JPH06172638A - 熱可塑性ポリウレタンブレンド - Google Patents
熱可塑性ポリウレタンブレンドInfo
- Publication number
- JPH06172638A JPH06172638A JP5220259A JP22025993A JPH06172638A JP H06172638 A JPH06172638 A JP H06172638A JP 5220259 A JP5220259 A JP 5220259A JP 22025993 A JP22025993 A JP 22025993A JP H06172638 A JPH06172638 A JP H06172638A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- glycol
- polyurethane
- blend
- polyether
- catheter
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Granted
Links
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
- A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
- A61L29/04—Macromolecular materials
- A61L29/06—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
- C08L75/00—Compositions of polyureas or polyurethanes; Compositions of derivatives of such polymers
- C08L75/04—Polyurethanes
- C08L75/08—Polyurethanes from polyethers
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Polymers & Plastics (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【構成】 アルキレンジオールで鎖延長された熱可塑性
ポリウレタンをオキシアルキレングリコールオリゴマー
で鎖延長された熱可塑性ポリウレタンとブレンドする。 【効果】 このブレンドは、患者における満足な挿入の
ための十分な初期剛性と安全な位置決めおよび血管壁穿
孔の危険のない長期間カテーテル挿入のための軟化を有
するカテーテルチューブへ押出される。
ポリウレタンをオキシアルキレングリコールオリゴマー
で鎖延長された熱可塑性ポリウレタンとブレンドする。 【効果】 このブレンドは、患者における満足な挿入の
ための十分な初期剛性と安全な位置決めおよび血管壁穿
孔の危険のない長期間カテーテル挿入のための軟化を有
するカテーテルチューブへ押出される。
Description
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、患者のカテーテル法に
関し、さらに詳しくは体液と接触した場合に所望のバラ
ンスの初期剛性と軟化を有する特定ポリウレタンのブレ
ンドからのカテーテルに関する。
関し、さらに詳しくは体液と接触した場合に所望のバラ
ンスの初期剛性と軟化を有する特定ポリウレタンのブレ
ンドからのカテーテルに関する。
【0002】
【従来の技術】カテーテル技術は、通常、ある種の挿入
装置を用いて患者の皮膚を穿刺し体腔たとえば血流へカ
テーテルを挿入することを含む。患者の快適さと安全性
の為に、カテーテルはできるだけ柔らかくして、湾曲し
た血管を介して所望の位置へ進行する助けとし、一方血
管壁の穿刺の危険性を最小限にすることが非常に好まし
い。他方、カテーテルが二次加工される材料は、つぶれ
たりまたは曲がったりすることなく皮膚を穿刺しおよび
