WO2017169466A1 - 医療用具コーティング用液状物および摺動性被膜保有医療用具 - Google Patents

医療用具コーティング用液状物および摺動性被膜保有医療用具 Download PDF

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medical device
coating
polysiloxane
liquid
syringe
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阿部　吉彦
英明 木南
努 上田
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テルモ株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a liquid for medical device coating capable of imparting stable slidability to a medical device, and a medical device having a slidable coating film having stable slidability.
  • the syringe is generally composed of an outer cylinder, a gasket that can slide in the syringe, and a plunger that moves the gasket.
  • a gasket for syringes silicone oil or the like is applied as a lubricant to the sliding part of the outer surface or the inner surface of the syringe in order to improve slidability and obtain high flow accuracy without causing great disturbance in the discharge of the chemical solution. Yes.
  • a lubricant such as silicone oil occurs depending on the chemical solution.
  • Patent Document 4 Japanese Patent Laid-Open No. 2004-321614 relating to a gasket having a coating film made of a fluorine resin, a silicon resin, and a urethane resin, a slidability imparting component, and a flexibility imparting component.
  • Patent Document 5 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-167110 relating to a gasket having a coating film formed of a composition containing a solid fine particle held on the coating film to form a rough surface on the gasket
  • Patent Document 6 Japanese Patent Laid-Open No. 2008-287) have been proposed.
  • Patent Document 7 International Publication WO2009 / 084646
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 62-32470
  • Patent Document 2 Japanese Patent Laid-Open No. 2002-089717
  • Patent Document 3 US Pat. No. 7,111,848
  • the prefilled syringe preparation is required to have performances such as discharge of a chemical solution under a high pressure and stable discharge of a small amount of drug solution over a long period of time using a syringe pump or the like.
  • liquid tightness and slidability which are basic performances required for a syringe.
  • the moving speed when discharging at 1 mL / hour in a syringe having a diameter of about 24 mm is about 2 mm / hour, such that it cannot be visually confirmed.
  • an unstable discharge state called pulsation may occur, and the drug solution may not be accurately administered.
  • Patent Document 4 Japanese Patent Laid-Open No. 2004-321614
  • Patent Document 5 Japanese Patent Laid-Open No. 2006-167110
  • Patent Document 6 Japanese Patent Laid-Open No. 2008-2008
  • Patent Document 7 Japanese Patent Application No. 2007-339649
  • prefilled syringes for biopharmaceuticals in recent years have become very effective because drug aggregation induced by silicone oil can be avoided by not using a lubricant such as silicone oil.
  • some biopharmaceuticals have high viscosity, and those having stable sliding properties without applying a lubricant to the sliding surface and having a lower sliding resistance value have been demanded. It was.
  • the present invention solves the above-described problems, and provides a liquid for medical device coating and sliding that can exhibit stable sliding performance with a lower sliding resistance value without applying a lubricant to the sliding surface.
  • a medical device having a protective film is provided.
  • a liquid for coating a medical device for imparting slidability to the medical device wherein the coating liquid has a first polysiloxane having a silanol group only at one end and a silanol group at both ends.
  • a medical device that comes into contact with or is inserted into a living body during use comprising a slidable coating provided on a portion that contacts the medical member or the inside of the living body, and
  • the dynamic coating includes a main skeleton mainly composed of a condensate of reactive polysiloxane having both terminal silanol groups, and a large number of cross-linked parts by polyfunctional silane, and at least a part of the cross-linked parts include the above-mentioned
  • a syringe having an outer cylinder, the above-described syringe gasket slidably accommodated in the outer cylinder, and a plunger attached to or attachable to the gasket.
  • FIG. 1 is a front view of a syringe gasket which is an embodiment of the medical device having a slidable film of the present invention.
  • 2 is a cross-sectional view of the syringe gasket shown in FIG.
  • FIG. 3 is a plan view of the syringe gasket shown in FIG. 1.
  • FIG. 4 is a bottom view of the syringe gasket shown in FIG. 1.
  • FIG. 5 is a longitudinal sectional view of a prefilled syringe which is an embodiment of the medical device having a slidable film of the present invention.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view of a guide wire as an embodiment of the medical device having a slidable coating layer of the present invention.
  • the liquid for medical device coating and the medical device having a slidable coating film according to the present invention will be described. Then, the liquid material for medical device coating of this invention is demonstrated.
  • the liquid for medical device coating of the present invention contains a first polysiloxane having a silanol group only at one end, a second polysiloxane having a silanol group at both ends, and a polyfunctional silane.
  • an aqueous solvent is used for the liquid for medical device coating of the present invention.
  • the aqueous solvent water is suitable. Moreover, you may add alcohol, surfactant, etc. to an aqueous solvent.
  • the liquid for medical device coating is preferably an aqueous emulsion.
  • the liquid for medical device coating may be either a thermosetting type or a room temperature curable type, but is preferably a thermosetting type coating liquid from the viewpoint of workability.
  • the surfactant is preferably an anionic surfactant.
  • Any anionic (anionic) surfactant may be used, including aliphatic monocarboxylates, polyoxyethylene alkyl ether carboxylates, N-acyl sarcosinates, N-acyl glutamates, and dialkyl sulfosuccinates.
  • Acid salt alkane sulfonate, alpha olefin sulfonate, linear alkylbenzene sulfonate, molecular chain alkylbenzene sulfonate, naphthalenesulfonate-formaldehyde condensate, alkylnaphthalenesulfonate, N-methyl-N-acyl Taurine, alkyl sulfate, polyoxyethylene alkyl ether sulfate, fat and oil sulfate ester salt, alkyl phosphate, polyoxyethylene alkyl ether sulfate, polyoxyethylene alkyl phenyl ether sulfate and the like can be used.
  • nonionic (nonionic) surfactants may be used. Any nonionic (nonionic) surfactant may be used. Polyoxyethylene alkyl ether, polyoxyalkylene derivative, polyoxyethylene alkylphenyl ether, polyoxyethylene sorbitan fatty acid ester, fatty acid alkanolamide, glycerin fatty acid Esters, sorbitan fatty acid esters, polyoxyethylene alkylamines, alkylalkanolamides, and the like can be used.
  • the first polysiloxane having a silanol group only at one end is a polysiloxane having a silanol group only at one end and a non-reactive group (non-reactive functional group) at the other end.
  • the first polysiloxane is preferably a polydimethylsiloxane having a single-end silanol group and a single-end trimethylsilyl group.
  • the first polysiloxane specifically, polydimethylsiloxane
  • those having a molecular weight of 3,000 to 50,000 are preferred, and those having a molecular weight of 4,000 to 30,000 are particularly suitable.
  • the first polysiloxane can be said to be a reactive silicone having a one-end silanol group.
  • the first polysiloxane specifically, one-end silanol one-end trialkylsilyl polydimethylsiloxane such as one-end silanol one-end trimethylsilyl polydimethylsiloxane, one-end silanol one-end triethylsilyl polydimethylsiloxane, and the like are preferable.
  • the form of the first polysiloxane is not particularly limited, but an emulsion obtained by dispersing and emulsifying the above polysiloxane in an aqueous medium is suitable.
  • the second polysiloxane having silanol groups at both ends preferably has a molecular weight of 200,000 to 500,000, particularly 250,000 to 400,000. Some are preferred.
  • the second polysiloxane can be said to be a reactive polysiloxane having both end silanol groups.
  • polysiloxane-based silicones having silanol groups at both ends such as both-end silanol polydimethylsiloxane, both-end silanol polydiphenylsiloxane, and both-end silanol diphenylsiloxane-dimethylsilokine sun copolymer are suitable.
  • the form of the second polysiloxane is not particularly limited, but the above-described reactive polysiloxane compound or a polysiloxane composed of a condensate thereof is dispersed, emulsified and dissolved in an aqueous medium.
  • an emulsion obtained by combining polysiloxane with an organic polymer can be used as the form of the second polysiloxane.
  • the ratio of the first polysiloxane content and the second polysiloxane content in the liquid for medical device coating is preferably 50:50 to 5:95, particularly 40:60 to 10:90. It is preferable that
  • the polyfunctional silane one having at least two reactive functional groups is used.
  • the polyfunctional silane preferably has three reactive functional groups.
  • the polyfunctional silane may be any one having a plurality of the same reactive functional groups, or one having some or all different reactive functional groups.
  • the polyfunctional silane is preferably nitrogen-containing silane, epoxy silane, alkyl silane, or a combination of two or more. Specifically, as the polyfunctional silane, alkylalkoxysilane, phenylalkoxysilane, alkylphenoxysilane, aminoalkylalkoxysilane, glycidoxyalkylalkoxysilane, or the like is preferable.
  • the liquid for medical device coating of the present invention contains alkyl alkoxysilane or phenyl alkoxysilane as the first polyfunctional silane, and further contains nitrogen-containing silane as the second polyfunctional silane and / or glycidoxy. It is preferable that alkyl alkoxysilane is contained as the third polyfunctional silane.
  • alkyl alkoxysilane alkylphenoxysilane, phenylalkoxysilane, etc. are preferable.
  • the alkylalkoxysilane has at least one alkyl group having 1 to 20 carbon atoms and at least one alkoxy group having 1 to 4 carbon atoms.
  • first polyfunctional silane examples include methyltrimethoxysilane, methyltriethoxysilane, methyltriisobutoxysilane, methyltributoxysilane, methyl sec-trioctyloxysilane, isobutyltrimethoxysilane, and cyclohexylmethyl.
  • Dimethoxysilane diisopropyldimethoxysilane, propyltrimethoxysilane, diisobutyldimethoxysilane, n-octylmethoxysiloxane, ethyltrimethoxysilane, dimethyldimethoxysilane, octyltriethoxysilane, hexyltrimethoxysilane, hexyltriethoxysilane, octamethylcyclotetra Siloxane, methyltri (acryloyloxyethoxy) silane, octyltriethoxysilane, lauryltriethoxysilane, stearyl Limethoxysilane, stearyltriethoxysilane, ethyltriethoxysilane, propyltriethoxysilane, butyltrimethoxysilane, butyltriethoxysilane, pen
  • alkylphenoxysilane for example, methyltriphenoxysilane is suitable.
  • phenoxyalkoxysilane phenyltrimethoxysilane, phenyltriethoxysilane, diphenyldimethoxysilane, diphenyldiethoxysilane and the like are preferable.
  • methyltri (glycidyloxy) silane trimethylchlorosilane, dimethylchlorosilane, methyltrichlorosilane, tetraethoxysilane, heptadecafluorodecyltrimethoxysilane, tridecafluorooctyltrimethoxysilane, tetrapropoxy Runs can also be used.
  • the blending amount in the liquid for medical device coating of the present invention is preferably 0.01 to 10 wt%, more preferably 0.1 to 5 wt% with respect to the first and second polysiloxanes. If it is less than 0.1 wt%, it is difficult to obtain sufficient stability of the coating liquid, and if it exceeds 10 wt%, the adhesion between the coating layer and the substrate becomes insufficient, such being undesirable.
  • Examples of the nitrogen-containing silane of the second polyfunctional silane include an alkoxysilane having a ureido group (—NH—CO—NH 2 ) and an alkoxysilane having a ureylene group (—NH—CO—NH—).
  • Alkoxysilanes having a ureido group (—NH—CO—NH 2 ) and alkoxysilanes having a ureylene group (—NH—CO—NH—) include ⁇ -ureidopropyltriethoxysilane and ⁇ -ureidopropyldiethoxymethylsilane.
  • water-soluble is preferable from the viewpoint of dispersibility, and ⁇ -ureidopropyltriethoxysilane which is easily available from the viewpoint of commercial distribution is preferable.
  • Another preferred reaction product of an alkoxysilane having an amino group and a dicarboxylic acid anhydride has an amino group / carboxylic acid molar ratio of 0.5 to 2, preferably 0.8 to 1. It can be obtained by mixing an alkoxysilane having an amino group and a dicarboxylic acid anhydride at a blending ratio of 2 and reacting in a solvent at a temperature of room temperature to 90 ° C. for several hours to tens of hours.
  • the solvent to be used include alcohols such as methanol, ethanol and isopropanol, and ketones such as acetone and methyl ethyl ketone, and it is preferably carried out under reflux of the solvent.
  • alkoxysilane having an amino group examples include 3-aminopropyltriethoxysilane, 3- (2-aminoethyl) aminopropyltrimethoxysilane, 3- (2-aminoethyl) aminopropylmethyldimethoxysilane, and 3-aminopropyltrimethoxysilane.
  • Methoxysilane, 3-phenylaminopropyltrimethoxysilane and the like are preferable.
  • dicarboxylic acid anhydride examples include phthalic anhydride, succinic anhydride, maleic anhydride, glutaric anhydride, and the like.
  • the blending amount in the coating liquid is preferably 1 to 10 wt%, more preferably 3 to 8 wt% with respect to the first and second polysiloxanes. If it is less than 1 wt%, the adhesion between the coating layer and the substrate will be insufficient, and if it exceeds 10 wt%, the flexibility and extensibility of the coating layer will decrease and the adhesion with the substrate will be insufficient. Since it becomes a thing, it is not preferable.
  • glycidoxyalkylalkoxysilane As the third polyfunctional silane.
  • glycidoxyalkylalkoxysilane include 3-glycidoxypropyltrimethoxysilane, 3-glycidoxypropyltriethoxysilane, 3-glycidoxypropylmethyldiethoxysilane, 3-glycidoxypropylmethyldimethoxysilane, 2- (3,4-epoxycyclohexyl) ethyltrimethoxysilane and the like are preferred.
  • the blending amount in the coating liquid is preferably 1 to 10 wt%, more preferably 3 to 8 wt% with respect to the first and second polysiloxanes.
  • the liquid for medical device coating of the present invention does not contain “solid fine particles”.
  • solid fine particles refers to particles having a size that affects the roughness of the outer surface when a film is formed using a liquid for medical device coating. Specifically, , which has a particle size greater than 10% of the thickness of the coating.
  • the liquid for medical device coating may use a catalyst for promoting thermosetting as an additive.
  • a catalyst for promoting thermosetting acids, alkalis, amines, metal organic salts, titanates, and borates are used, and zinc octylate, iron octylate, or organic acid salts such as cobalt, tin, and lead are preferable.
  • organic acid salts of tin include bis (2-ethylhexanoate) tin, bis (neodecanoate) tin, di-n-butylbis (2-ethylhexylmalate) tin, di-n-butylbis (2,4 -Pentandionate) tin, di-n-butylbutoxychlorotin, di-n-butyldiacetoxytin, di-n-butyldilauratetin, dimethyldinedecanoatetin, dimethylhydroxy (oleate) tin,
  • tin dioctyl dilaurate can be used.
  • a first polysiloxane liquid (emulsion), a second polysiloxane liquid (emulsion), and a polyfunctional silane liquid are prepared. Then, the first polysiloxane liquid (emulsion), the second polysiloxane liquid (emulsion), the polyfunctional silane liquid, the catalyst, and the surfactant are added to the purified water. By mixing, a liquid for medical device coating can be produced. The liquid for medical device coating produced in this way forms an aqueous emulsion.
