７に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル６を作製した。得られた潤滑コートサンプル４について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、２７ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、７３ｍｏｌ％であった）。
　（比較例１：潤滑コートサンプル７）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体１に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル７を作製した。得られた潤滑コートサンプル７について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、５１ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、４９ｍｏｌ％であった）。
　（比較例２：潤滑コートサンプル８）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体１に変更し、かつ、コート液をディップコートした後の加熱処理温度を８０℃に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル８を作製した。得られた潤滑コートサンプル８について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、２９ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、７１ｍｏｌ％であった）。
　（比較例３：潤滑コートサンプル９）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体２に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル９を作製した。得られた潤滑コートサンプル９について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、３６ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、６４ｍｏｌ％であった）。
　（比較例４：潤滑コートサンプル１０）
　ブロック共重合体３をブロック共重合体８に変更したこと以外は、潤滑コートサンプル１と同様にして潤滑コートサンプル１０を作製した。得られた潤滑コートサンプル１０について、ＸＰＳを用いて表面潤滑層の最表面に存在するＧＭＡ比率を算出した。このとき、ＸＰＳによるＧＭＡに由来する疎水性部位の存在比率は、１６ｍｏｌ％であった（なお、ＤＭＡＡに由来する親水性部位の存在比率は、８４ｍｏｌ％であった）。
　［表面潤滑層の潤滑性および耐久性の評価］
　上記実施例１～６及び比較例１～４で得られた各潤滑コートサンプル（以下、単に「サンプル」とも略記する）について、下記方法にしたがって、図３に示される摩擦測定機（トリニティーラボ社製、ハンディートライボマスターＴＬ２０１）２０を用いて、表面潤滑層の潤滑性および耐久性を評価した。
　すなわち、上記各サンプル１６をシャーレ１２中に固定し、サンプル１６全体が浸る高さの水１７中に浸漬した。このシャーレ１２を、図３に示される摩擦測定機２０の移動テーブル１５に載置した。円柱状ポリエチレン端子（φ１０ｍｍ、Ｒ１ｍｍ）１３をサンプル１６に接触させ、端子上に４５０ｇの荷重１４をかけた。速度１００ｃｍ／ｍｉｎ、移動距離２ｃｍの設定で、移動テーブル１５を水平に５０回往復移動させた際の摺動抵抗値を測定した。１往復目と５０往復目の摺動抵抗値を記録し、それぞれ初期摺動抵抗値及び試験後摺動抵抗値とした。結果を表２に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
　実施例１～６においては全てのサンプルで初回から良好な潤滑性を示し、５０回の往復摺動試験後においても良好な潤滑性を維持していた。また、実施例の中でも、実施例１および２は、初期摺動抵抗値と、試験後摺動抵抗値とが大きく変化しないことから、極めて優れた耐久性を有していることが示された。この結果により、ブロック共重合体３および４のような粘度（１４．０～２０．２ｍＰａ・ｓ）を有するブロック共重合体を用いると、特に優れた耐久性が得られることが示唆される。さらに、実施例の中でも、実施例３～６は、初期摺動抵抗値が極めて小さいことから、ブロック共重合体５～７のような親水性単量体と疎水性単量体の比率（３６：１～４４：１）を有するブロック共重合体を用いると、優れた潤滑性が得られることを示唆している。
　一方、比較例１は表面潤滑層の最表面のＧＭＡ濃縮が顕著であり、初期の潤滑性は実施例１～６に比べ明らかに悪かった。
　比較例２においては、比較例１よりも加熱処理温度を低くすることで潤滑コート層最表面のＧＭＡ濃縮を抑制できおり、初期の潤滑性は良好であったが、５０回の往復摺動で表面潤滑層は容易に剥離し、試験後の摺動抵抗値は著しく高くなることが示された。
　比較例３においては、ブロック共重合体２の親水性部位の存在比率が高いため、表面潤滑層最表面におけるＧＭＡの濃縮は抑制できているものの、５０回の往復摺動で表面潤滑層が剥離し、試験後の摺動抵抗値は高くなった。これに対し、比較例３と最表面ＧＭＡ比率がほぼ同じで、溶液粘度のみが大きく異なる実施例１および実施例２は、良好な耐久性を示した。
　比較例４においては、ブロック共重合体８の親水性部位の存在比率が極端に高いため、潤滑コート層最表面におけるＧＭＡの濃縮は最も抑制できているが、反応性官能基の数が少なすぎるため、５０回の往復摺動で表面潤滑層は容易に剥離し、試験後の摺動抵抗値は著しく高くなった。
　以上の結果より、本発明に係るブロック共重合体からなる表面潤滑層を有する医療デバイスは、従来技術に比べて優れた潤滑性を発現でき、さらに容易に剥離することがなく、その潤滑性を永続的に発現可能であることが示された。
　本出願は、２０１３年４月１日に出願された日本特許出願番号２０１３－０７５７７０号に基づいており、その開示内容は、参照され、全体として、組み入れられている。
　　１　基材層、
　　１ａ　基材層コア部、
　　１ｂ　基材表面層、
　　２　表面潤滑層、
　　１０　医療デバイス、
　　１２　シャーレ、
　　１３　円柱状ポリエチレン端子、
　　１４　荷重、
　　１５　移動テーブル、
　　１６　潤滑コートサンプル（サンプル）、
　　１７　水、
　　２０　摩擦測定機。