血管へ進行するため十分剛性でなければならない。
装置を用いて患者の皮膚を穿刺し体腔たとえば血流へカ
テーテルを挿入することを含む。患者の快適さと安全性
の為に、カテーテルはできるだけ柔らかくして、湾曲し
た血管を介して所望の位置へ進行する助けとし、一方血
管壁の穿刺の危険性を最小限にすることが非常に好まし
い。他方、カテーテルが二次加工される材料は、つぶれ
たりまたは曲がったりすることなく皮膚を穿刺しおよび
血管へ進行するため十分剛性でなければならない。
【0003】多数の重合物質がカテーテルチューブの二
次加工に対し検討されてきた。シリコーンゴムが使用さ
れてきたが、柔らかくそして曲げやすいこの材料は十分
な引っ張り強度および他の所望の性質を得るために様々
な添加剤たとえば充填剤および可塑剤の混入を必要とす
る。柔軟性による圧潰を避けるために必要な厚い壁は流
体の流れに対し十分な内径を達成するために大きな外径
を必要とする。
次加工に対し検討されてきた。シリコーンゴムが使用さ
れてきたが、柔らかくそして曲げやすいこの材料は十分
な引っ張り強度および他の所望の性質を得るために様々
な添加剤たとえば充填剤および可塑剤の混入を必要とす
る。柔軟性による圧潰を避けるために必要な厚い壁は流
体の流れに対し十分な内径を達成するために大きな外径
を必要とする。
【0004】先行技術の他のカテーテルは、硬質のほと
んど非柔軟性重合物質からつくられてきた。このような
一般的カテーテルの例は、コネイズ(Coneys)に
より米国特許第4,657,024号に開示された放射
線不透過剤を含むフッ素化エチレンプロピレンコポリマ
ー(FEP)のストライプを有するFEPのカテーテル
である。
んど非柔軟性重合物質からつくられてきた。このような
一般的カテーテルの例は、コネイズ(Coneys)に
より米国特許第4,657,024号に開示された放射
線不透過剤を含むフッ素化エチレンプロピレンコポリマ
ー(FEP)のストライプを有するFEPのカテーテル
である。
【0005】近年、様々な医療装置部品の二次加工に好
ましい重合性生物材料としてポリウレタンが前面に出て
きている。ポリウレタンは三つの基本的成分、ポリイソ
シアネート、ポリグリコールおよび延長剤、通常低分子
量のジオール、ジアミンまたは水から合成される。延長
剤がジオールの場合、ポリウレタンは完全にウレタン結
合からなる。延長剤が水またはジアミンの場合、ウレタ
ン結合および尿素結合の両方ともが存在する。
ましい重合性生物材料としてポリウレタンが前面に出て
きている。ポリウレタンは三つの基本的成分、ポリイソ
シアネート、ポリグリコールおよび延長剤、通常低分子
量のジオール、ジアミンまたは水から合成される。延長
剤がジオールの場合、ポリウレタンは完全にウレタン結
合からなる。延長剤が水またはジアミンの場合、ウレタ
ン結合および尿素結合の両方ともが存在する。
【0006】通常のポリグリコールはポリエチレングリ
コール(PEG)およびポリテトラメチレンエーテルグ
リコール(PTMEG)である。ポリプロピレンエーテ
ルグリコール(PPG)は所望の高軟度のポリウレタン
を提供するものであるが、PPGがイソシアネートと反
応するための触媒を必要とするため医療用途を意図する
ポリウレタンにはあまり用いられていない。ポリウレタ
ン合成のための通常の触媒たとえばオクチルスタノエー
トおよびジブチルスズジラウレートは毒性であり、患者
の体液へ浸出する危険性のため医療級のポリウレタン合
成には禁忌である。
コール(PEG)およびポリテトラメチレンエーテルグ
リコール(PTMEG)である。ポリプロピレンエーテ
ルグリコール(PPG)は所望の高軟度のポリウレタン
を提供するものであるが、PPGがイソシアネートと反
応するための触媒を必要とするため医療用途を意図する
ポリウレタンにはあまり用いられていない。ポリウレタ
ン合成のための通常の触媒たとえばオクチルスタノエー
トおよびジブチルスズジラウレートは毒性であり、患者
の体液へ浸出する危険性のため医療級のポリウレタン合