  • the medical device having a slidable coating film of the present invention is a medical device that comes into contact with a medical member during use or is inserted into a living body. Specifically, it is a medical device that moves in contact with the inner surface of the medical member or the living body.
  • the medical device having a slidable film of the present invention includes a slidable film provided on a medical member or a portion in contact with the living body.
  • the slidable coating includes a main skeleton mainly composed of a condensate of reactive silicone having silanol groups at both ends, and a large number of cross-linked portions of polyfunctional silane. Furthermore, dimethylpolysiloxane having one end bonded to the cross-linked portion and the other end not bonded to the main skeleton and the cross-linked portion is bonded to at least a part of the cross-linked portion. is doing.
  • FIG. 1 is a front view of a gasket according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the gasket shown in FIG.
  • FIG. 3 is a plan view of the gasket shown in FIG.
  • FIG. 4 is a bottom view of the gasket shown in FIG.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of a prefilled syringe using the gasket shown in FIG.
  • the medical device having a slidable coating film of this embodiment is a syringe gasket 1 which is stored in a liquid-tight and slidable manner inside a syringe outer cylinder 11 which is a medical member.
  • a gasket 1 that is a medical device having a slidable coating according to the present invention is a gasket that is slidably in contact with an outer cylinder of a syringe, and includes a slidable coating 3 provided on a portion in contact with the syringe.
  • the slidable coating 3 includes a main skeleton mainly composed of a reactive silicone condensate having silanol groups at both ends, and a large number of cross-linked portions of polyfunctional silane. Furthermore, dimethylpolysiloxane having one end bonded to the cross-linked portion and the other end not bonded to the main skeleton and the cross-linked portion is bonded to at least a part of the cross-linked portion. is doing.
  • the gasket 1 of this example is a gasket 1 for a syringe and is stored in a liquid-tight and slidable manner inside an outer cylinder 11 for a syringe. Moreover, the gasket 1 is provided with the coating 3 provided in the part which contacts the outer cylinder 11, and the coating 3 becomes a specific coating mentioned later.
  • the gasket 1 includes a gasket body (in other words, a core) 2 and a slidable coating 3 provided at least on the outer surface of the core 2 and in contact with the inner surface of the outer cylinder. Note that the coating 3 may be provided on the entire outer surface of the core 2.
  • the core 2 of the syringe gasket 1 has a main body portion 5 that extends to substantially the same outer diameter, and is provided on the distal end side of the main body portion 5 and is tapered toward the distal end side.
  • a taper portion 6 having a reduced diameter
  • a plunger mounting portion 4 provided inside from the proximal end of the main body portion 5 toward the distal end side
  • a distal end side annular rib 7a provided on a side surface of the distal end portion of the main body portion 5
  • a rear end side annular rib 7 b provided on the rear end side surface of the main body 5 is provided.
  • the plunger mounting portion 4 is a substantially cylindrical concave portion extending from the base end to the vicinity of the distal end portion inside the main body portion 5.
  • a threaded portion 8 that can be threadedly engaged with a threaded portion formed in the portion is provided.
  • the front end surface of the recess is formed substantially flat.
  • the plunger mounting portion is not limited to the screwing portion, and may be an engaging portion that engages with the distal end portion of the plunger, or a combination of both.
  • the attachment operation is performed by screwing, but the engagement state may be maintained by an engagement portion provided separately.
  • annular ribs 7 a and 7 b are made slightly larger than the inner diameter of the syringe outer cylinder 11, they are compressed and deformed in the outer cylinder 11. In the embodiment, two annular ribs are provided, but one or three or more ribs may be provided.
  • the constituent material of the core (gasket body) 2 is preferably an elastic material.
  • the elastic material is not particularly limited.
  • natural rubber isoprene rubber, butyl rubber, chloroprene rubber, nitrile-butadiene rubber, styrene-butadiene rubber, silicone rubber and other various rubber materials (particularly those vulcanized) Styrene elastomers, hydrogenated styrene elastomers, polyolefins such as polyethylene, polypropylene, polybutene, ⁇ -olefin copolymers, oils such as liquid paraffin, process oil, talc, cast, mica, etc. What mixed the powder inorganic substance is mentioned.
  • polyvinyl chloride elastomers olefin elastomers, polyester elastomers, polyamide elastomers, polyurethane elastomers, and mixtures thereof can be used as constituent materials.
  • a constituent material butyl rubber is particularly preferable from the viewpoint of having elastic characteristics and capable of high-pressure steam sterilization, and diene rubber and styrene elastomer from the viewpoint of enabling ⁇ -ray sterilization and electron beam sterilization. preferable.
  • the slidable coating 3 may be provided at least on the annular rib portion. Specifically, the coating 3 only needs to be provided on the tip-side annular rib 7a and the base-side annular rib 7b.
  • the coating 3 may be formed on the entire outer surface of the core 2.
  • the thickness of the coating 3 is preferably 1 to 30 ⁇ m, particularly preferably 3 to 10 ⁇ m. If it is 1 ⁇ m or more, the required sliding performance is exhibited, and if it is 30 ⁇ m or less, the elasticity of the gasket is not affected.
  • the coating 3 does not contain solid fine particles.
  • the slidable coating 3 is made of a material having a lower friction coefficient than the elastic material constituting the core 2.
  • the slidable coating 3 includes a main skeleton mainly composed of a reactive silicone condensate having silanol groups at both ends, and a large number of cross-linked portions of polyfunctional silane. Further, at least a part of the cross-linked portion has one end bonded to the cross-linked portion and the other end not bonded to the main skeleton and the cross-linked portion without the reactive functional group (reactive group). Polysiloxane is bonded.
  • the polysiloxane having one end bonded to the cross-linked portion and the other skeleton not bonded to the main skeleton and the cross-linked portion is bonded to a certain number of cross-linked portions. It is preferable. In particular, it is preferable that 5 to 50% of the cross-linked portion of the slidable film is bonded with polysiloxane having the other one end not having a reactive functional group and not bonded to the main skeleton.
  • the coating 3 contains a silicone compound (condensate or cured product) as exemplified by the following chemical formula (1) and contains such a type of silicone compound as a main component.
  • R in the chemical formula (1) is an alkyl group, and the methyl group in the formula may be another alkyl group (for example, an ethyl group, a propyl group, etc.).
  • the repeating unit n is preferably 40 to 680, and m1 and m2 are preferably integers of 2,700 to 6,800.
  • the slidable coating 3 is formed by applying the above-described coating liquid to a target site of a medical device and curing it.
  • the coating 3 contains a silicone compound as exemplified by the above chemical formula (1) as a main component.
  • the silicone compound represented by the chemical formula (1) has a portion A that is a condensate of a second siloxane (second polysiloxane) having silanol groups at both ends. This portion A forms the main skeleton.
  • the silicone compound (coating 3) as illustrated by the chemical formula (1) is formed of polyfunctional silane and has a cross-linked part B connecting the parts A (main skeleton). A large number of cross-linked portions B exist in the coating 3.
  • the crosslinked part B of the silicone compound (coating 3) as exemplified by the chemical formula (1) has one end bonded to the crosslinked part, and has no reactive functional group on the main skeleton and the crosslinked part.
  • Polysiloxane (part C: specifically, dimethylpolysiloxane) having one other end not bonded is bonded.
  • the portion C bonded to the bridging portion B is derived from a first siloxane (first polysiloxane) having a silanol group only at one end and a non-reactive group at the other end.
  • the slidable film 3 has sufficient slidability by having the main skeleton and the cross-linked portion, and has one end bonded to at least a part of the cross-linked portion and the other end is reactive.
  • the first polysiloxane having no functional group (reactive group) and having a free end (free end) that is not bonded to any compound, it has higher slidability. It has become.
  • the first polysiloxane is preferably bonded to a certain number of cross-linked portions.
  • the first polysiloxane dimethylpolysiloxane is preferably bonded.
  • the other one terminal which has a non-reactive group is a trimethylsilyl group.
  • the amount of bonding of the first polysiloxane to the cross-linked portion is preferably 5 to 50% of the total cross-linked portion, and particularly preferably 10 to 40%.
  • the slidable film 3 is composed of the first polysiloxane and the second polysiloxane bonded to the cross-linked portion, and the amount of the cross-linked portion can be ignored. It can be defined as a percentage.
  • the main skeleton constituting the coating 3 may include dimethylpolysiloxane having no reactive functional group (reactive group) and terminating at one end.
  • the film 3 may contain a silicone compound (condensate or cured product) as exemplified by the following chemical formula (2).
  • R in the chemical formula (2) is an alkyl group, and the methyl group in the formula may be another alkyl group (for example, an ethyl group, a propyl group, or the like).
  • the repeating unit n is preferably 40 to 680, and m ⁇ , k and s are preferably integers of 2,700 to 6,800.
  • a part of the main skeleton is not a continuous polysiloxane having both ends bonded to a polyfunctional silane, but a second siloxane having a silanol group at both ends (second A first siloxane (first polysiloxane) portion having a silanol group only at one end and a non-reactive group at the other end via a polyfunctional silane at one end of the polysiloxane)
  • D is a portion A1 which is directly bonded (without interposing a polyfunctional silane).
  • the one end having the non-reactive group forms a free end (free end) that does not have a reactive functional group and is not bonded to any compound.
  • the main skeleton contains a polysiloxane having no reactive functional group and terminating at one end (for example, dimethylpolysiloxane).
  • the ratio (weight ratio) between the part A and the part A1 in the chemical formula (2) is preferably 50:50 to 95: 5, and particularly preferably 60:40 to 90:10.
  • the coating film has sufficient strength, and when the portion A1 exists to some extent, high slidability is imparted.
  • the coating 3 includes a main skeleton mainly composed of a condensate of reactive silicone having both terminal silanol groups, and a large number of cross-linked portions by polyfunctional silane.
  • a polyfunctional silane having no reactive functional group and having a plurality of dimethylpolysiloxanes terminated at one end may be contained.
  • R in the chemical formula (3) is an alkyl group, and the methyl group in the formula may be another alkyl group (for example, an ethyl group, a propyl group, or the like).
  • the repeating unit in the formula is as shown in chemical formulas (1) and (2).
  • the coating 3 formed on the gasket of the present invention preferably does not contain “solid fine particles”.
  • the term “solid fine particles” as used herein refers to particles having a size that affects the roughness of the outer surface of the coating 3 when it is formed. Specifically, it is 10% of the thickness of the coating 3. It has a larger particle size.
  • the method for forming the coating layer can be obtained by applying a coating liquid to a clean gasket surface and then curing.
  • a conventionally known method such as dipping or spraying can be used.
  • the coating solution spray coating
  • spray coating it is preferable to perform the heat treatment on the coating target portion of the gasket at about 60 to 120 ° C. By doing so, the coating liquid is quickly fixed to the surface to be coated without water repellency.
  • the curing method may be left at room temperature, but heat curing is preferred.
  • the method of heat-curing is not particularly limited as long as it is a method that does not alter or deform the gasket base material, and examples thereof include hot air drying and a drying furnace using infrared rays. Or it can also carry out by a conventionally well-known method, such as the method of using a vacuum dryer.
  • the thickness of the film to be formed may be about 1 to 30 ⁇ m, preferably 3 to 10 ⁇ m. In forming such a coating layer, it can be easily formed by appropriately controlling the concentration of the liquid mixture, the dipping method, or the spraying method.
  • the syringe 10 of the present invention includes an outer cylinder 11, a gasket 1 slidably accommodated in the outer cylinder 11, and a plunger 17 attached to or attachable to the gasket 1.
  • the syringe 10 includes a syringe outer cylinder 11 provided with an injection needle mounting portion 15 at the front end portion and a flange 16 facing the rear end portion, and an outer syringe portion.
  • the syringe gasket 1 that can slide in an airtight and airtight manner on the inner surface 12 of the cylinder 11, the plunger 17 that can be attached to or attached to the syringe gasket 1, and the injection needle mounting portion 15 of the syringe outer cylinder 11 are sealed. It consists of a sealing member 18 to be stopped, and a medicine storage portion for storing a medicine 26 formed between the sealing member 18, the outer cylinder inner surface 12, and the syringe gasket 1.
  • an injection needle may be attached to the injection needle attachment portion 15 instead of the sealing member 18.
  • a removable elastic cap as shown in FIG. 5 is used as the sealing member.
  • a sealing member although it is preferable, what can insert a double-headed needle directly may be used.
  • the gasket 1 is provided with the coating 3 described above. And in this syringe 10, it is preferable that the dynamic sliding resistance value at the time of low speed sliding (100 mm / min) of the gasket 1 in the outer cylinder 11 is 20 N or less. Such a low dynamic sliding resistance value can be obtained when the gasket 1 has the coating 3 described above.
  • the dynamic sliding resistance value when the gasket 1 is slid at a low speed (100 mm / min) in the outer cylinder 11 is preferably 1N to 20N.
  • this medical device is a prefilled syringe 25, and includes a syringe 10 and a medicine 26 as shown in FIG.
  • the outer cylinder 11 for a syringe is a cylindrical member in which an injection needle mounting portion 15 is provided at a front end portion and a flange 16 is provided at a rear end portion.
  • the syringe outer cylinder 11 is made of a transparent or translucent material. Preferably, it is made of a material having low oxygen permeability and water vapor permeability. Further, the forming material is preferably a material having a glass transition point of 110 ° C. or higher or a melting point.
  • various hard plastic materials for example, polypropylene, polyethylene, poly (4-methylpentene-1), polyolefin such as cyclic polyolefin, polyethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, amorphous polyarate Polyester, polystyrene, polyamide, polycarbonate, polyvinyl chloride, acrylic resin, acrylonitrile-butadiene-styrene copolymer, amorphous polyetherimide, etc.
  • polypropylene polyethylene
  • polyolefin such as cyclic polyolefin
  • polyethylene terephthalate polyethylene naphthalate
  • amorphous polyarate Polyester polystyrene
  • polyamide polycarbonate
  • polyvinyl chloride acrylic resin
  • acrylic resin acrylonitrile-butadiene-styrene copolymer
  • amorphous polyetherimide etc.
  • polypropylene poly (4-methylpentene-1), Cyclic polyolefin, polyethylene naphthalate, and amorphous polyetherimide are preferable in terms of transparency and heat sterilization resistance.
  • These resins are not limited to the outer cylinder and can be used in common for containers that can store medicines. Further, glass may be used as a forming material.
  • the plunger 17 includes a main body portion 20 extending in the axial direction having a cross-shaped cross section, and a plunger-side screwing provided at a distal end portion of the plunger 17 screwed with the plunger mounting portion 4.
  • Part 21 a disc-shaped gasket support part provided between plunger-side threaded part 21 and main body part 20, pressing disk part 22 provided at the rear end of main body part 20, and main body part 20 is provided with a disk-shaped rib (not shown) provided in the middle.
  • the medicine 26 is stored inside the syringe 10 of this embodiment.