Claims (5)

  1. 　基材層上に、親水性部位と反応性官能基を有する疎水性部位とからなるブロック共重合体により形成された表面潤滑層を有し、
    　該表面潤滑層の最表面における前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％であり、かつ前記ブロック共重合体の１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓである、医療デバイス。
  2. 　前記表面潤滑層の形成に用いられる前記ブロック共重合体の前記親水性部位と前記反応性官能基を有する疎水性部位との比率が２０：１～５０：１の範囲である、請求項１に記載の医療デバイス。
  3. 　前記親水性部位は、アクリル酸、メタクリル酸、Ｎ－メチルアクリルアミド、Ｎ，Ｎ－ジメチルアクリルアミド、アクリルアミド、アクリロイルモルホリン、Ｎ，Ｎ－ジメチルアミノエチルアクリレート、ビニルピロリドン、２－メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン、２－メタクリロイルオキシエチル－Ｄ－グリコシド、２－メタクリロイルオキシエチル－Ｄ－マンノシド、ビニルメチルエーテル、２－ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、４－ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシブチル（メタ）アクリレート、６－ヒドロキシヘキシル（メタ）アクリレート、１，４－シクロヘキサンジメタノールモノ（メタ）アクリレート、１－クロロ－２－ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、ジエチレングリコールモノ（メタ）アクリレート、１，６－ヘキサンジオールモノ（メタ）アクリレート、ペンタエリスリトールトリ（メタ）アクリレート、ジペンタエリスリトールペンタ（メタ）アクリレート、ネオペンチルグリコールモノ（メタ）アクリレート、トリメチロールプロパンジ（メタ）アクリレート、トリメチロールエタンジ（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシ－３－フェニルオキシプロピル（メタ）アクリレート、４－ヒドロキシシクロヘキシル（メタ）アクリレート、２－ヒドロキシ－３－フェニルオキシ（メタ）アクリレート、４－ヒドロキシシクロヘキシル（メタ）アクリレート、シクロヘキサンジメタノールモノ（メタ）アクリレート、ポリ（エチレングリコール）メチルエーテルアクリレート、およびポリ（エチレングリコール）メチルエーテルメタクリレートからなる群から選ばれる１種以上に由来する、請求項１または２に記載の医療デバイス。
  4. 　前記疎水性部位は、グリシジルアクリレート、グリシジルメタクリレート、アクリルグリシジルエーテル、アクリロイルイソシアネート、アクリロイルオキシメチルイソシアネート、アクリロイルオキシエチルイソシアネート、メタクリロイルイソシアネート、メタクリロイルオキシメチルイソシアネート、メタクリロイルオキシエチルイソシアネート、クロトンアルデヒド、アクロレイン、およびメタクロレインからなる群から選ばれる１種以上に由来する、請求項１～３のいずれか１項に記載の医療デバイス。
  5. 　親水性部位を含む化合物と反応性官能基を有する疎水性部位を含む化合物とを、２０：１～５０：１のモル比で重合し、１ｗｔ％クロロホルム溶液の粘度が３０℃の温度環境下で８～３０ｍＰａ・ｓであるブロック共重合体を得て、
    　該ブロック共重合体を含む塗布液を調製し、
    　該塗布液を基材層上にコートして６０～２００℃の範囲で加熱処理し、最表面における
    前記ブロック共重合体の疎水性部位の存在比率が２０～４５ｍｏｌ％である表面潤滑層を
    形成する、医療デバイスの製造方法。
PCT/JP2014/057406 2013-04-01 2014-03-18 医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法 WO2014162872A1 (ja)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015509989A JP6242864B2 (ja) 2013-04-01 2014-03-18 医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法
AU2014247580A AU2014247580B2 (en) 2013-04-01 2014-03-18 Medical device and method for producing medical device
ES14779833T ES2792919T3 (es) 2013-04-01 2014-03-18 Dispositivo médico y método para fabricar dispositivo médico
EP14779833.4A EP2982390B1 (en) 2013-04-01 2014-03-18 Medical device and method for manufacturing medical device
CN201480019070.XA CN105073155B (zh) 2013-04-01 2014-03-18 医疗器械及医疗器械的制造方法
US14/869,245 US9782521B2 (en) 2013-04-01 2015-09-29 Medical device and method for producing medical device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013075770 2013-04-01
JP2013-075770 2013-04-01