成には禁忌である。
【0007】ポリウレタンは、通常、硬質セグメント
(HS)および軟質セグメントと呼ばれる微小ドメイン
を発現し、その結果しばしばこれらはセグメント化ポリ
ウレタンと称される。硬質セグメントはイソシアネート
および延長剤成分を含むポリマー分子の一部の局在化に
より形成し、一般に高結晶化度である。軟質セグメント
はポリマー鎖のポリエーテルグリコール部分から形成
し、一般に非晶質または低結晶化度のいずれかである。
結晶化度および硬質セグメント含有率は溶融加工性に寄
与する要因である。グールド(Gould)らは、米国
特許第4,454,309号において、水に膨潤しそし
て成形し硬化して造形製品を形成し得る親水性ポリウレ
タンジアクリレート組成物について開示している。非親
水性成分および親水性ポリウレタンジアクリレート成分
を含む組成物で二次加工された膨潤性カテーテルは、商
標名ストリームライン(STREAMLINE)のもと
に、メンロ ケア社(Menlo Care In
c.)から市販され、そしてウォーカー(Walke
r)らにより米国特許第4,781,703号および同
第4,994,047号に開示されている。液体と接触
すると、この組成物は液体を吸収するために膨潤し軟化
し、これによりカテーテルの横断面積が増える。
(HS)および軟質セグメントと呼ばれる微小ドメイン
を発現し、その結果しばしばこれらはセグメント化ポリ
ウレタンと称される。硬質セグメントはイソシアネート
および延長剤成分を含むポリマー分子の一部の局在化に
より形成し、一般に高結晶化度である。軟質セグメント
はポリマー鎖のポリエーテルグリコール部分から形成
し、一般に非晶質または低結晶化度のいずれかである。
結晶化度および硬質セグメント含有率は溶融加工性に寄
与する要因である。グールド(Gould)らは、米国
特許第4,454,309号において、水に膨潤しそし
て成形し硬化して造形製品を形成し得る親水性ポリウレ
タンジアクリレート組成物について開示している。非親
水性成分および親水性ポリウレタンジアクリレート成分
を含む組成物で二次加工された膨潤性カテーテルは、商
標名ストリームライン(STREAMLINE)のもと
に、メンロ ケア社(Menlo Care In
c.)から市販され、そしてウォーカー(Walke
r)らにより米国特許第4,781,703号および同
第4,994,047号に開示されている。液体と接触
すると、この組成物は液体を吸収するために膨潤し軟化
し、これによりカテーテルの横断面積が増える。
【0008】ポリエチレンオキシド軟質セグメントから
合成されたポリウレタンで二次加工された軟化および膨
潤性カテーテルは、これの共同譲受人であるカラケーレ
(Karakelle)らによる米国特許第5,06
1,254号に開示されている。
合成されたポリウレタンで二次加工された軟化および膨
潤性カテーテルは、これの共同譲受人であるカラケーレ
(Karakelle)らによる米国特許第5,06
1,254号に開示されている。
【0009】デラウェアー州、ウィルミントンのアロウ
インターナショナル社(Arrow Interna
tional Corp.)から、商標名フレクスチッ
プ(FLEXTIP)のもとに市販され、そして米国特
許第31,873号においてヒューズ(Howes)に
より開示されそして米国特許第5,004,456号に
おいてボッターブッシュ(Botterbusch)ら
により開示された多孔カテーテルは、体腔へ挿入するこ
とを意図する比較的軟質の末端部セグメントおよび熱や
圧力によりこれへ接続された比較的硬質の固定部分とか
らなる。カテーテルセグメントは脂肪族または芳香族ジ
イソシアネートからのポリウレタンである。
インターナショナル社(Arrow Interna
tional Corp.)から、商標名フレクスチッ
プ(FLEXTIP)のもとに市販され、そして米国特
許第31,873号においてヒューズ(Howes)に