  • the drug 26 may be a liquid agent or a solid agent such as a powder or a freeze-drying agent.
  • a drug solution such as a low-viscosity and high penetrating drug solution such as a drug solution containing a surfactant is used.
  • the case where it is stored is preferable because it is a syringe that does not require silicone oil, but it can be stored properly even though it is difficult to achieve both the slidability and liquid tightness of the gasket.
  • the coating 3 is provided on the syringe gasket 1 also on the portion in contact with the stored medicine, it is possible to prevent the medicine adsorption or the like even with a highly adsorbing medicine such as a medicine containing a poorly water-soluble medicine. Therefore, it is preferable to use such a drug.
  • a hard or semi-hard resin such as polyvinyl chloride, high density polyethylene, polypropylene, polystyrene, polyethylene terephthalate, polycarbonate, and acrylic resin.
  • the above-described syringe is an example of a medical device that moves in contact with a medical member.
  • a medical device is not limited to a syringe and may be any medical device as long as it is slidably in contact with a medical member.
  • it may be a vial with a rubber stopper, an infusion bag, a blood collection tube, a reduced pressure blood collection tube, or the like.
  • the medical device of the present invention is not limited to a syringe gasket, and may be any medical device such as an O-ring, a stopper, and a lid as long as it can slidably contact a medical member.
  • it may be a rubber stopper for a vial, a lid for an infusion bag, or the like.
  • the medical device of the present invention may be a medical device inserted into a living body.
  • medical devices that are inserted into the living body include catheters, guide wires, and vasodilators.
  • the medical device of the present invention moves in contact with a living body (for example, a blood vessel, an inner surface of a digestive tract, an outer surface of an organ) during insertion into the living body.
  • a catheter that is inserted into a catheter that is a medical member for example, a guiding catheter
  • a distal end portion thereof is guided to a target site in the living body, Guide wires, vasodilators, etc.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view of one embodiment of the guide wire of the present invention.
  • the guide wire 50 of this embodiment includes an inner core 52 and a slidable coating 53 that encapsulates the inner core 52.
  • the slidable film 53 is made of silicone rubber and contains carbon nanotubes and silicone resin fine particles.
  • the guide wire of the embodiment shown in FIG. 6 includes an inner core 52 in which a rigid main body 52a and a tip 52b having a smaller diameter and lower rigidity than the main body 52a are integrally formed, and an inner core 52 And a slidable coating 53 that encapsulates the entire inner core 52 provided with the high X-ray contrast unit 54.
  • the slidable film 3 has a roughened surface by containing fine particles.
  • the inner core 52 of the guide wire 50 has a main body portion 52a and a tip portion 52b, and is integrally formed of an elastic metal.
  • tip part 52b is formed so that it may become a diameter smaller than the front-end
  • tip part 52b may be formed so that it may become a small diameter gradually toward a front-end
  • the inner core 52 is preferably a super elastic metal, stainless steel or the like.
  • the TiNi alloy is particularly preferable.
  • the outer diameter of the main body 52a of the inner core 52 is 0.10 to 1.00 mm, more preferably 0.15 to 0.40 mm, and the length is 1000 to 4000 mm, more preferably 1500 to 3000 mm.
  • the buckling strength (yield stress during loading) is 30-100 kg / mm 2 (22 ° C.), more preferably 40-55 kg / mm 2
  • the restoring stress (yield stress during unloading) is 20-80 kg / mm. 2 (22 ° C.), more preferably 30 to 35 kg / mm 2 .
  • the outer diameter of the tip 52b of the inner core 52 is 0.03 to 0.15 mm, more preferably 0.05 to 0.10 mm, and the length is 10 to 300 mm, preferably 50 to 150 mm.
  • the bending load is 0.1 to 10 g, preferably 0.3 to 6.0 g, and the restoring load is 0.1 to 10 g, preferably 0.3 to 6.0 g.
  • the outer diameter of the tip of the inner core does not have to be the above-mentioned dimensions, and may be a part.
  • the restoring stress of the main body and the tip does not need to have the same value, but it is preferable to devise so as to obtain appropriate physical properties at an appropriate wire diameter by changing it depending on heat treatment conditions. That is, it is preferable to separate the heat treatment of the main body and the tip so that the restoring stress of the main body is large and the tip is flexible.
  • the inner core 52 is not limited to a single line, but may be a plurality of parallel or twisted lines that exhibit the above-described function, that is, a stepwise or continuous change in physical properties.
  • the high X-ray contrast unit 54 is a metal annular member having a high X-ray contrast property fixed to the tip of the inner core 52, specifically, a pipe-shaped member. Is formed. Gold, platinum, lead, silver, bismuth, tungsten and the like are preferable as the metal having high X-ray contrast properties, and gold is particularly preferable.
  • the high X-ray contrast unit 54 is fixed by mechanical pressure bonding to the tip of the inner core 52 or soldering with a metal plated or vapor deposited on the tip of the inner core 52.
  • the high X-ray contrast unit 54 has an outer diameter of 0.20 to 0.90 mm, preferably 0.25 to 0.40 mm, and an inner diameter of 0.04 to 0.16 mm, preferably 0.06 to 0.11 mm.
  • the length is 1.00 to 10.00 mm, preferably 1.5 to 4.0 mm.
  • a thin wire formed of a metal having high X-ray contrast properties as described above may be wound in a coil shape.
  • a wire having a wire diameter of 0.02 to 0.10 mm is preferably used.
  • the length to be wound is 1.0 to 10.0 mm, preferably 1.5 to 4.0 mm from the tip of the inner core.
  • the slidable coating 53 that covers the entire inner core 52 preferably has a substantially uniform outer diameter including the tip, as shown in FIG.
  • the slidable coating 53 has a substantially uniform outer diameter so that a step or the like caused by the high X-ray contrast portion provided at the tip of the inner core 52 does not affect the outer surface shape of the guide wire 50.
  • the same one as the slidable coating 3 described in the gasket of the above-described embodiment can be preferably used.
  • the outer diameter of the slidable coating is 0.25 to 1.04 mm, preferably 0.30 to 0.64 mm, and the thickness of the inner core 52 on the main body 52a is preferably 0.25 to 1.04 mm. Is 0.30 to 0.64 mm.
  • the tip of the guide wire 50 (the tip of the slidable coating 53) has a curved surface such as a hemisphere as shown in FIG. 6 in order to prevent damage to the blood vessel wall and to improve the operability of the guide wire 50. It is preferable that In the guide wire 50 of this embodiment, the entire inner core 52 is covered with the slidable coating 53, but the present invention is not limited to this.
  • the slidable coating 53 may cover only a part of the inner core 52, for example, may cover only the tip of the inner core 52, or may cover only the main body of the inner core 52.
  • Example 1 1a A polydimethylsiloxane whose main component is one-end silanol one-end trimethylsilyl was prepared as follows. 200 g of octamethylcyclotetrasiloxane, 2 g of hexamethyldisiloxane, and 160 g of a 10% aqueous solution of dodecylbenzenesulfonic acid were mixed in a tall beaker, stirred with a homomixer, and then emulsified with a high-pressure emulsifier. Next, this emulsion was heated at 70 ° C. for 6 hours, and then incubated at 15 ° C. for 18 hours to obtain an emulsion. After the emulsion was broken by emulsion, the extract was subjected to GPC analysis, and a molecular weight of about 30,000 was obtained.
  • a polydimethylsiloxane whose main component is silanol at both ends was prepared as follows. 200 g of octamethylcyclotetrasiloxane and 160 g of a 10% aqueous solution of dodecylbenzenesulfonic acid were mixed in a tall beaker, stirred with a homomixer, and then emulsified with a high-pressure emulsifier. Next, this emulsion was heated at 70 ° C. for 6 hours, and then incubated at 15 ° C. for 18 hours to obtain an emulsion. After the emulsion was broken by emulsion, GPC analysis of the extract was performed. The molecular weight was about 300,000. The following were also prepared.
  • Example 2b A polydimethylsiloxane whose main component is one-end silanol one-end trimethylsilyl was prepared as follows. 200 g of octamethylcyclotetrasiloxane, 10 g of hexamethyldisiloxane, and 160 g of a 10% aqueous solution of dodecylbenzenesulfonic acid were mixed in a tall beaker, stirred with a homomixer, and then emulsified with a high-pressure emulsifier. Next, this emulsion was heated at 70 ° C. for 6 hours, and then incubated at 15 ° C. for 18 hours to obtain an emulsion. After the emulsion was broken by emulsion, the extract was subjected to GPC analysis, and a molecular weight of about 8,000 was obtained.
  • Example 3 A polydimethylsiloxane whose main component is one-end silanol one-end trimethylsilyl was prepared as follows. 200 g of octamethylcyclotetrasiloxane, 20 g of hexamethyldisiloxane, and 160 g of a 10% aqueous solution of dodecylbenzenesulfonic acid were mixed in a tall beaker, stirred with a homomixer, and then emulsified with a high-pressure emulsifier. Next, this emulsion was heated at 70 ° C. for 6 hours, and then incubated at 15 ° C. for 18 hours to obtain an emulsion. After the emulsion was broken by emulsion, the extract was subjected to GPC analysis, and a molecular weight of about 4,000 was obtained.
  • Example 4 To 39 parts by weight of purified water, 3.3 parts by weight of the above 1a) (emulsion weight / solid content: 50% of polydimethylsiloxane which is one-end silanol and one-end trimethylsilyl) and 37.6 parts by weight of the above 2) (emulsion weight) / Solid content: polydimethylsiloxane 50%) which is silanol at both ends, 3) 0.2 parts by weight, 4) 1.7 parts by weight, 5) 0.9 parts by weight, 6) 0.3 parts by weight and 0.4 parts by weight of the above 7) were added and stirred to prepare a coating liquid material of the present invention (Example 4).
  • Example 5 39 parts by weight of purified water, 33 parts by weight of the above-mentioned 1a) (emulsion weight / solid content: 50% of polydimethylsiloxane as one-end silanol one-end trimethylsilyl), and 37.6 parts by weight of the above 2) (emulsion weight / solid) Min: polydimethylsiloxane 50%), silanols at both ends, 3) 0.2 parts by weight, 4) 1.7 parts by weight, 5) 0.9 parts by weight, 6) 0. 3 parts by weight and 0.4 part by weight of the above 7) were added and stirred to prepare a coating liquid material of the present invention (Example 5).
  • Example 1 Without using the polydimethylsiloxane whose main component prepared in Examples 1 to 3 is one-end silanol and one-end trimethylsilyl, 56.4 parts by weight of the above 2) in Example 1 is added to 38.5 parts by weight of purified water. (Emulsion weight / solid content: 50% polydimethylsiloxane as both-end silanol), 0.3 part by weight of 3), 2.6 part by weight of 4), 1.3 part by weight of 5), 0.4 parts by weight of 6) and 0.7 parts by weight of 7) above were added and stirred to prepare a coating liquid (Comparative Example 1).
  • the core of the syringe gasket having the shape shown in FIGS. 1 and 2 was produced using butyl rubber.
  • the core was formed by press molding a vulcanizable rubber composition in which an additive was added to butyl rubber.
  • the obtained core has a length of 20 mm, an outer diameter of 23.7 mm at the front and rear end side annular rib portions, a length of 10 mm between the front end side annular rib center and the rear end side annular rib center, and a front end side annular shape.
  • the outer diameter of the same outer diameter portion between the rib and the rear end side annular rib is 21.5 mm
  • the length (depth) of the concave portion for mounting the plunger having an internal thread portion is 8 mm
  • the distal end side of the concave portion for mounting the plunger was 14.5 mm
  • the inner diameter on the rear end side was 15 mm.
  • Example 6 After the gasket core material produced as described above is heated at 90 ° C. for 30 minutes in a room temperature and normal pressure environment, the gasket core material is rotated (300 rpm) around its central axis, and the side surface side of the gasket rotating Further, after the coating liquid material of Example 1 was applied by spraying, it was dried at 150 ° C. for 30 minutes to produce a gasket having a coating film. Then, in order to wash
  • Example 7 A gasket (Example 7) of the present invention was produced in the same manner as in Example 6 except that the coating liquid in Example 2 was used as the coating liquid.
  • Example 8 A gasket (Example 8) of the present invention was produced in the same manner as in Example 6 except that the coating liquid in Example 3 was used as the coating liquid.
  • Example 9 A gasket (Example 9) of the present invention was produced in the same manner as in Example 6 except that the coating liquid in Example 4 was used as the coating liquid. (Example 10) A gasket (Example 10) of the present invention was produced in the same manner as in Example 6 except that the coating liquid in Example 5 was used as the coating liquid.
  • Example 3 A gasket (Comparative Example 3) was produced in the same manner as in Example 6 except that the coating liquid material of Comparative Example 1 was used as the coating liquid material.
  • Comparative Example 4 A gasket (Comparative Example 4) was produced in the same manner as in Example 6 except that the coating liquid in Comparative Example 2 was used as the coating liquid.
  • Example 1 sliding resistance measurement test
  • a syringe outer cylinder having a shape shown in FIG. 5 was produced by injection molding using polypropylene (manufactured by Nippon Polychem Co., Ltd.) as a forming material of the outer cylinder for syringe.
  • the inner diameter of the cylindrical portion of the syringe outer cylinder was 23.5 mm, and the length was 95 mm.
  • the plunger of the shape shown in FIG. 5 was produced by injection molding using polypropylene (manufactured by Nippon Polychem Co., Ltd.) as a plunger forming material.
  • Example 2 scraping test
  • the following tests were conducted on syringes prepared using the gaskets of Examples 6 to 10 and Comparative Examples 3 and 4 prepared in the same manner as in Experiment 1.
  • a vacuum is drawn from the tip of the syringe cylinder, and the stopper is slid when the vacuum in the syringe reaches ⁇ 90 kPa or more.
  • the results shown in Table 1 were obtained. Note that the number of samples in the test was 5, and in all samples, those that were not confirmed to be scraped were identified as “ ⁇ ”.
  • Example 3 Pressure test defined in the sterile syringe standard
  • the following tests were conducted on syringes prepared using the gaskets of Examples 6 to 10 and Comparative Examples 3 and 4 prepared in the same manner as in Experiment 1.
  • a sterilized plastic syringe barrel that can be used immediately as it is, and can be used for one-time use only.
  • the sterilized syringe cylinder standard (December 11, 1998 from the Pharmaceutical Safety Bureau No. 1079)
  • the test specified in the pressure test was performed. The results were as shown in Table 1. Note that the number of samples in the test was five, and “ ⁇ ” was indicated when all samples were matched.
  • Example 4 Sealing test
  • the same syringe outer cylinder as used in Experiment 1 was prepared, and the syringe outer cylinder was filled with TSB medium, and then the gaskets of Examples 6 to 10 and Comparative Examples 3 and 4 were plugged. Filled syringes were made and autoclaved.