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/869,245 Continuation US9782521B2 (en) 2013-04-01 2015-09-29 Medical device and method for producing medical device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014162872A1 true WO2014162872A1 (ja) 2014-10-09

Family

ID=51658172

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/057406 WO2014162872A1 (ja) 2013-04-01 2014-03-18 医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9782521B2 (ja)
EP (1) EP2982390B1 (ja)
JP (1) JP6242864B2 (ja)
CN (1) CN105073155B (ja)
AU (1) AU2014247580B2 (ja)
ES (1) ES2792919T3 (ja)
WO (1) WO2014162872A1 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2016084716A1 (ja) * 2014-11-26 2016-06-02 テルモ株式会社 医療用具およびその製造方法
JP2017036419A (ja) * 2015-08-13 2017-02-16 国立大学法人 東京大学 耐汚染性表面修飾剤、及び表面処理方法
WO2018078929A1 (ja) * 2016-10-28 2018-05-03 王子ホールディングス株式会社 パターン形成方法、下地剤及び積層体

Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
LT3283136T (lt) 2015-04-16 2021-06-25 Hollister Incorporated Hidrofilinės dangos ir jų sudarymo būdai
US20190160205A1 (en) * 2016-07-28 2019-05-30 Toray Industries, Inc. Medical device and method of manufacturing medical device
WO2018038063A1 (ja) 2016-08-25 2018-03-01 テルモ株式会社 親水性共重合体および医療用具
EP3523339A4 (en) * 2016-10-04 2020-06-03 Cornell University LUBRICATING BLOCK COPOLYMERS AND THEIR USE AS BIOMIMETIC LIMIT LUBRICANTS
CN107913437A (zh) * 2016-10-11 2018-04-17 吴遵桃 一种亲水润滑植入电极导线及其制备工艺
CN107913462A (zh) * 2016-10-11 2018-04-17 白龙腾 一种抗降解亲水润滑植入电极导线及其制备工艺
EP3669901B1 (en) 2017-09-20 2021-11-24 Terumo Kabushiki Kaisha Method for producing medical instrument
CN113365674B (zh) * 2019-02-27 2023-02-17 泰尔茂株式会社 医疗用具的制造方法及医疗用具
CN114269400B (zh) * 2019-08-21 2023-12-19 泰尔茂株式会社 医疗器械及其制造方法
CN110684153A (zh) * 2019-09-05 2020-01-14 珠海博纳百润生物科技有限公司 一种亲水性的润滑剂及其应用
JPWO2021054359A1 (ja) * 2019-09-17 2021-03-25
EP4119587A4 (en) * 2020-03-12 2024-03-20 Toray Industries COATING AGENTS AND MEDICAL MATERIAL THEREOF
WO2022104385A2 (en) * 2020-11-13 2022-05-19 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Stability and activity of enzymes by immobilization
CN115252911B (zh) * 2022-07-29 2023-09-22 安徽省纳胜生物科技有限公司 一种高亲水型医用导管及其制备方法

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0833704A (ja) 1994-07-22 1996-02-06 Terumo Corp 湿潤時に表面が潤滑性を有する医療用具及びその製造方法
US5670558A (en) 1994-07-07 1997-09-23 Terumo Kabushiki Kaisha Medical instruments that exhibit surface lubricity when wetted
JPH11263819A (ja) 1998-03-16 1999-09-28 Japan Science & Technology Corp グラフト表面固体とその製造方法
JP2002145971A (ja) 2000-11-13 2002-05-22 Japan Science & Technology Corp ナノ構造機能体
JP2006316169A (ja) 2005-05-12 2006-11-24 Chisso Corp 固形潤滑材
JP2007289299A (ja) * 2006-04-24 2007-11-08 Terumo Corp 医療用具

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0389632A4 (en) * 1988-08-09 1990-12-27 Toray Industries, Inc. Slippery medical material and process for its production
CA2114697C (en) * 1993-02-08 2006-06-13 Kenichi Shimura Medical tool having lubricious surface in a wetted state and method for production thereof
EP2065406B1 (en) * 2006-09-22 2018-12-05 Terumo Kabushiki Kaisha Polymer having visibility in magnetic resonance image and surface lubricity and medical device
BRPI1007272B1 (pt) * 2009-01-28 2018-07-31 Terumo Kabushiki Kaisha Dispositivo médico que possui lubricidade de superfície no estado úmido.