より開示されそして米国特許第5,004,456号に
おいてボッターブッシュ(Botterbusch)ら
により開示された多孔カテーテルは、体腔へ挿入するこ
とを意図する比較的軟質の末端部セグメントおよび熱や
圧力によりこれへ接続された比較的硬質の固定部分とか
らなる。カテーテルセグメントは脂肪族または芳香族ジ
イソシアネートからのポリウレタンである。
【0010】軟化への別のアプローチは、これの共同の
譲受人の米国特許出願第07/499,145号に開示
されている。調節され軟化のカテーテルは、親水性熱可
塑性支持体ポリマーのチューブに疎水性補剛ポリマーの
ストライプを入れることにより達成される。
譲受人の米国特許出願第07/499,145号に開示
されている。調節され軟化のカテーテルは、親水性熱可
塑性支持体ポリマーのチューブに疎水性補剛ポリマーの
ストライプを入れることにより達成される。
【0011】
【発明が解決しようとする課題】カテーテル性能におけ
る著しい改善が上記の開示から得られるとはいえ、所望
により挿入および位置変えの簡単さのために十分な機械
的強度と剛性を保つポリウレタンの血液適合性、軟度お
よび柔軟性を有する一体型カテーテルに対する必要性が
残っている。本発明はこの必要性を扱うものである。
る著しい改善が上記の開示から得られるとはいえ、所望
により挿入および位置変えの簡単さのために十分な機械
的強度と剛性を保つポリウレタンの血液適合性、軟度お
よび柔軟性を有する一体型カテーテルに対する必要性が
残っている。本発明はこの必要性を扱うものである。
【0012】
【課題を解決するための手段】ポリウレタンの非膨潤性
ブレンドは、オキシアルキレングリコールオリゴマーで
鎖延長された熱可塑性ポリウレタン(TPU)およびア
ルキレングリコールで鎖延長されたTPUを含む。好ま
しいポリウレタンはトリエチレングリコール(TEG)
および1,4−ブタンジオール(BDO)で鎖延長され
ている。両方のTPUともに更にポリイソシアネートお
よび重合性軟質セグメントを含む。好ましいポリイソシ
アネートはジフェニルメタン−4,4′−ジイソシアネ
ート(MDI)であり、好ましい軟質セグメントは実質
的に非親水性のポリエーテル、もっとも好ましくはPT
MEGまたはアミン末端ポリプロピレンオキシドグリコ
ールである。ブレンドは他の物質、たとえば放射線不透
過剤または抗感染剤を含んでいてよく、そしてチューブ
へ押出されてもよい。好ましいチューブはいずれかの数
の孔を有するカテーテルチューブである。最も好ましい
カテーテルは三本孔であり、そして放射線不透過剤を含
む。押出されたチューブに抗トロンボゲン剤または抗生
物質を塗布してもよい。
ブレンドは、オキシアルキレングリコールオリゴマーで
鎖延長された熱可塑性ポリウレタン(TPU)およびア
ルキレングリコールで鎖延長されたTPUを含む。好ま
しいポリウレタンはトリエチレングリコール(TEG)
および1,4−ブタンジオール(BDO)で鎖延長され
ている。両方のTPUともに更にポリイソシアネートお
よび重合性軟質セグメントを含む。好ましいポリイソシ
アネートはジフェニルメタン−4,4′−ジイソシアネ
ート(MDI)であり、好ましい軟質セグメントは実質
的に非親水性のポリエーテル、もっとも好ましくはPT
MEGまたはアミン末端ポリプロピレンオキシドグリコ
ールである。ブレンドは他の物質、たとえば放射線不透
過剤または抗感染剤を含んでいてよく、そしてチューブ
へ押出されてもよい。好ましいチューブはいずれかの数
の孔を有するカテーテルチューブである。最も好ましい
カテーテルは三本孔であり、そして放射線不透過剤を含
む。押出されたチューブに抗トロンボゲン剤または抗生
物質を塗布してもよい。
【0013】本発明のブレンドから二次加工されたカテ
ーテルは、初期に剛性であるがしかし先行技術のカテー
テルの約60%の軟化と比べて37℃正常食塩水中87
%まで軟化する。高い初期剛性は患者へカテーテルを挿
入するのに非常に有利である。体液と接触後の高い軟化