  • test bacterium solution was prepared by diluting the test bacterium Serratia marcescens with TSB medium so as to be 10 6 cfu / mL or more. Then, the test bacteria solution is poured into a beaker to such a height that the end face of each sterilized and TSB medium-filled syringe gasket prepared as described above is immersed, and left in a pressure jar for 30 minutes with a pressure pump. A pressure 0.02 MPa greater than atmospheric pressure was applied. After pressurization, the TSB medium-filled syringe was washed with purified water and disinfected with 70% ethanol.
  • Example 5 Adhesion test
  • a plate made of polypropylene (made by Nippon Polychem Co., Ltd.) having a size of 50 mm ⁇ 70 mm and a thickness of 2 mm was prepared. Further, after the same butyl rubber rubber sheet (10 mm ⁇ 50 mm, thickness 15 mm) as that of the gasket core material was heated at 90 ° C. for 30 minutes, the coating liquid materials of Examples 1 to 5 and Comparative Examples 1 and 2 were respectively used. Was spray-coated on a rubber sheet, and a sample dried at 150 ° C. for 30 minutes was prepared.
  • Each sample is sandwiched between the polypropylene plate and the iron plate with the coating side facing the polypropylene plate, fixed with clips, and each day in a 40 ° C., 60 ° C., 80 ° C. constant temperature bath, and a 60 ° C. constant temperature bath. It was allowed to stand for 10 days, 20 days and 30 days. About the sample after stationary, the sticking degree was measured by the autograph (model name EZ-Test, Shimadzu Corporation make). The results were as shown in Table 1.
  • Example 7 Silicone extraction test
  • Ten gaskets of Examples 6 to 10 and Comparative Examples 3 and 4 were placed in a cylindrical filter paper and refluxed with a hexane solvent for 8 hours.
  • the extract was concentrated with an evaporator and then dried under reduced pressure.
  • GPC measurement was performed on the recovered material obtained by drying under reduced pressure, and the presence or absence of a peak corresponding to the molecular weight of each silicone extract was confirmed.
  • the results were as shown in Table 2.
  • the number of samples in the test was set to 5 and the peak corresponding to the molecular weight of the silicone extract was not detected in all the samples, and “ ⁇ ” was detected.
  • Erythropoietin (manufactured by Sigma-Aldrich) is added to an aqueous solution containing 2 mM Na 2 HPO 4 and 0.06 mg / mL polysorbate 80 and completely dissolved to obtain a solution having an erythropoietin concentration of 24,000 IU / mL ( An erythropoietin solution formulation) was prepared.
  • the same syringe outer cylinder as used in Experiment 1 was prepared, the opening of the outer cylinder was sealed with a seal cap made of butyl rubber, and 2 mL of erythropoietin solution preparation was filled.
  • Examples 6 to 10 and Comparative Example 3 The gaskets No. 4 and No. 4 were stoppered to prepare a prefilled syringe.
  • the prefilled syringe filled with the erythropoietin solution preparation prepared as described above was stored at 4 ° C. for 4, 8, and 12 weeks, and then the erythropoietin solution preparation taken out from the syringe was evaluated for aggregation.
  • Aggregation evaluation is performed using NTA (Nanoparticle Tracking Analysis) for nanoparticles, Flow CAM for microparticles, DLS (Dynamic Light Scattering) for particle size distribution, and SEC-MALS (Size Exclusion Chromatography-Multi Angle Light Scattering) for molecular weight of erythropoietin. The results were evaluated. The results were as shown in Table 2. Note that the number of samples in the test was five, and “ ⁇ ” was the one in which aggregation of erythropoietin could not be confirmed in all weeks.
  • the liquid for medical device coating of the present invention is as follows. (1) A liquid for medical device coating for imparting slidability to a medical device, wherein the liquid for coating includes a first polysiloxane having a silanol group only at one end and silanol at both ends. A liquid for medical device coating containing a second polysiloxane having a group and a polyfunctional silane.
  • This liquid for medical device coating forms a slidable film by coating a portion that comes into contact with a medical member or body cavity and thermosetting it.
  • the formed slidable film is composed of a reactive polysiloxane having silanol groups at both ends, in other words, a main skeleton mainly composed of a condensate of the second polysiloxane, and a large number of cross-linked portions of polyfunctional silane. Furthermore, a free end (free end) in which one end is bonded to at least a part of the cross-linked portion of the polyfunctional silane and the other end does not have a reactive functional group and is not bonded to any compound. And the first polysiloxane.
  • the slidable film has sufficient slidability by having the main skeleton and the cross-linked portion, and one end is bonded to at least a part of the cross-linked portion, and the other end is a reactive functional group.
  • the above embodiment may be as follows.
  • the weight ratio of the first polysiloxane content to the second polysiloxane content in the liquid for medical device coating is 50:50 to 5:95 (1) to (7) Liquid for medical device coating according to any one of the above.
  • the medical device having a slidable coating film of the present invention is as follows. (11) A medical device that is in contact with or inserted into a medical member during use, and the medical device includes a slidable coating provided on a portion that contacts the medical member or the inside of the living body.
  • the slidable film comprises a main skeleton mainly composed of a condensate of reactive polysiloxane having silanol groups at both ends, and a large number of cross-linked parts by polyfunctional silane, and at least a part of the cross-linked parts.
  • Held medical equipment is provided.
  • the above embodiment may be as follows. (12) The above-mentioned (5) to 50% of the cross-linked portion of the slidable coating is bonded with a polysiloxane having the other one end not having the reactive functional group and not bonded to the main skeleton. A medical device having a slidable coating film according to 11). (13) The medical device having a slidable coating film according to (11) or (12), wherein the other end of the polysiloxane is a trimethylsilyl group. (14) The slidable film-equipped medical device according to any one of (11) to (13), wherein the main skeleton includes polysiloxane having no reactive functional group and terminating at one end.
  • the medical device is a gasket for a syringe, and the syringe gasket has the slidable coating on at least a portion of the gasket that contacts the inner surface of the outer cylinder.
  • the syringe of the present invention is as follows. (16) A syringe having an outer cylinder, the syringe gasket according to (15) slidably accommodated in the outer cylinder, and a plunger attached to or attachable to the gasket.
  • the above embodiment may be as follows. (17) The syringe according to (16), wherein the syringe is filled with a chemical solution. (18) The syringe according to (16) or (17), wherein the outer cylinder is a plastic outer cylinder.

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Abstract

本発明の医療用具コーティング用液状物は、片末端にのみシラノール基を有する第１のポリシロキサンと、両末端にシラノール基を有する第２のポリシロキサンと、多官能シランとを含有している。本発明の医療用具（ガスケット１）は、上記のコーティング用液状物により形成された摺動性被膜３を備えている。

Description

医療用具コーティング用液状物および摺動性被膜保有医療用具
　本発明は、安定した摺動性を医療用具に付与可能な医療用具コーティング用液状物および安定した摺動性を有する摺動性被膜保有医療用具に関する。
　従来から、薬剤取り違え、院内感染防止、廃棄性、病院業務の効率などの理由から薬液を予め充填したプレフィルドシリンジが使用されている。シリンジは、一般に、外筒と、シリンジ内で摺動し得るガスケットと、このガスケットを移動操作するプランジャーとで構成されている。シリンジ用ガスケットとしては、摺動性を高め、薬液の吐出に大きな乱れが発生せずに高い流動精度を得るため、外面の摺動部若しくはシリンジの内面にシリコーンオイル等が潤滑剤として塗布されている。しかし、薬液によってはこのシリコーンオイル等の潤滑剤との相互作用が生じることが知られている。特に、薬液を充填後長期間にわたって保管することにより、上記のシリコーンオイルとの相互作用による変質が生じる薬剤があり、そのような薬剤は、シリンジのプレフィルド化が困難であった。