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5670558A (en) 1994-07-07 1997-09-23 Terumo Kabushiki Kaisha Medical instruments that exhibit surface lubricity when wetted
JPH0833704A (ja) 1994-07-22 1996-02-06 Terumo Corp 湿潤時に表面が潤滑性を有する医療用具及びその製造方法
JPH11263819A (ja) 1998-03-16 1999-09-28 Japan Science & Technology Corp グラフト表面固体とその製造方法
JP2002145971A (ja) 2000-11-13 2002-05-22 Japan Science & Technology Corp ナノ構造機能体
JP2006316169A (ja) 2005-05-12 2006-11-24 Chisso Corp 固形潤滑材
JP2007289299A (ja) * 2006-04-24 2007-11-08 Terumo Corp 医療用具

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
J. AM. CHEM. SOC., vol. 117, 1995, pages 5614
MACROMOLECULES, vol. 28, 1995, pages 7901
MACROMOLECULES, vol. 31, 1998, pages 5934 - 5936
SCIENCE, vol. 272, 1996, pages 866
TAKU AOIKE ET AL.: "Effect of Surface Structure on Lubrication in Water of Hydrophilic/ Hydrophobic Block Copolymer Coating Membrane", JOURNAL OF JAPAN PETROLEUM INSTITUTE, vol. 41, no. 4, 1998, pages 278 - 284, XP055295442 *

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2016084716A1 (ja) * 2014-11-26 2016-06-02 テルモ株式会社 医療用具およびその製造方法
CN106999636A (zh) * 2014-11-26 2017-08-01 泰尔茂株式会社 医疗用具及其制造方法
US20170258966A1 (en) * 2014-11-26 2017-09-14 Terumo Kabushiki Kaisha Medical device, and method for producing medical device
JPWO2016084716A1 (ja) * 2014-11-26 2017-09-14 テルモ株式会社 医療用具およびその製造方法
US10098988B2 (en) 2014-11-26 2018-10-16 Terumo Kabushiki Kaisha Medical device, and method for producing medical device
CN106999636B (zh) * 2014-11-26 2020-08-04 泰尔茂株式会社 医疗用具及其制造方法
JP2017036419A (ja) * 2015-08-13 2017-02-16 国立大学法人 東京大学 耐汚染性表面修飾剤、及び表面処理方法
WO2018078929A1 (ja) * 2016-10-28 2018-05-03 王子ホールディングス株式会社 パターン形成方法、下地剤及び積層体
JPWO2018078929A1 (ja) * 2016-10-28 2019-10-03 王子ホールディングス株式会社 パターン形成方法、下地剤及び積層体
US11066571B2 (en) 2016-10-28 2021-07-20 Oji Holdings Corporation Pattern forming method, under coating agent, and laminate

Also Published As

Publication number Publication date
EP2982390B1 (en) 2020-04-22
EP2982390A1 (en) 2016-02-10
AU2014247580A1 (en) 2015-10-15
EP2982390A4 (en) 2016-12-07
JP6242864B2 (ja) 2017-12-06
US20160015869A1 (en) 2016-01-21
JPWO2014162872A1 (ja) 2017-02-16
AU2014247580B2 (en) 2018-02-22
CN105073155B (zh) 2018-10-19
ES2792919T3 (es) 2020-11-12
CN105073155A (zh) 2015-11-18
US9782521B2 (en) 2017-10-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6242864B2 (ja) 医療デバイスおよび医療デバイスの製造方法
JP6619360B2 (ja) 医療用具およびその製造方法
US20160375180A1 (en) Method for producing medical device and medical device
JPWO2018038063A1 (ja) 親水性共重合体および医療用具
JP5547095B2 (ja) 湿潤時に表面が潤滑性を有する医療用具
JP2018000746A (ja) 医療用具
JP2013192885A (ja) 医療用具およびその製造方法
WO2013105394A1 (ja) 潤滑コート剤および当該潤滑コート剤で被覆されてなる医療デバイス
JP5770727B2 (ja) 医療用具の製造方法
JP6110186B2 (ja) 潤滑コート剤および医療デバイス
JP5923313B2 (ja) 医療用具およびその製造方法
JP7252225B2 (ja) 親水性共重合体および医療用具
JP2016150163A (ja) 医療用具の製造方法
JP7140769B2 (ja) 医療用具の製造方法
JP2013169283A (ja) 医療用具の製造方法および医療用具
JP2020028639A (ja) 医療用具の製造方法および医療用具
JP7389102B2 (ja) 医療用具の製造方法および医療用具
JP2024010351A (ja) 医療用具
JP2020039826A (ja) 医療用具の製造方法および医療用具

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201480019070.X

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 14779833

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2015509989

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2014779833

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2014247580

Country of ref document: AU

Date of ref document: 20140318

Kind code of ref document: A