は柔軟性をもたらし、これは位置決めの助けとなり血管
壁に穴をあける危険を低くする。開示されたカテーテル
の非膨潤性の特質は特に中央静脈カテーテル化法に重要
である。このような用途において、カテーテルは心臓の
近くに置かれ、心臓の拍動のために連続した運動を受け
る。その結果、中央静脈カテーテル化法の問題は、カテ
ーテル壁による連続した摩擦のための静脈壁の刺激であ
った。この状態により静脈炎および出血が起こりうる。
孔径が大きくなる膨潤性カテーテルはカテーテルと血管
壁とをさらに密着させこの問題を悪化させる。末梢部カ
テーテル化法では、これらの事は重要な問題ではない。
というのは、カテーテル化される部分では多くの更に細
い血管がその影響される部分を迂回することができるか
らである。
ーテルは、初期に剛性であるがしかし先行技術のカテー
テルの約60%の軟化と比べて37℃正常食塩水中87
%まで軟化する。高い初期剛性は患者へカテーテルを挿
入するのに非常に有利である。体液と接触後の高い軟化
は柔軟性をもたらし、これは位置決めの助けとなり血管
壁に穴をあける危険を低くする。開示されたカテーテル
の非膨潤性の特質は特に中央静脈カテーテル化法に重要
である。このような用途において、カテーテルは心臓の
近くに置かれ、心臓の拍動のために連続した運動を受け
る。その結果、中央静脈カテーテル化法の問題は、カテ
ーテル壁による連続した摩擦のための静脈壁の刺激であ
った。この状態により静脈炎および出血が起こりうる。
孔径が大きくなる膨潤性カテーテルはカテーテルと血管
壁とをさらに密着させこの問題を悪化させる。末梢部カ
テーテル化法では、これらの事は重要な問題ではない。
というのは、カテーテル化される部分では多くの更に細
い血管がその影響される部分を迂回することができるか
らである。
【0014】本発明のブレンドは、軟化と同時に優れた
引っ張り強度が強力な滲出性触媒や加工助剤を含まない
方法で達成されるので、たとえば商標名テコフレックス
(TECOFLEX)またはペレサン(PELLETH
ANE)のような商業的に使用されるカテーテル材料よ
り有利である。先行技術のカテーテルと対照的に、挿入
後の高軟化と組合わせた初期剛性によりカテーテルを一
体型品として製造することができ、使用の間に離れて患
者の内にカテーテル部品を置き去りにすることもある接
合部がなくなる。
引っ張り強度が強力な滲出性触媒や加工助剤を含まない
方法で達成されるので、たとえば商標名テコフレックス
(TECOFLEX)またはペレサン(PELLETH
ANE)のような商業的に使用されるカテーテル材料よ
り有利である。先行技術のカテーテルと対照的に、挿入
後の高軟化と組合わせた初期剛性によりカテーテルを一
体型品として製造することができ、使用の間に離れて患
者の内にカテーテル部品を置き去りにすることもある接
合部がなくなる。
【0015】本発明は多くの異なった形の実施態様によ
り満足されるが、その記載は本発明の原則の例示として
考えるべきもので記載された実施態様により本発明を限
定するものではないという理解のもとに、ここに詳細に
本発明の好ましい実施態様を記載する。本発明の範囲は
特許請求の範囲およびこれらの均等物により判断される
であろう。
り満足されるが、その記載は本発明の原則の例示として
考えるべきもので記載された実施態様により本発明を限
定するものではないという理解のもとに、ここに詳細に
本発明の好ましい実施態様を記載する。本発明の範囲は
特許請求の範囲およびこれらの均等物により判断される
であろう。
【0016】本発明のポリウレタン新規ブレンドは、柔
軟性、弾性、血液適合性があり、そして組織適合性のポ
リマーを必要とする多くの用途に使用されうる。たとえ
ば、これらは、挿入のための剛性ばかりでなく湾曲した
血管を通って前進する間に患者の簡便性と安全性のため
の軟化も必要な長期間植え込み可能なカテーテルにおい
て適用可能である。これらはまた、移植血管、血液透析
用カテーテル、挿入器、尿および末梢部用カテーテルな