　よって、薬液を充填した状態で長期間保管するプレフィルドシリンジにおいては、薬液の安定性を維持し続けられる、潤滑剤不要のものが望まれている。
　上記の課題を解決するものとして、特許文献１（特開昭６２－３２９７０号公報）、特許文献２（特開２００２－８９７１７号公報）、特許文献３（米国特許７１１１８４８号公報）など、ガスケットの表面をガスケット本体材料より摩擦係数の低い材料であるフッ素系樹脂で被覆することにより、潤滑剤を不要としたプレフィルドシリンジが提案されている。
　また、本出願人は、フッ素系樹脂、ケイ素系樹脂及びウレタン系樹脂により構成された被膜を有するガスケットに関する特許文献４（特開２００４－３２１６１４号公報）、摺動性付与成分と柔軟性付与成分とを含有する組成物により形成された被膜と、ガスケットに粗面表面を形成するため該被膜に保持された固体の微粒子とからなる被膜を有するガスケットに関する特許文献５（特開２００６－１６７１１０号公報）、特許文献６（特開２００８－２８７号公報）を提案している。そして特許文献７（国際公開公報ＷＯ２００９／０８４６４６）にて、摺動性付与成分、柔軟性付与成分及び密着性成分を含有する組成物を考案して、該固体の微粒子を含まない被膜を有するガスケットを提案している。
特開昭６２－３２９７０号公報 特開２００２－８９７１７号公報 米国特許７１１１８４８号公報 特開２００４－３２１６１４号公報 特開２００６－１６７１１０号公報 特開２００８－２８７号公報（ＵＳ公開２００７－２９９４０２） 国際公開公報ＷＯ２００９／０８４６４６（ＵＳＰ８９６８２６０、ＥＰ公開２２２６０８８）
　上記特許文献１（特開昭６２－３２４７０号公報）、特許文献２（特開２００２－０８９７１７号公報）、特許文献３（米国特許７１１１８４８号公報）に示されたガスケットは、使用条件によっては効果が期待できる。しかし、プレフィルドシリンジ製剤においては、高い圧力をかけての薬液の吐出、シリンジポンプ等を用いて薬液を極めて高い精度で長時間にわたる少量の安定的吐出といった性能が求められる。シリンジに対して求められる基本性能である液密性と摺動性とがいまだトレードオフの関係にある。
　このように潤滑剤を不要としながらも液密性と摺動性とを良好に両立したシリンジが望まれている。特に、シリンジポンプを用いた薬液投与においては、目視では確認できない程の極低速条件下（例えば、直径約２４ｍｍのシリンジにおいて、１ｍＬ／時間で吐出させた場合の移動速度は約２ｍｍ／時間程度である）において薬液を吐出させた場合、脈動と呼ばれる不安定な吐出の状態が生じることがあり、薬液の正確な投与ができない場合があった。
　液密性と摺動性を両立するものとして提案された、特許文献４（特開２００４－３２１６１４号公報）及び特許文献５（特開２００６－１６７１１０号公報）、特許文献６（特開２００８－２８７号公報）に示されたガスケットは、液密性を備えかつ、摺動面に潤滑剤を付与することなく、安定した摺動性を有するものである。しかし、前者においては被膜を形成する材料が多種にわたり製造上およびコスト上の問題がある。後者においてはさらに被膜に保持された固体の微粒子が離脱してしまい薬液中に不溶性微粒子が発生してしまう問題があった。
　特許文献７（特願２００７－３３９６４９号公報）で示されたガスケットは、これら問題点を解決している。特に近年のバイオ医薬品のプレフィルドシリンジにおいては、シリコーンオイル等の潤滑剤を使用しない事でシリコーンオイルが誘発する薬剤凝集を避けられるため大変有効なものとなっている。しかし、バイオ医薬品中には、高粘度のものがあり、摺動面に潤滑剤を付与することなく、かつより低い摺動抵抗値で安定した摺動性を有するものが求められるようになってきた。
　本発明は、上記問題点を解決するものであり、摺動面に潤滑剤を付与することなく、より低い摺動抵抗値で安定した摺動性を発現できる医療用具コーティング用液状物および摺動性被膜保有医療用具を提供するものである。
　上記目的を達成するものは、以下のものである。
　医療用具に摺動性を付与するための医療用具コーティング用液状物であって、前記コーティング用液状物は、片末端にのみシラノール基を有する第１のポリシロキサンと、両末端にシラノール基を有する第２のポリシロキサンと、多官能シランとを含有する医療用具コーティング用液状物。
　また、上記目的を達成するものは、以下のものである。
　使用時に医療用部材に接触するもしくは生体内に挿入される医療用具であって、前記医療用具は、前記医療用部材もしくは生体内部と接触する部分に設けられた摺動性被膜を備え、前記摺動性被膜は、両末端シラノール基を有する反応性ポリシロキサンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備え、さらに、少なくとも一部の前記架橋部には、前記架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず前記主骨格および前記架橋部に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合している摺動性被膜保有医療用具。
　また、上記目的を達成するものは、以下のものである。
　外筒と、前記外筒内に摺動可能に収納された上記の前記シリンジ用ガスケットと、前記ガスケットに取り付けられた、あるいは取り付け可能なプランジャーとを有するシリンジ。
図１は、本発明の摺動性被膜保有医療用具の実施例であるシリンジ用ガスケットの正面図である。 図２は、図１に示すシリンジ用ガスケットの断面図である。 図３は、図１に示すシリンジ用ガスケットの平面図である。 図４は、図１に示すシリンジ用ガスケットの底面図である。 図５は、本発明の摺動性被膜保有医療用具の実施例であるプレフィルドシリンジの縦断面図である。 図６は、本発明の摺動性被覆層保有医療用具の実施例であるガイドワイヤの断面図である。
　本発明の医療用具コーティング用液状物および摺動性被膜保有医療用具について説明する。
　そこで、本発明の医療用具コーティング用液状物について説明する。
　本発明の医療用具コーティング用液状物は、片末端にのみシラノール基を有する第１のポリシロキサンと、両末端にシラノール基を有する第２のポリシロキサンと、多官能シランとを含有している。
　本発明の医療用具コーティング用液状物には、水性溶媒が用いられる。水性溶媒としては、水が好適である。また、水性溶媒には、アルコール、界面活性剤などを添加してもよい。特に、医療用具コーティング用液状物は、水性エマルジョンであることが好ましい。そして、医療用具コーティング用液状物は、熱硬化性型、常温硬化型いずれでもよいが、作業性などの点より、熱硬化性型のコーティング用液状物であることが好ましい。
　界面活性剤を添加する場合において、界面活性剤としては、陰イオン（アニオン）界面活性剤であることが好ましい。陰イオン（アニオン）界面活性剤としては、どのようなものでもよいが、脂肪族モノカルボン酸塩、ポリオキシエチレンアルキルエーテルカルボン酸塩、Ｎ－アシルサルコシン酸塩、Ｎ－アシルグルタミン酸塩、ジアルキルスルホコハク酸塩、アルカンスルホン酸塩、アルファオレフィンスルホン酸塩、直鎖アルキルベンゼンスルホン酸塩、分子鎖アルキルベンゼンスルホン酸塩、ナフタレンスルホン酸塩－ホルムアルデヒド縮合物、アルキルナフタレンスルホン酸塩、Ｎ－メチル－Ｎ－アシルタウリン、アルキル硫酸塩、ポリオキシエチレンアルキルエーテル硫酸塩、油脂硫酸エステル塩、アルキルリン酸塩、ポリオキシエチレンアルキルエーテル硫酸塩、ポリオキシエチレンアルキルフェニルエーテル硫酸塩などが使用できる。
　また、非イオン（ノニオン）界面活性剤を用いてもよい。非イオン（ノニオン）界面活性剤としては、どのようなものでもよいが、ポリオキシエチレンアルキルエーテル、ポリオキシアルキレン誘導体、ポリオキシエチレンアルキルフェニルエーテル、ポリオキシエチレンソルビタン脂肪酸エステル、脂肪酸アルカノールアミド、グリセリン脂肪酸エステル、ソルビタン脂肪酸エステル、ポリオキシエチレンアルキルアミン、アルキルアルカノールアミドなどが使用できる。
　片末端にのみシラノール基を有する第１のポリシロキサンとしては、片末端にのみシラノール基を有し、他の片末端は、非反応性基（非反応性官能基）となっているポリシロキサンが用いられる。具体的には、第１のポリシロキサンは、片末端シラノール基かつ片末端トリメチルシリル基を有するポリジメチルシロキサンが好適である。
　第１のポリシロキサン（具体的には、ポリジメチルシロキサン）としては、分子量が３，０００～５０，０００であるものが好ましく、特に、４，０００～３０，０００であるものが好適である。
　そして、第１のポリシロキサンは、片末端シラノール基を有する反応性シリコーンということができる。第１のポリシロキサンとしては、具体的には、片末端シラノール片末端トリメチルシリルポリジメチルシロキサン、片末端シラノール片末端トリエチルシリルポリジメチルシロキサンなどの片末端シラノール片末端トリアルキルシリルポリジメチルシロキサンが好適である。
　また、第１のポリシロキサンの形態としては、特に限定されないが、上記のようなポリシロキサンを水性媒体に分散、乳化したエマルジョンが好適である。
　両末端にシラノール基を有する第２のポリシロキサン（具体的には、ポリジメチルシロキサン）としては、分子量が２００，０００～５００，０００であるものが好ましく、特に、２５０，０００～４００，０００であるものが好適である。
　そして、第２のポリシロキサンは、両末端シラノール基を有する反応性ポリシロキサンと言うことができる。第２のポリシロキサンとしては、両末端シラノールポリジメチルシロキサン、両末端シラノールポリジフェニルシロキサン、両末端シラノールジフェニルシロキサン－ジメチルシロキンサンコポリマーなどの両末端にシラノール基を有するポリシロキサン系シリコーンが好適である。
　また、第２のポリシロキサンの形態としては、特に限定されないが、上記のような反応性ポリシロキサン化合物、又はその縮合物からなるポリシロキサンを水性媒体に分散、乳化、溶解したものが使用される。また、第２のポリシロキサンの形態としては、有機重合体にポリシロキサンを複合化させてなるエマルジョンなども使用できる。
　そして、医療用具コーティング用液状物における第１のポリシロキサン含有量と第２のポリシロキサン含有量の比は、５０：５０～５：９５であることが好ましく、特に、４０：６０～１０：９０であることが好ましい。
　多官能シランとしては、少なくとも２つの反応性官能基を有するものが用いられる。特に、多官能シランは、３つの反応性官能基を有していることが好ましい。そして、多官能シランとしては、すべて同じ反応性官能基を複数有するもの、一部あるいはすべて異なる反応性官能基を有するものいずれであってもよい。
　多官能シランとしては、含窒素シラン、エポキシシラン、アルキルシランのいずれかあるいは２種以上の組みあわせであることが好ましい。具体的には、多官能シランとしては、アルキルアルコキシシラン、フェニルアルコキシシラン、アルキルフェノキシシラン、アミノアルキルアルコキシシランまたはグリシドキシアルキルアルコキシシランなどが好適である。
　そして、本発明の医療用具コーティング用液状物は、アルキルアルコキシシランまたはフェニルアルコキシシランを第１の多官能シランとして含有し、さらに、含窒素シランを第２の多官能シラン、または／およびグリシドキシアルキルアルコキシシランを第３の多官能シランとして含有していることが好ましい。
　そして、第１の多官能シランとしては、アルキルアルコキシシラン、アルキルフェノキシシラン、フェニルアルコキシシランなどが好ましい。アルキルアルコキシシランとしては、炭素数が１～２０の少なくとも一個のアルキル基および炭素数が１～４の少なくとも一個のアルコキシ基を有する。
　第１の多官能シランとしては、具体的には、メチルトリメトキシシラン、メチルトリエトキシシラン、メチルトリイソブトキシシラン、メチルトリブトキシシラン、メチルｓｅｃ－トリオクチルオキシシラン、イソブチルトリメトキシシラン、シクロヘキシルメチルジメトキシシラン、ジイソプロピルジメトキシシラン、プロピルトリメトキシシラン、ジイソブチルジメトキシシラン、ｎ－オクチルメトキシシロキサン、エチルトリメトキシシラン、ジメチルジメトキシシラン、オクチルトリエトキシシラン、ヘキシルトリメトキシシラン、ヘキシルトリエトキシシラン、オクタメチルシクロテトラシロキサン、メチルトリ（アクリロイルオキシエトキシ）シラン、オクチルトリエトキシシラン、ラウリルトリエトキシシラン、ステアリルトリメトキシシラン、ステアリルトリエトキシシラン、エチルトリエトキシシラン、プロピルトリエトキシシラン、ブチルトリメトキシシラン、ブチルトリエトキシシラン、ペンチルトリメトキシシラン、ペンチルトリエトキシシラン、ヘプチルトリメトキシシラン、ヘプチルトリエトキシシラン、オクチルトリメトキシシラン、ノニルトリメトキシシラン、ノニルトリエトキシシラン、デシルトリメトキシシラン、デシルトリエトキシシラン、ウンデシルトリメトキシシラン、ウンデシルトリエトキシシラン、ドデシルトリメトキシシラン、ドデシルトリエトキシシラン、トリデシルトリメトキシシラン、トリデシルトリエトキシシラン、テトラデシルトリメトキシシラン、テトラデシルトリエトキシシラン、ペンタデシルトリメトキシシラン、ペンタデシルトリエトキシシラン、ヘキサデシルトリメトキシシラン、ヘキサデシルトリエトキシシラン、ヘプタデシルトリメトキシシラン、ヘプタデシルトリエトキシシラン、オクタデシルトリメトキシシラン、オクタデシルトリエトキシシラン、ノナデシルトリメトキシシラン、ノナデシルトリエトキシシラン、エイコシルトリメトキシシラン、エイコシルトリエトキシシランなどが好適である。
　アルキルフェノキシシランとしては、例えば、メチルトリフェノキシシランなどが好適である。また、フェノキシアルコキシシランとしては、フェニルトリメトキシシラン、フェニルトリエトキシシラン、ジフェニルジメトキシシラン、ジフェニルジエトキシシランなどが好適である。
　さらには、第１の多官能シランとして、メチルトリ（グリシジルオキシ）シラン、トリメチルクロロシラン、ジメチルクロロシラン、メチルトリクロロシラン、テトラエトキシシラン、ヘプタデカフルオロデシルトリメトキシシラン、トリデカフルオロオクチルトリメトキシシラン、テトラプロポキシランなども使用できる。
　本発明の医療用具コーティング用液状物への配合量は、第１及び第２のポリシロキサンに対して０．０１～１０ｗｔ％であることが好ましく、より好ましくは０．１～５ｗｔ％である。０．１ｗｔ％より少ないと十分なコーティング用液状物の安定性が得られづらく、１０ｗｔ％を越えると被覆層と基材の密着性が不十分なものになってしまうため好ましくない。
　第２の多官能シランの含窒素シランは、ウレイド基（－ＮＨ－ＣＯ－ＮＨ２）を有するアルコキシシラン、ウレイレン基（－ＮＨ－ＣＯ－ＮＨ－）を有するアルコキシシランが挙げられる。ウレイド基（－ＮＨ－ＣＯ－ＮＨ２）を有するアルコキシシラン、ウレイレン基（－ＮＨ－ＣＯ－ＮＨ－）を有するアルコキシシランとしては、γ－ウレイドプロピルトリエトキシシラン、γ－ウレイドプロピルジエトキシメチルシラン、メチルウレイレンプロピルジメトキシメチルシラン、３－［（２－ウレイドエチル）ウレイル］プロピルトリメトキシシラン、Ｏ＝Ｃ［ＮＨＣＨ２ＣＨ２ＣＨ２Ｓｉ（ＯＣ２Ｈ５）３］２が挙げられる。水性エマルジョンへの配合では水溶性であることが分散性の点で好ましく、かつ商業流通の点で入手し易いγ-ウレイドプロピルトリエトキシシランが好適である。
　また、別の好適なものとしてのアミノ基を有するアルコキシシランとジカルボン酸無水物との反応生成物は、アミノ基／カルボン酸のモル比が０．５～２、好ましくは０．８～１．２となる配合比にて、アミノ基を有するアルコキシシランとジカルボン酸無水物とを混合し、溶媒中にて室温～９０℃の温度下で数時間～十数時間反応させて得ることができる。使用する溶媒は、メタノール、エタノール、イソプロパノールなどのアルコール類、アセトン、メチルエチルケトンなどのケトン類が挙げられ、溶媒の還流下で実施するのが好ましい。
　アミノ基を有するアルコキシシランとしては、３－アミノプロピルトリエトキシシラン、３－（２－アミノエチル）アミノプロピルトリメトキシシラン、３－（２－アミノエチル）アミノプロピルメチルジメトキシシラン、３－アミノプロピルトリメトキシシラン、３－フェニルアミノプロピルトリメトキシシランなどが好適である。また、ジカルボン酸無水物としては、フタル酸無水物、コハク酸無水物、マレイン酸無水物、グルタル酸無水物などが挙げられる。コーティング用液状物への配合量は、第１及び第２のポリシロキサンに対して１～１０ｗｔ％であることが好ましく、より好ましくは３～８ｗｔ％である。１ｗｔ％より少ないと被覆層と基材との密着性が不十分なものとなってしまい、１０ｗｔ％を越えると被覆層の柔軟性、伸張性が低下して基材との密着が不十分なものとなってしまうため好ましくない。
　第３の多官能シランとしては、グリシドキシアルキルアルコキシシランを用ることが好ましい。グリシドキシアルキルアルコキシシランとしては、３－グリシドキシプロピルトリメトキシシラン、３－グリシドキシプロピルトリエトキシシラン、３－グリシドキシプロピルメチルジエトキシシラン、３－グリシドキシプロピルメチルジメトキシシラン、２－（３，４－エポキシシクロヘキシル）エチルトリメトキシシランなどが好適である。コーティング用液状物への配合量は、第１及び第２のポリシロキサンに対して１～１０ｗｔ％であることが好ましく、より好ましくは３～８ｗｔ％である。１ｗｔ％より少ないと被覆層と基材との密着性が不十分なものとなってしまい、１０ｗｔ％を越えると被覆層３の柔軟性、伸張性が低下して基材との密着が不十分なものとなってしまうため好ましくない。
　また、本発明の医療用具コーティング用液状物は、「固体微粒子」を含まないものであることが好ましい。ここでいう「固体微粒子」とは、医療用具コーティング用液状物を用いて被膜を形成した場合に、その外表面の粗度に影響を与える程度の大きさを有する粒子をいい、具体的には、被膜の厚みに対して１０％より大きい粒径を有するものをいう。
　医療用具コーティング用液状物は、熱硬化を促進させるための触媒を添加剤として用いてもよい。触媒としては、酸、アルカリ、アミン、金属の有機塩、チタネート、ボレートが用いられるが、オクチル酸亜鉛、オクチル酸鉄、またはコバルト、スズ、鉛などの有機酸塩類が好ましい。
　特に、スズの有機酸塩としては、ビス（２-エチルヘキサノエート）スズ、ビス（ネオデカノエート）スズ、ジ-n-ブチルビス（２-エチルヘキシルマレート）スズ、ジ-n-ブチルビス（２,４-ペンタンジオネート）スズ、ジ-n-ブチルブトキシクロロスズ、ジ-n-ブチルジアセトキシスズ、ジ-n-ブチルジラウリル酸スズ、ジメチルジネオデカノエートスズ、ジメチルヒドロキシ（オレエート）スズ、ジオクチルジラウリル酸スズなどが使用できる。
　次に、医療用具コーティング用液状物の製造方法について説明する。
　第１のポリシロキサンの液状物（エマルジョン）と、第２のポリシロキサンの液状物（エマルジョン）と、多官能シランの液状物とを準備する。
　そして、精製水に、上記の第１のポリシロキサンの液状物（エマルジョン）、第２のポリシロキサンの液状物（エマルジョン）、多官能シランの液状物、さらには、触媒、界面活性剤を添加し、混合することにより、医療用具コーティング用液状物を製造することができる。このようにして製造された医療用具コーティング用液状物は、水性エマルジョンを形成する。
　次に、本発明の摺動性被膜保有医療用具について説明する。
　本発明の摺動性被膜保有医療用具は、使用時に医療用部材に接触するもしくは生体内に挿入される医療用具である。具体的には、医療用部材の内面もしくは生体内に接触して移動する医療用具である。本発明の摺動性被膜保有医療用具は、医療用部材もしくは生体内と接触する部分に設けられた摺動性被膜を備える。摺動性被膜は、両末端シラノール基を有する反応性シリコーンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備える。さらに、少なくとも一部の架橋部には、架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず主骨格および架橋部に結合していない他方の片末端を有するジメチルポリシロキサンが結合している。
　本発明の摺動性被膜保有医療用具をシリンジ用ガスケットおよびシリンジに応用した実施例を用いて説明する。
　本発明の実施例であるガスケットについて説明する。
　図１は、本発明の実施例であるガスケットの正面図である。図２は、図１に示すガスケットの断面図である。図３は、図１に示すガスケットの平面図である。図４は、図１に示すガスケットの底面図である。図５は、図１に示すガスケットを使用するプレフィルドシリンジの断面図である。
　この実施例の摺動性被膜保有医療用具は、シリンジ用ガスケット１であり、医療用部材であるシリンジ用外筒１１の内部に液密かつ摺動可能に収納されるものである。
　本発明の摺動性被膜保有医療用具であるガスケット１は、シリンジの外筒内に摺動可能に接触するガスケットであって、シリンジと接触する部分に設けられた摺動性被膜３を備えている。摺動性被膜３は、両末端シラノール基を有する反応性シリコーンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備える。さらに、少なくとも一部の架橋部には、架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず主骨格および架橋部に結合していない他方の片末端を有するジメチルポリシロキサンが結合している。
　この実施例のガスケット１は、シリンジ用ガスケット１であり、シリンジ用外筒１１の内部に液密かつ摺動可能に収納されるものである。また、ガスケット１は、外筒１１と接触する部分に設けられた被膜３を備えており、かつ、被膜３は、後述する特定の被膜となっている。このガスケット１は、ガスケット本体（言い換えれば、コア）２と、少なくともコア２の外面であって外筒内面と接触する部分に設けられた摺動性被膜３とを備えている。なお、コア２の外面全体に被膜３を設けてもよい。
　シリンジ用ガスケット１のコア２は、図１，図２，図５に示すように、ほぼ同一外径に延びる本体部５と、本体部５の先端側に設けられ先端側に向かってテーパー状に縮径するテーパー部６と、本体部５の基端から先端側に向かって内部に設けられたプランジャー取付部４と、本体部５の先端部側面に設けられた先端側環状リブ７ａと、本体部５の後端部側面に設けられた後端側環状リブ７ｂを備えている。
　プランジャー取付部４は、図２，図４に示すように、本体部５の内部において基端から先端部付近まで延びる略円柱状の凹部となっており、凹部側面には、プランジャーの先端部に形成された螺合部と螺合可能な螺合部８が設けられている。凹部の先端面は、ほぼ平坦に形成されている。なお、プランジャー取付部は、螺合部に限定されず、プランジャーの先端部と係合する係合部であってもよいし、両者の組み合わせであってもよい。また取り付け操作は螺合によって行なわれるが係合状態は別途設けられた係合部によって維持されるものであってもよい。
　環状リブ７ａ，７ｂは、シリンジ用外筒１１の内径より若干大きく作製されているため、外筒１１内で圧縮変形するものとなっている。また、実施例において、環状リブは、２つ設けられているが、１つあるいは３つ以上設けられていてもよい。
　コア（ガスケット本体）２の構成材料としては、弾性材料であることが好ましい。弾性材料としては、特に限定されないが、例えば、天然ゴム、イソプレンゴム、ブチルゴム、クロロプレンゴム、ニトリル－ブタジエンゴム、スチレン－ブタジエンゴム、シリコーンゴム等の各種ゴム材料（特に、加硫処理したもの）や、スチレン系エラストマー、水添スチレン系エラストマー、及びこれらスチレン系エラストマーにポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブテン、α－オレフィン共重合体等のポリオレフィンや、流動パラフィン、プロセスオイル等のオイルやタルク、キャスト、マイカなどの粉体無機物を混合したものが挙げられる。
　さらに、ポリ塩化ビニル系エラストマー、オレフィン系エラストマー、ポリエステル系エラストマー、ポリアミド系エラストマー、ポリウレタン系エラストマーや、それら混合物等が構成材料として使用できる。構成材料としては、特に、弾性特性を有し、高圧蒸気滅菌が可能などの観点からブチルゴムが好ましく、さらにγ線滅菌、電子線滅菌も可能となるなどの観点からジエン系ゴム、スチレン系エラストマーが好ましい。
　摺動性被膜３は、少なくとも環状リブ部分に設けられていればよい。具体的には、被膜３は、先端側環状リブ７ａと基端側環状リブ７ｂ部分に設けられていればよい。なお、被膜３は、コア２の外面全体に形成されていてもよい。被膜３の厚さは、１～３０μｍ、特に、３～１０μｍであることが好ましい。１μｍ以上であれば、必要な摺動性能を発揮し、３０μｍ以下であれば、ガスケットの弾性に影響を与えることがない。被膜３は、固体微粒子を含まないものとなっている。
　摺動性被膜３は、コア２を構成している前記弾性材料よりも、摩擦係数の低い材料で構成されている。
　摺動性被膜３は、両末端シラノール基を有する反応性シリコーンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備える。さらに、少なくとも一部の架橋部には、架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基（反応性基）を持たず主骨格および架橋部に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合している。好ましくは、ある程度の数の架橋部には、架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず主骨格および架橋部に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合していることが好ましい。特に、摺動性被膜の架橋部の５～５０％に、反応性官能基を持たず主骨格に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合していることが好ましい。
　被膜３は、下記の化学式（１）にて例示されるようなシリコーン化合物（縮合物、硬化物）を含有し、かつこのようなタイプのシリコーン化合物を主成分としている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
　なお、化学式（１）中のＲは、アルキル基であり、式中のメチル基は、他のアルキル基（例えば、エチル基、プロピル基など）であってもよい。式中の繰り返し単位ｎは４０～６８０、ｍ１とｍ２は２，７００～６，８００の整数であることが好ましい。
　摺動性被膜３は、医療用具の対象部位に上述したコーティング用液状物を塗布し、硬化させることにより形成される。そして、被膜３は、上述の化学式（１）にて例示されるようなシリコーン化合物を主成分として含有している。化学式（１）に示すシリコーン化合物は、両末端にシラノール基を有する第２のシロキサン（第２のポリシロキサン）の縮合物である部分Ａを有する。この部分Ａが主骨格を形成している。そして、化学式（１）にて例示されるようなシリコーン化合物（被膜３）は、多官能シランにより形成され、部分Ａ（主骨格）を連結する架橋部Ｂを有する。被膜３内には、多数の架橋部Ｂが存在している。
　さらに、化学式（１）にて例示されるようなシリコーン化合物（被膜３）の架橋部Ｂには、架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず主骨格および架橋部に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサン（部分Ｃ：具体的には、ジメチルポリシロキサン）が結合している。架橋部Ｂに結合した部分Ｃは、片末端にのみシラノール基を有し、他の片末端には非反応性基を有する第１のシロキサン（第１のポリシロキサン）に由来するものである。
　摺動性被膜３は、上記の主骨格と架橋部を有することにより、十分な摺動性を有するとともに、少なくとも一部の架橋部に、片末端が結合し、他の片末端が、反応性官能基（反応性基）を持たずかついずれの化合物にも結合していない自由端（フリー末端）となっている上記第１のポリシロキサンを有することにより、より高い摺動性を有するものとなっている。
　そして、摺動性被膜３は、ある程度の数の架橋部に、第１のポリシロキサンが結合していることが好ましい。第１のポリシロキサンとしては、好ましくは、ジメチルポリシロキサンが結合していることが好ましい。ジメチルポリシロキサンとしては、非反応性基を有する他の片末端が、トリメチルシリル基であることが好ましい。第１のポリシロキサンの架橋部への結合量 は、全架橋部の５～５０％であることが好ましく、特に、１０～４０％であることが好ましい 。なお、摺動性被膜３は架橋部に結合した第１のポリシロキサンと第２のポリシロキサンから成るもので、架橋部の量は無視することができるので、結合量は第１のポリシロキサンの占める割合で定義することができる。
　さらに、被膜３を構成する主骨格は、反応性官能基（反応性基）を持たず片末端にて終端するジメチルポリシロキサンを含んでいるものであってもよい。具体的には、被膜３は、下記の化学式（２）にて例示されるようなシリコーン化合物（縮合物、硬化物）を含有するものであってもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
なお、化学式（２）中のＲは、アルキル基であり、式中のメチル基は、他のアルキル基（例えば、エチル基、プロピル基など）であってもよい。式中の繰り返し単位ｎは４０～６８０、ｍ とｋとｓは２，７００～６，８００の整数であることが好ましい。
　このシリコーン化合物と上記のシリコーン化合物との相違は、主骨格の一部は、両末端が多官能シランと結合した連続ポリシロキサンではなく、両末端にシラノール基を有する第２のシロキサン（第２のポリシロキサン）の一方の片末端に多官能シランを介して、片末端にのみシラノール基を有し、他の片末端には非反応性基を有する第１のシロキサン（第１のポリシロキサン）部分Ｄが直接結合（多官能シランを介することなく）した部分Ａ１となっている点である。この非反応性基を有する片末端により、反応性官能基を持たずかついずれの化合物にも結合していない自由端（フリー末端）が形成されている。このような部分Ｄを有することにより、より高い摺動性が期待できる。化学式２を含有する被膜３では、主骨格は、反応性官能基を持たず片末端にて終端するポリシロキサン（例えば、ジメチルポリシロキサンを含んでいるものとなる。
　化学式（２）中の部分Ａと部分Ａ１の比（重量比）は、５０：５０～９５：５であることが好ましく、特に、６０：４０～９０：１０であることが好ましい。部分Ａがある程度の存在することにより、被膜は、十分な強度を有し、部分Ａ１がある程度存在することにより、高い摺動性を付与する。
　さらに、被膜３は、化学式（３）に示す様に、両末端シラノール基を有する反応性シリコーンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備えるものの、一部の多官能シランに反応性官能基を持たず片末端にて終端する複数のジメチルポリシロキサンが結合したものを含有してもよい。
　なお、化学式（３）中のＲは、アルキル基であり、式中のメチル基は、他のアルキル基（例えば、エチル基、プロピル基など）であってもよい。式中の繰り返し単位は、化学式（１）および（２）に示した通りである。
　なお、本発明のガスケットに形成された被膜３では、「固体微粒子」を含まないものが好ましい。ここでいう「固体微粒子」とは、被膜３を形成した場合にその外表面の粗度に影響を与える程度の大きさを有する粒子をいい、具体的には被膜３の厚みに対して１０％より大きい粒径を有するものをいう。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000003
　次に、被膜３の形成方法について説明する。被膜層の形成方法は、コーティング液を清浄なガスケット表面に対して塗布させた後、硬化させることで得られる。このとき、ガスケット表面に塗布させる方法としては、浸漬法、噴霧法等、従来公知の方法で行うことができる。特に、被覆対象物を回転（具体的には、１００～６００ｒｐｍ）させた状態にて、被覆液を噴霧塗布（スプレー塗布）することが好ましい。さらに、噴霧塗布を行う場合には、ガスケットの被覆対象部位を６０～１２０℃程度に加熱処理した後に行うことが好ましい。このようにすることにより、被覆対象表面に対して、撥水することなく、速やかに被覆液が定着する。
　硬化方法としては、常温放置でもよいが、加熱硬化が好ましい。加熱硬化させる方法としては、ガスケット基材を変質、あるいは変形させない方法であれば特に限定されるものではないが、熱風乾燥、赤外線を使用した乾燥炉などが挙げられる。あるいは減圧乾燥機を用いる方法など従来公知の方法で行うこともできる。形成される被膜の厚さは、１～３０μｍ程度で良く、好ましくは３～１０μｍである。このような被膜層を形成するにあたっては、混合液の濃度、あるいは浸漬手法、噴霧手法を適当に制御することで、容易に形成可能である。
　また、本発明のシリンジ１０は、外筒１１と、外筒１１内に摺動可能に収納されたガスケット１と、ガスケット１に取り付けられた、あるいは取り付け可能なプランジャー１７とを有する。
　具体的には、シリンジ１０は、図５に示すように、先端部に注射針取付部１５が設けられ後端部にフランジ１６が対向して設けられたシリンジ用外筒１１と、シリンジ用外筒１１の内面１２を液密かつ気密に摺動可能なシリンジ用ガスケット１と、シリンジ用ガスケット１に取り付けられもしくは取り付け可能なプランジャー１７と、シリンジ用外筒１１の注射針取付部１５を封止する封止部材１８と、封止部材１８と外筒内面１２とシリンジ用ガスケット１との間に形成された薬剤２６を収納する薬剤収納部からなる。
　なお、注射針取付部１５には、封止部材１８ではなく、注射針が取り付けられていてもよい。また、この実施例のシリンジでは、封止部材として、図５に示すような、着脱可能な弾性キャップが用いられている。なお、封止部材としては、が好ましいが、両頭針を直接挿通可能なものであってもよい。
　また、ガスケット１は、上述した被膜３を備えている。そして、このシリンジ１０では、外筒１１内でのガスケット１の低速摺動時（１００ｍｍ／ｍｉｎ）における動的摺動抵抗値が２０Ｎ以下であることが好ましい。このような低動的摺動抵抗値は、ガスケット１が上述した被膜３を有することにより得ることができる。特に、外筒１１内でのガスケット１の低速摺動時（１００ｍｍ／ｍｉｎ）における動的摺動抵抗値は、１Ｎ～２０Ｎであることが好ましい。
　特に、この医療用具は、プレフィルドシリンジ２５であり、図５に示すように、シリンジ１０と薬剤２６とからなる。
　シリンジ用外筒１１は、先端部に注射針取付部１５が設けられ、後端部にフランジ１６が設けられた円筒状部材である。シリンジ用外筒１１は、透明もしくは半透明材料により形成されている。好ましくは、酸素透過性、水蒸気透過性の少ない材料により形成されている。また、形成材料としては、１１０℃以上のガラス転移点、または融点を有する材料であることが好ましい。