らびに閉塞具のような製品に使用されうる。これらは、
挿入後の膨潤が不利益なほとんど全部の中央静脈を通る
カテーテルに特に適する。
軟性、弾性、血液適合性があり、そして組織適合性のポ
リマーを必要とする多くの用途に使用されうる。たとえ
ば、これらは、挿入のための剛性ばかりでなく湾曲した
血管を通って前進する間に患者の簡便性と安全性のため
の軟化も必要な長期間植え込み可能なカテーテルにおい
て適用可能である。これらはまた、移植血管、血液透析
用カテーテル、挿入器、尿および末梢部用カテーテルな
らびに閉塞具のような製品に使用されうる。これらは、
挿入後の膨潤が不利益なほとんど全部の中央静脈を通る
カテーテルに特に適する。
【0017】本発明によれば、剛性と軟化の間に所望の
バランスを有する溶融加工性ポリウレタン混合物は特定
のジオール鎖延長剤から合成されたポリウレタンをブレ
ンドすることにより得られる。本発明でブレンドされる
ポリウレタンは通常のポリイソシアネートおよび軟質セ
グメントも含む。
バランスを有する溶融加工性ポリウレタン混合物は特定
のジオール鎖延長剤から合成されたポリウレタンをブレ
ンドすることにより得られる。本発明でブレンドされる
ポリウレタンは通常のポリイソシアネートおよび軟質セ
グメントも含む。
【0018】本発明で有用なポリイソシアネートは二つ
以上のイソシアネート基を有する。好ましいポリイソシ
アネートは芳香族または脂環式ジイソシアネート、たと
えばMDI、トルエンジイソシアネート、イソフォロン
ジイソシアネート、4,4′−ジシクロヘキシル−メタ
ンジイソシアネート、ヘキサメチレンジイソシアネート
等である。これらのうちで、芳香族ジイソシアネートが
好ましく、最も好ましいのはMDIである。
以上のイソシアネート基を有する。好ましいポリイソシ
アネートは芳香族または脂環式ジイソシアネート、たと
えばMDI、トルエンジイソシアネート、イソフォロン
ジイソシアネート、4,4′−ジシクロヘキシル−メタ
ンジイソシアネート、ヘキサメチレンジイソシアネート
等である。これらのうちで、芳香族ジイソシアネートが
好ましく、最も好ましいのはMDIである。
【0019】ポリウレタンの軟質セグメントは、分子量
500〜16,000の実質的に非親水性のポリエーテ
ルグリコールであるのが好ましい。最も好ましいポリグ
リコールは分子量約400〜4,000、好ましくは約
500〜3,000、最も好ましくは約650〜1,0
00を有するPTMEGである。これらの製品は、それ
ぞれ商標名ポリメグ(POLYMEG)〔クォーカー
オーツ 社、ケミカルディビィジョン(Quaker
Oats Co.,Chemical Divisio
n)〕およびテラサン(TERATHANE)(デュポ
ン社)のもとに市販されている。軟質セグメントは非親
水性であるのでブレンド中のポリウレタンは血液と接触
しても膨潤しない。非膨潤性は、中央静脈用途に特に適
するブレンドから二次加工されるカテーテルを作るブレ
ンドの特に重要な性質である。
500〜16,000の実質的に非親水性のポリエーテ
ルグリコールであるのが好ましい。最も好ましいポリグ
リコールは分子量約400〜4,000、好ましくは約
500〜3,000、最も好ましくは約650〜1,0
00を有するPTMEGである。これらの製品は、それ
ぞれ商標名ポリメグ(POLYMEG)〔クォーカー
オーツ 社、ケミカルディビィジョン(Quaker
Oats Co.,Chemical Divisio
n)〕およびテラサン(TERATHANE)(デュポ
ン社)のもとに市販されている。軟質セグメントは非親
水性であるのでブレンド中のポリウレタンは血液と接触
しても膨潤しない。非膨潤性は、中央静脈用途に特に適
するブレンドから二次加工されるカテーテルを作るブレ
ンドの特に重要な性質である。
【0020】軟質セグメントはまた場合によりアミン末
端ポリエーテルを含む。これらの製品は、テキサコケミ
カル社(Texaco Chemical Co.)