　外筒１１の形成材料としては、汎用される各種硬質プラスチック材料、例えば、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリ（４－メチルペンテン－１）、環状ポリオレフィン等のポリオレフィン、ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレンナフタレート、非晶性ポリアレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリアミド、ポリカーボネート、ポリ塩化ビニル、アクリル樹脂、アクリロニトリル－ブタジエン－スチレン共重合体、非晶性ポリエーテルイミドなどが好ましく、特に、ポリプロピレン、ポリ（４－メチルペンテン－１）、環状ポリオレフィン、ポリエチレンナフタレート、及び非晶性ポリエーテルイミドが透明性、熱滅菌耐性の点で好ましい。これらの樹脂は外筒に限らず、薬剤を収納可能な容器に共通して使用可能なものである。さらに、ガラスを形成材料として用いてもよい。
　また、図５に示すようにプランジャー１７は、断面十字状の軸方向に延びる本体部２０と、プランジャー取付部４と螺合するプランジャー１７の先端部に設けられたプランジャー側螺合部２１と、プランジャー側螺合部２１と本体部２０との間に設けられた円盤状のガスケット支持部と、本体部２０の後端に設けられた押圧用の円盤部２２と、本体部２０の途中に設けられた円盤状のリブ（図示せず）を備えている。
　そして、この実施例のシリンジ１０の内部には、薬剤２６が収納されている。薬剤２６としては、液剤であっても粉末剤や凍結乾燥剤などの固形剤であっても良いが、特に、界面活性剤を含む薬液等の低粘稠かつ浸透力の高い薬液などの薬液を収納した場合は、シリコーンオイルを必要としないシリンジでありながら、ガスケットの摺動性と液密性を両立することが困難な薬剤でもあるにもかかわらず好適に収納することができるので好ましい。さらに、薬剤として、バイオ医薬品を収納しても、シリコーンオイルを用いていないので、シリコーンオイルに起因する薬剤変性を生じることがなく、さらに、それが高粘度のものであっても、ガスケットは、低い摺動抵抗値で安定した摺動性を有するため、良好に薬剤を排出できる。
　また、収納された薬剤に接する部分にも被膜３をシリンジ用ガスケット１に設けた場合は、難水溶性の薬剤を含有した薬液等の吸着性の高い薬液であっても薬剤吸着等を防止できるので、このような薬剤を用いることが好ましい。
　そして、プランジャー１７および封止部材１８の構成材料としては、ポリ塩化ビニル、高密度ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、アクリル樹脂等の硬質もしくは半硬質樹脂を用いることが好ましい。
　そして、上述したシリンジは、医療用部材に接触して移動する医療用具の一例である。このようなタイプの医療用具は、医療用部材と摺動可能に接触するものであれば、シリンジに限らずいかなる医療用具であってもよい。例えば、ゴム栓付きバイアル瓶、輸液バッグ、採血管、減圧採血管等であってもよい。また、本発明の医療用具は、医療用部材に摺動可能に接触するものであれば、シリンジ用ガスケットに限らずＯリング等、栓体、蓋体等、いかなる医療用具であってもよい。例えば、バイアル瓶のゴム栓、輸液バッグの蓋材等であってもよい。
　また、本発明の医療用具は、生体内に挿入される医療用具であってもよい。このような生体内に挿入される医療用具としては、カテーテル、ガイドワイヤー、血管拡張用器具などがある。また、本発明の医療用具は、生体内挿入時に、生体内(例えば、血管、消化管の内面、臓器の外面)に接触して移動する。このような生体内に接触して移動する医療用具としては、医療用部材であるカテーテル（例えば、ガイディングカテーテル）内に挿入されるとともに、先端部が生体内の目的部位に誘導されるカテーテル、ガイドワイヤー、血管拡張用器具などがある。
　次に、本発明の医療用具をガイドワイヤーに応用した実施例を図面を参照して説明する。
　図６は、本発明のガイドワイヤーの一実施例の断面図である。
　この実施例のガイドワイヤー５０は、内芯５２と、内芯５２を被包する摺動性被膜５３を備えている。そして、摺動性被膜５３は、シリコーンゴムにより構成されているとともに、カーボンナノチューブおよびシリコーン系樹脂微粒子を含有している。
　特に、図６に示す実施例のガイドワイヤーは、剛性の高い本体部５２ａと、本体部５２ａより細径であり剛性の低い先端部５２ｂとが一体に形成された内芯５２と、内芯５２の先端に設けられた高Ｘ線造影部５４と、高Ｘ線造影部５４を設けた内芯５２の全体を被包する摺動性被膜５３を備えている。また、摺動性被膜３は、微粒子を含有することにより、粗面化した表面となっている。
　ガイドワイヤ５０の内芯５２は、本体部５２ａと先端部５２ｂとを有しており、弾性金属により一体に形成されている。そして、先端部５２ｂは、本体部５２ａの先端より細径となるように形成されている。このように細径に形成されることにより、本体より剛性が低いものとされている。また、先端部５２ｂは、本体部５２ａの先端より先端に向かって徐々に細径となるように形成されていてもよい。内芯の先端部を徐々に細径とすることにより、先端に力がかかると先端部が徐々に曲がるので、操作性が向上する。
　内芯５２としては、超弾性金属、ステンレス鋼などが好ましい。超弾性金属としては、４９～５８原子％ＮｉのＴｉＮｉ合金、３８．５～４１．５重量％ＺｎのＣｕ－Ｚｎ合金、１～１０重量％ＸのＣｕ－Ｚｎ－Ｘ合金（Ｘ＝Ｂｅ，Ｓｉ，Ｓｎ，Ａｌ，Ｇａ）、３６～３８原子％ＡｌのＮｉ－Ａｌ合金等の超弾性金属体が好適に使用される。特に好ましくは、上記のＴｉＮｉ合金である。
　そして、内芯５２の本体部５２ａの外径は、０．１０～１．００ｍｍ、より好ましくは０．１５～０．４０ｍｍであり、長さは、１０００～４０００ｍｍ、より好ましくは１５００～３０００ｍｍ、座屈強度（負荷時の降伏応力）は、３０～１００Ｋｇ／ｍｍ2（２２℃）、より好ましくは４０～５５Ｋｇ／ｍｍ2、復元応力（除荷時の降伏応力）は、２０～８０Ｋｇ／ｍｍ2（２２℃）、より好ましくは３０～３５Ｋｇ／ｍｍ2である。
　また、内芯５２の先端部５２ｂの外径は、０．０３～０．１５ｍｍ、より好ましくは、０．０５～０．１０ｍｍであり、長さは１０～３００ｍｍ、好ましくは５０～１５０ｍｍであり、曲げ負荷は、０．１～１０ｇ、好ましくは０．３～６．０ｇ、復元負荷は、０．１～１０ｇ、好ましくは０．３～６．０ｇである。
　また、内芯の先端部の外径はすべて上述寸法である必要はなく一部分であってもよい。さらに、本体部および先端部の復元応力は同一値を有する必要はなくむしろ熱処理条件によりそれを変化させ適度な線径において適当な物性を得るよう工夫することも好ましい。すなわち、本体部の復元応力は大きく、また先端部は柔軟になるよう本体部と先端部の熱処理を分離することが好ましい。さらに、内芯５２は単一線によって構成されるものに限らず、並行もしくは縒りによる複数の線で、上述機能すなわち物性の段階的もしくは連続的な変化を発揮するものとしてもよい。
　そして、高Ｘ線造影部５４は、図６に示す実施例では、内芯５２の先端に固定された高Ｘ線造影性を有する金属の環状部材であり、具体的には、パイプ状部材により形成されている。高Ｘ線造影性を有する金属としては、金、白金、鉛、銀、ビスマス、タングステンなどが好ましく、特に好ましくは、金である。
　この高Ｘ線造影部５４は、内芯５２の先端に機械的な圧着、または、内芯５２の先端にメッキあるいは蒸着された金属とハンダ付されることにより固定されている。
　そして、高Ｘ線造影部５４は、外径が０．２０～０．９０ｍｍ、好ましくは０．２５～０．４０ｍｍ、内径が０．０４～０．１６ｍｍ、好ましくは０．０６～０．１１ｍｍ、長さが１．００～１０．００ｍｍ、好ましくは１．５～４．０ｍｍである。
　また、高Ｘ線造影部５４としては、例えば、上述のような高Ｘ線造影性を有する金属により形成された細線がコイル状に巻かれたものであってもよい。この細線としては、線径が０．０２～０．１０ｍｍのものが好適に使用される。また、巻き着けられる長さは、内芯の先端より１．０～１０．０ｍｍ、好ましくは１．５～４．０ｍｍである。
　内芯５２の全体を被覆する摺動性被膜５３は、図６に示すように、先端部を含めてほぼ均一の外径を有していることが好ましい。特に、この摺動性被膜５３は、内芯５２の先端に設けられた高Ｘ線造影部による段差等がガイドワイヤー５０の外面形状に影響しないように、ほぼ均一の外径となっている。
　摺動性被膜５３としては、上述した実施例のガスケットにおいて説明した摺動性被膜３と同じものが好適に使用できる。
　摺動性被膜の外径は、０．２５～１．０４ｍｍ、好ましくは０．３０～０．６４ｍｍ、内芯５２の本体部５２ａ上での肉厚は、０．２５～１．０４ｍｍ、好ましくは０．３０～０．６４ｍｍである。
　そして、ガイドワイヤー５０の先端（摺動性被膜５３の先端）は、血管壁の損傷の防止、さらに、ガイドワイヤー５０の操作性向上のために、図６に示すように半球状等の曲面となっていることが好ましい。
　なお、この実施例のガイドワイヤー５０では、内芯５２の全体が摺動性被膜５３により被覆されているが、このようなものに限定されるものではない。摺動性被膜５３は、内芯５２の一部のみを被覆するもの、例えば、内芯５２の先端部のみを被覆するもの、内芯５２の本体部のみを被覆するものであってもよい。
　以下、本発明の具体的な実施例について説明する。
（実施例１）
１ａ）主成分が片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサンを以下のようにして作成した。
　オクタメチルシクロテトラシロキサン２００ｇ、ヘキサメチルジシロキサン２ｇ、１０％ドデシルベンゼンスルホン酸水溶液１６０ｇをトールビーカーに混合しホモミキサーにて撹拌処理後、高圧乳化装置にて乳化処理を行った。次に、この乳化液を７０℃で６時間加温処理し、その後１５℃で１８時間インキュベートすることにより乳濁液を得た。この乳濁液をエマルジョン破壊した後、抽出物のＧＰＣ分析を行い、分子量約３０，０００の結果を得た。
２）主成分が両末端シラノールであるポリジメチルシロキサンを以下のようにして作成した。
　オクタメチルシクロテトラシロキサン２００ｇ、１０％ドデシルベンゼンスルホン酸水溶液１６０ｇをトールビーカーに混合しホモミキサーにて撹拌処理後、高圧乳化装置にて乳化処理を行った。次に、この乳化液を７０℃で６時間加温処理し、その後１５℃で１８時間インキュベートすることにより乳濁液を得た。この乳濁液をエマルジョン破壊した後、抽出物のＧＰＣ分析を行ったところ、分子量は、約３００，０００であった。
また、下記のものを準備した。
３）主成分がメチルトリメトキシシランである製品名Ｚ－６３６６（東レ・ダウコーニング株式会社製）
４）主成分が３－アミノプロピルトリエトキシシランである製品名Ｚ－６０１１（東レ・ダウコーニング株式会社製）とマレイン酸無水物のエタノール溶液の混合物（樹脂率は５０％）
５）主成分が３－グリシドキシプロピルトリメトキシシランである製品名Ｚ－６０４０（東レ・ダウコーニング株式会社製）
６）ジオクチルジラウリル酸スズ（触媒）
７）直鎖アルキルベンゼンスルホン酸ナトリウム（界面活性剤）
　精製水３９重量部に、上記１ａ）を２０重量部（エマルジョン重量／固形分：片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記２）を３７．６重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．２重量部、上記４）を１．７重量部、上記５）を０．９重量部、上記６）を０．３重量部、上記７）を０．４重量部を添加し、攪拌することにより、本発明のコーティング用液状物（実施例１）を作成した。
（実施例２）
１ｂ）主成分が片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサンを以下のようにして作成した。
　オクタメチルシクロテトラシロキサン２００ｇ、ヘキサメチルジシロキサン１０ｇ、１０％ドデシルベンゼンスルホン酸水溶液１６０ｇをトールビーカーに混合しホモミキサーにて撹拌処理後、高圧乳化装置にて乳化処理を行った。次に、この乳化液を７０℃で６時間加温処理し、その後１５℃で１８時間インキュベートすることにより乳濁液を得た。この乳濁液をエマルジョン破壊した後、抽出物のＧＰＣ分析を行い、分子量約８，０００の結果を得た。
　精製水３９重量部に、上記１ｂ）を２０重量部（エマルジョン重量／固形分：片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記２）を３７．６重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．２重量部、上記４）を１．７重量部、上記５）を０．９重量部、上記６）を０．３重量部、上記７）を０．４重量部を添加し、攪拌することにより、本発明のコーティング用液状物（実施例２）を作成した。
（実施例３）
１ｃ）主成分が片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサンを以下のようにして作成した。
　オクタメチルシクロテトラシロキサン２００ｇ、ヘキサメチルジシロキサン２０ｇ、１０％ドデシルベンゼンスルホン酸水溶液１６０ｇをトールビーカーに混合しホモミキサーにて撹拌処理後、高圧乳化装置にて乳化処理を行った。次に、この乳化液を７０℃で６時間加温処理し、その後１５℃で１８時間インキュベートすることにより乳濁液を得た。この乳濁液をエマルジョン破壊した後、抽出物のＧＰＣ分析を行い、分子量約４，０００の結果を得た。
　精製水３９重量部に、上記１ｃ）を２０重量部（エマルジョン重量／固形分：片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記２）を３７．６重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．２重量部、上記４）を１．７重量部、上記５）を０．９重量部、上記６）を０．３重量部、上記７）を０．４重量部を添加し、攪拌することにより、本発明のコーティング用液状物（実施例３）を作成した。
（実施例４）
　精製水３９重量部に、上記１ａ）を３．３重量部（エマルジョン重量／固形分：片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記２）を３７．６重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．２重量部、上記４）を１．７重量部、上記５）を０．９重量部、上記６）を０．３重量部、上記７）を０．４重量部を添加し、攪拌することにより、本発明のコーティング用液状物（実施例４）を作成した。
（実施例５）
　精製水３９重量部に、上記１ａ）を３３重量部（エマルジョン重量／固形分：片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記２）を３７．６重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．２重量部、上記４）を１．７重量部、上記５）を０．９重量部、上記６）を０．３重量部、上記７）を０．４重量部を添加し、攪拌することにより、本発明のコーティング用液状物（実施例５）を作成した。
（比較例１）
　実施例１ないし３にて作成した主成分が片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサンを用いることなく、精製水３８．５重量部に、実施例１における上記２）を５６．４重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．３重量部、上記４）を２．６重量部、上記５）を１．３重量部、上記６）を０．４重量部、上記７）を０．７重量部を添加し、攪拌することにより、コーティング用液状物（比較例１）を作成した。
（比較例２）
　実施例１ないし３にて作成した主成分が片末端シラノール片末端トリメチルシリルであるポリジメチルシロキサンを用いることなく、精製水３９重量部に、シリコーンオイル（製品名：ＤＯＷ　ＣＯＲＮＩＮＧ（Ｒ）３６０　ＭＥＤＩＣＡＬ　ＦＬＵＩＤ　１０００ｃＳｔ（東レ・ダウコーニング株式会社製））２０重量部、実施例１における上記２）を３７．６重量部（エマルジョン重量／固形分：両末端シラノールであるポリジメチルシロキサン５０％）、上記３）を０．２重量部、上記４）を１．７重量部、上記５）を０．９重量部、上記６）を０．３重量部、上記７）を０．４重量部を添加し、攪拌することにより、コーティング用液状物（比較例２）を作成した。
（実施例６）
　ブチルゴムを用いて、図１および図２に示す形状のシリンジ用ガスケットのコアを作製した。コアの形成は、ブチルゴムに添加剤を配合した加硫性ゴム組成物をプレス成形することにより行った。得られたコアの形状は、長さ２０ｍｍ、先端側及び後端側環状リブ部分での外径２３.７ｍｍ、先端側環状リブ中央と後端側環状リブ中央間の長さ１０ｍｍ、先端側環状リブと後端側環状リブ間の同一外径部分での外径２１.５ｍｍ、内側に雌ねじ部を有するプランジャー取付用凹部の長さ（深さ）８ｍｍ、プランジャー取付用凹部の先端側での内径１４.５ｍｍ、及び後端側での内径１５ｍｍであった。
　そして、室温、常圧環境下において、上述のように作製したガスケットコア材を、９０℃、３０分間加熱処理した後、その中心軸を中心として回転（３００ｒｐｍ）させるとともに、ガスケットの回転する側面側より、実施例１のコーティング用液状物をスプレー塗布した後、１５０℃、３０分間乾燥させることによって、被膜を有するガスケットを作製した。その後、作製したガスケット上の余分な被覆液を洗うために、８０℃以上の精製水で、洗浄を実施した。なお、コア材の表面に形成された被膜の平均厚さは、約８μｍであった。このガスケットを実施例６とした。
（実施例７）
　コーティング用液状物として、実施例２のコーティング用液状物を用いた以外は、実施例６と同様に行い、本発明のガスケット（実施例７）を作製した。
（実施例８）
　コーティング用液状物として、実施例３のコーティング用液状物を用いた以外は、実施例６と同様に行い、本発明のガスケット（実施例８）を作製した。
（実施例９）
　コーティング用液状物として、実施例４のコーティング用液状物を用いた以外は、実施例６と同様に行い、本発明のガスケット（実施例９）を作製した。
（実施例１０）
　コーティング用液状物として、実施例５のコーティング用液状物を用いた以外は、実施例６と同様に行い、本発明のガスケット（実施例１０）を作製した。
（比較例３）
　コーティング用液状物として、比較例１のコーティング用液状物を用いた以外は、実施例６と同様に行い、ガスケット（比較例３）を作製した。
（比較例４）
　コーティング用液状物として、比較例２のコーティング用液状物を用いた以外は、実施例６と同様に行い、ガスケット（比較例４）を作製した。
（実験１：摺動抵抗測定試験）
　シリンジ用外筒の形成材料として、ポリプロピレン（日本ポリケム株式会社製）を用いて、射出成形により、図５に示す形状のシリンジ用外筒を作製した。シリンジ用外筒の円筒部分の内径は、２３.５ｍｍ、長さは、９５ｍｍであった。また、プランジャーの形成材料として、ポリプロピレン（日本ポリケム株式会社製）を用いて、射出成形により、図５に示す形状のプランジャーを作製した。
　そして、上記のシリンジ用外筒、実施例６ないし１０、比較例３および４の各ガスケット、上記のプランジャーを組み立て、シリンジを作製した。
　各シリンジの摺動抵抗値を、オートグラフ（機種名　ＥＺ－Ｔｅｓｔ、会社名　島津製作所）により測定した。具体的には、シリンジの先端およびプランジャーの後端をオートグラフの測定対象物固定部に固定し、プランジャーを１００ｍｍ／ｍｉｎの速度で６０ｍｍ降下させたときの初期摺動抵抗値及び最大摺動抵抗値（Ｎ）を計測したところ、表１に示すような結果となった。
（実験２：削れ試験）
　実験１と同様に準備した実施例６ないし１０、比較例３および４の各ガスケットを用いて作成したシリンジについての以下の試験を行った。
　シリンジ筒先より真空引きし、シリンジ内の真空度が－９０ｋＰａ以上に達したところでストッパーを摺動させる。シリンジの内壁およびストッパー表面にコート層の削れ由来物質を確認したところ、表１に示す結果となった。
　なお、試験におけるサンプル数は５とし、全てのサンプルにおいて削れ由来物質を確認が確認されなかったものを「○」とした。
（実験３：滅菌済み注射筒基準に規定された圧力試験）
　　実験１と同様に準備した実施例６ないし１０、比較例３および４の各ガスケットを用いて作成したシリンジについての以下の試験を行った。
　滅菌済みのプラスチック製の注射筒であり、そのまま直ちに使用でき、かつ、１回限りの使用で使い捨てる滅菌済み注射筒基準（平成１０年１２月１１日医薬発第１０７９号医薬安全局長通知）における圧力試験に規定されている試験を実施した。その結果は、表１に示す通りであった。
　なお、試験におけるサンプル数は５とし、全て適合した場合「○」とした。
（実験４：密閉試験）
　実験１にて用いたものと同じシリンジ用外筒を準備し、シリンジ用外筒にＴＳＢ培地を充填した後、実施例６ないし１０、比較例３および４の各ガスケットを打栓して、ＴＳＢ充填シリンジを作成し、オートクレーブ滅菌した。
　試験菌Serratia marcescensを１０６ｃｆｕ／ｍＬ以上となるようにＴＳＢ培地で希釈し試験菌液を調製した。
　そして、試験菌液をビーカーに、上記のように準備した各滅菌済みかつＴＳＢ培地充填シリンジのガスケットの端面が浸る高さまで注入し、加圧ジャーの中に静置し、加圧ポンプで３０分間大気圧より０．０２ＭＰａ大きい圧力を加えた。加圧終了後、ＴＳＢ培地充填シリンジを精製水で洗浄し７０％エタノールで消毒した。３１±１℃で１４日間培養後、シリンジ内のＴＳＢ培地における菌増殖の有無を濁りの有無により確認した。濁りがないものを「○」とした。その結果は、表１に示す通りであった。
　なお、試験におけるサンプル数は５とし、全て適合した場合、「○」とした。
（実験５：固着試験）
　５０ｍｍ×７０ｍｍ、厚み２ｍｍのポリプロピレン（日本ポリケム株式会社製）を形成材料とした板を準備した。さらに、本ガスケットコア材と同じブチルゴム製のゴムシート（１０ｍｍ×５０ｍｍ、厚み１５ｍｍ）を９０℃、３０分間加熱処理した後、実施例１ないし５、比較例１および２のコーティング用液状物を各々をゴムシートにスプレー塗布し、１５０℃、３０分間乾燥させた試料を用意した。
　そして、上記のポリプロピレン板と鉄板の間にコーティング面をポリプロピレン板側にして各々試料を挟み、クリップで固定し、４０℃、６０℃、８０℃恒温槽内で各々１日、さらに６０℃恒温槽内で１０日、２０日、３０日各々静置した。静置後のサンプルについて、オートグラフ（機種名　ＥＺ－Ｔｅｓｔ、島津製作所株式会社製）により固着度を測定した。結果は、表１に示す通りであった。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
（実験７：シリコーン抽出試験）
　実施例６ないし１０、比較例３および４の各ガスケット１０個を円筒濾紙に入れ、ヘキサン溶媒で８時間還流した。抽出液をエバポレーターにて濃縮後、減圧乾燥した。減圧乾燥により得られた回収物のＧＰＣ測定を行い、各シリコーン抽出物分子量に相当するピークの有無を確認した。結果は、表２に示す通りであった。なお、試験におけるサンプル数は５とし、シリコーン抽出物分子量に相当するピークを全てのサンプルにおいて検出しなかったものを「○」、検出されたものを「×」とした。
（実験８：薬剤凝集試験）
　エリスロポエチン（Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ社製）を、２ｍＭのＮａ２ＨＰＯ４と０．０６ｍｇ／ｍＬのポリソルベート８０を含有する水溶液に加えて完全に溶解させて、エリスロポエチンの濃度が２４，０００ＩＵ／ｍＬの溶液（エリスロポエチン溶液製剤）を準備した。
　実験１にて用いたものと同じシリンジ用外筒を準備し、外筒の先端開口をブチルゴム製のシールキャップにてシールし、エリスロポエチン溶液製剤２ｍＬを充填し、実施例６ないし１０、比較例３および４のガスケットを打栓し、プレフィルドシリンジを作成した。
　そして、上記のようにして作成したエリスロポエチン溶液製剤充填プレフィルドシリンジを４℃にて４，８，１２週間保管した後、シリンジから取り出したエリスロポエチン溶液製剤について凝集評価を行った。凝集評価は、ナノ微粒子をＮＴＡ（Nanoparticle Tracking Analysis）、マイクロ微粒子をＦｌｏｗ　ＣＡＭ、粒度分布をＤＬＳ（Dynamic Light Scattering）、エリスロポエチンの分子量をＳＥＣ－ＭＡＬＳ（Size Exclusion Chromatography-Multi Angle Light Scattering）にて測定した結果を用いて評価した。
　結果は、表２に示す通りであった。なお、試験におけるサンプル数は５とし、全ての週においてエリスロポエチンの凝集が確認できなかったものを「○」とした。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000005
　本発明の医療用具コーティング用液状物は、以下のものである。
　（１）　医療用具に摺動性を付与するための医療用具コーティング用液状物であって、前記コーティング用液状物は、片末端にのみシラノール基を有する第１のポリシロキサンと、両末端にシラノール基を有する第２のポリシロキサンと、多官能シランとを含有する医療用具コーティング用液状物。
　この医療用具コーティング用液状物は、医療用部材もしくは体腔と接触する部分にコーティングし、熱硬化させることにより、摺動性被膜を形成する。そして、形成される摺動性被膜は、両末端シラノール基を有する反応性ポリシロキサン、言い換えれば上記第２のポリシロキサンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備え、さらに、多官能シランによる架橋部の少なくとも一部に、片末端が結合し、他の片末端が、反応性官能基を持たずかついずれの化合物にも結合していない自由端（フリー末端）となっている上記第１のポリシロキサンを有するものとなる。摺動性被膜は、上記の主骨格と架橋部を有することにより、十分な摺動性を有するとともに、架橋部の少なくとも一部に、片末端が結合し、他の片末端が、反応性官能基を持たずかついずれの化合物にも結合していない自由端（フリー末端）となっている上記第１のポリシロキサンを有することにより、より高い摺動性を付与する。
　また、上記の実施態様は、以下のものであってもよい。
　（２）　前記医療用具コーティング用液状物は、水性溶媒を含有する水性エマルジョンである上記（１）に記載の医療用具コーティング用液状物。
　（３）　前記第１のポリシロキサンは、片末端シラノール基かつ片末端トリメチルシリル基を有するポリジメチルシロキサンである上記（１）または（２）に記載の医療用具コーティング用液状物。
　（４）　前記第２のポリシロキサンは、両末端シラノール基のポリジメチルシロキサンである上記（１）ないし（３）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　（５）　前記第１のポリシロキサンは、分子量が３，０００～５０，０００である上記（１）ないし（４）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　（６）　前記第２のポリシロキサンは、分子量が２００，０００～４００，０００である上記（１）ないし（５）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　（７）　前記医療用具コーティング用液状物は、熱硬化を促進させるための触媒を含有している上記（１）ないし（６）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　（８）　前記医療用具コーティング用液状物における前記第１のポリシロキサン含有量と前記第２のポリシロキサン含有量の重量比は、５０：５０～５：９５である上記（１）ないし（７）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　（９）　前記多官能シランは、含窒素シラン、エポキシシラン、アルキルシランのいずれかあるいは２種以上の組みあわせである上記（１）ないし（８）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　（１０）　前記多官能シランは、３つの官能基を有している上記（１）ないし（９）のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
　本発明の摺動性被膜保有医療用具は、以下のものである。
　（１１）　使用時に医療用部材に接触するもしくは生体内に挿入される医療用具であって、前記医療用具は、前記医療用部材もしくは生体内部と接触する部分に設けられた摺動性被膜を備え、前記摺動性被膜は、両末端シラノール基を有する反応性ポリシロキサンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備え、さらに、少なくとも一部の前記架橋部には、前記架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず前記主骨格および前記架橋部に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合している摺動性被膜保有医療用具。
　また、上記の実施態様は、以下のものであってもよい。
　（１２）　前記摺動性被膜の前記架橋部の５～５０％に、前記反応性官能基を持たず前記主骨格に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合している上記（１１）に記載の摺動性被膜保有医療用具。
　（１３）　前記ポリシロキサンの他の片末端は、トリメチルシリル基である上記（１１）または（１２）に記載の摺動性被膜保有医療用具。
　（１４）　前記主骨格は、反応性官能基を持たず片末端にて終端するポリシロキサンを含んでいる上記（１１）ないし（１３）のいずれかに記載の摺動性被膜保有医療用具。
　（１５）　前記医療用具は、シリンジ用ガスケットであり、前記シリンジ用ガスケットは、前記ガスケットの少なくとも外筒内面と接触する部分に前記摺動性被膜を有している上記（１１）ないし（１４）のいずれかに記載の摺動性被膜保有医療用具。
　本発明のシリンジは、以下のものである。
　（１６）　外筒と、前記外筒内に摺動可能に収納された上記（１５）に記載の前記シリンジ用ガスケットと、前記ガスケットに取り付けられた、あるいは取り付け可能なプランジャーとを有するシリンジ。
　また、上記の実施態様は、以下のものであってもよい。
　（１７）　前記シリンジは、薬液が充填されている上記（１６）に記載のシリンジ。
　（１８）　前記外筒は、プラスチック製外筒である上記（１６）または（１７）に記載のシリンジ。

Claims (18)

  1. 医療用具に摺動性を付与するための医療用具コーティング用液状物であって、前記コーティング用液状物は、片末端にのみシラノール基を有する第１のポリシロキサンと、両末端にシラノール基を有する第２のポリシロキサンと、多官能シランとを含有することを特徴とする医療用具コーティング用液状物。
  2. 前記医療用具コーティング用液状物は、水性溶媒を含有する水性エマルジョンである請求項１に記載の医療用具コーティング用液状物。
  3. 前記第１のポリシロキサンは、片末端シラノール基かつ片末端トリメチルシリル基を有するポリジメチルシロキサンである請求項１または２に記載の医療用具コーティング用液状物。
  4. 前記第２のポリシロキサンは、両末端シラノール基のポリジメチルシロキサンである請求項１ないし３のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  5. 前記第１のポリシロキサンは、分子量が３，０００～５０，０００である請求項１ないし４のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  6. 前記第２のポリシロキサンは、分子量が２００，０００～４００，０００である請求項１ないし５のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  7. 前記医療用具コーティング用液状物は、熱硬化を促進させるための触媒を含有している請求項１ないし６のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  8. 前記医療用具コーティング用液状物における前記第１のポリシロキサン含有量と前記第２のポリシロキサン含有量の重量比は、５０：５０～５：９５である請求項１ないし７のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  9. 前記多官能シランは、含窒素シラン、エポキシシラン、アルキルシランのいずれかあるいは２種以上の組みあわせである請求項１ないし８のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  10. 前記多官能シランは、３つの官能基を有している請求項１ないし９のいずれかに記載の医療用具コーティング用液状物。
  11. 使用時に医療用部材に接触するもしくは生体内に挿入される医療用具であって、前記医療用具は、前記医療用部材もしくは生体内部と接触する部分に設けられた摺動性被膜を備え、前記摺動性被膜は、両末端シラノール基を有する反応性ポリシロキサンの縮合物を主体とする主骨格と、多官能シランによる多数の架橋部を備え、さらに、少なくとも一部の前記架橋部には、前記架橋部に結合した一方の片末端と、反応性官能基を持たず前記主骨格および前記架橋部に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合していることを特徴とする摺動性被膜保有医療用具。
  12. 前記摺動性被膜の前記架橋部の５～５０％に、前記反応性官能基を持たず前記主骨格に結合していない他方の片末端を有するポリシロキサンが結合している請求項１１に記載の摺動性被膜保有医療用具。
  13. 前記ポリシロキサンの他の片末端は、トリメチルシリル基である請求項１１または１２に記載の摺動性被膜保有医療用具。
  14. 前記主骨格は、反応性官能基を持たず片末端にて終端するポリシロキサンを含んでいる請求項１１ないし１３のいずれかに記載の摺動性被膜保有医療用具。
  15. 前記医療用具は、シリンジ用ガスケットであり、前記シリンジ用ガスケットは、前記ガスケットの少なくとも外筒内面と接触する部分に前記摺動性被膜を有している請求項１１ないし１４のいずれかに記載の摺動性被膜保有医療用具。
  16. 外筒と、前記外筒内に摺動可能に収納された請求項１５に記載の前記シリンジ用ガスケットと、前記ガスケットに取り付けられた、あるいは取り付け可能なプランジャーとを有することを特徴とするシリンジ。
  17. 前記シリンジは、薬液が充填されている請求項１６に記載のシリンジ。
  18. 前記外筒は、プラスチック製外筒である請求項１６または１７に記載のシリンジ。
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