(テキサス州、ベラール)から、商標名ジェフアミン
(JEFFAMINE)として市販されている。これら
の製品は以後JAと称し、分子量約400〜8000の
ポリアルキレンオキシドの繰り返し単位を含む。好まし
いJAはポリプロピレンオキシド繰り返し単位を有す
る。最も好ましいJAは、商標名ジェフアミンD400
0として市販されている分子量4,000のアミノ末端
ポリプロピレンオキシドである。軟質セグメントがJA
を含む場合、ポリグリコールとJAの比は約10:1〜
1:10、好ましくは約4:1〜1:1、最も好ましく
は約2:1〜1:1である。(この記載においてパーセ
ントおよび比はすべて特記しないかぎり重量による。)
ブレンドの第一のTPU(以後、TPU−BDOと称
す)は、剛化成分であり、たとえばエタンジオール、
1,6−ヘキサンジオール、1,8−オクタンジオール
および1,10−デカンジオール、最も好ましくはBD
Oのようなアルキレンジオールで鎖延長されている。ブ
レンドの第二のTPUは軟化成分であり、オキシアルキ
レングリコールオリゴマーで鎖延長されている。好まし
いオリゴマーは炭素原子数5〜9である。最も好ましい
オリゴマーはTEGであり、以後TPU−TEGと称
す。他の適当なオリゴマーは、たとえばジプロピレング
リコール、トリプロピレングリコールおよびテトラエチ
レングリコールである。両方のポリウレタンとも硬質セ
グメント含有率約40〜70%、好ましくは約55〜6
5%である。ブレンドは、ポリウレタン合計量にもとづ
いて、TPU−BDO約30〜70%およびTPU−T
EG約70〜30%を含む。好ましいブレンドはTPU
−BDO約35〜45%およびTPU−TEG約65〜
55%を含む。
端ポリエーテルを含む。これらの製品は、テキサコケミ
カル社(Texaco Chemical Co.)
(テキサス州、ベラール)から、商標名ジェフアミン
(JEFFAMINE)として市販されている。これら
の製品は以後JAと称し、分子量約400〜8000の
ポリアルキレンオキシドの繰り返し単位を含む。好まし
いJAはポリプロピレンオキシド繰り返し単位を有す
る。最も好ましいJAは、商標名ジェフアミンD400
0として市販されている分子量4,000のアミノ末端
ポリプロピレンオキシドである。軟質セグメントがJA
を含む場合、ポリグリコールとJAの比は約10:1〜
1:10、好ましくは約4:1〜1:1、最も好ましく
は約2:1〜1:1である。(この記載においてパーセ
ントおよび比はすべて特記しないかぎり重量による。)
ブレンドの第一のTPU(以後、TPU−BDOと称
す)は、剛化成分であり、たとえばエタンジオール、
1,6−ヘキサンジオール、1,8−オクタンジオール
および1,10−デカンジオール、最も好ましくはBD
Oのようなアルキレンジオールで鎖延長されている。ブ
レンドの第二のTPUは軟化成分であり、オキシアルキ
レングリコールオリゴマーで鎖延長されている。好まし
いオリゴマーは炭素原子数5〜9である。最も好ましい
オリゴマーはTEGであり、以後TPU−TEGと称
す。他の適当なオリゴマーは、たとえばジプロピレング
リコール、トリプロピレングリコールおよびテトラエチ
レングリコールである。両方のポリウレタンとも硬質セ
グメント含有率約40〜70%、好ましくは約55〜6
5%である。ブレンドは、ポリウレタン合計量にもとづ
いて、TPU−BDO約30〜70%およびTPU−T
EG約70〜30%を含む。好ましいブレンドはTPU
−BDO約35〜45%およびTPU−TEG約65〜
55%を含む。
【0021】本発明ポリウレタン合成において、使用さ
れうる成分の比は、ポリグリコール、JAまたは延長剤
からのアルコールまたはアミノ基1個とイソシアネート
基1個の反応に基づく。すなわち、存在する全部のヒド
ロキシルおよびアミノ基に対するジイソシアネートにお
ける全部のイソシアネート基の比は、習慣的にイソシア
ネート指数(II)と称され、約1.00〜1.30、
好ましくは約1.00〜1.05、最も好ましくは約
1.02である。混合されるべき成分の量は、所望の硬
質および軟質セグメントの予め決められた比およびジイ
ソシアネート、ポリグリコール、JAおよび延長剤の公
知当量から計算される。本発明ポリマーの合成は、触媒
を含まない二工程のすなわちプレポリマー法または好ま
しくは触媒を含まないワンショットすなわちバルク法の
いずれかにより行われる。プレポリマー法において、軟
質セグメント成分はジイソシアネートと反応して末端イ
ソシアネート基を有するプレポリマーとなる。イソシア
ネート末端プレポリマーを次いで鎖延長剤と反応させて
もよい。
れうる成分の比は、ポリグリコール、JAまたは延長剤
からのアルコールまたはアミノ基1個とイソシアネート
基1個の反応に基づく。すなわち、存在する全部のヒド
ロキシルおよびアミノ基に対するジイソシアネートにお
ける全部のイソシアネート基の比は、習慣的にイソシア
ネート指数(II)と称され、約1.00〜1.30、
好ましくは約1.00〜1.05、最も好ましくは約
1.02である。混合されるべき成分の量は、所望の硬
質および軟質セグメントの予め決められた比およびジイ
ソシアネート、ポリグリコール、JAおよび延長剤の公
知当量から計算される。本発明ポリマーの合成は、触媒
を含まない二工程のすなわちプレポリマー法または好ま
しくは触媒を含まないワンショットすなわちバルク法の
いずれかにより行われる。プレポリマー法において、軟
質セグメント成分はジイソシアネートと反応して末端イ
ソシアネート基を有するプレポリマーとなる。イソシア
ネート末端プレポリマーを次いで鎖延長剤と反応させて
もよい。
【0022】本発明の一つの好ましいバルク重合法にお
いて、通常の重合装置に、所望の硬質セグメントと軟質
セグメントの比に従って予め決められた割合で延長剤と
軟質セグメントを充填する。激しく攪拌しながら、ジイ
ソシアネートを一度に全て添加する。反応が自然に始ま
らない場合には、発熱反応が起こるまで十分に混合物を
加熱してもよい。反応混合物を発熱が終了するまで激し
く攪拌し、この温度は、一般に約1−5分の間で低下し
始める。まだ熱い透明な均質溶融物を、硬化前に反応器
から除去するのが有利である。この手法は実施例1に詳
細に記載される。
いて、通常の重合装置に、所望の硬質セグメントと軟質
セグメントの比に従って予め決められた割合で延長剤と
軟質セグメントを充填する。激しく攪拌しながら、ジイ
ソシアネートを一度に全て添加する。反応が自然に始ま
らない場合には、発熱反応が起こるまで十分に混合物を
加熱してもよい。反応混合物を発熱が終了するまで激し
く攪拌し、この温度は、一般に約1−5分の間で低下し
始める。まだ熱い透明な均質溶融物を、硬化前に反応器
から除去するのが有利である。この手法は実施例1に詳
細に記載される。
【0023】代わりの方法としては、軟質セグメントお
よびジイソシアネートを攪拌しながら混合し、そして初
期の発熱がおさまりはじめると、延長剤を連続的に攪拌
しながら添加してもよい。
よびジイソシアネートを攪拌しながら混合し、そして初
期の発熱がおさまりはじめると、延長剤を連続的に攪拌
しながら添加してもよい。
【0024】反応は、約1秒〜10分、好ましくは約1
5秒〜5分、最も好ましくは約1〜2分の間に行われ
る。一般に、発熱は沈静化前に約100℃に達する。
5秒〜5分、最も好ましくは約1〜2分の間に行われ
る。一般に、発熱は沈静化前に約100℃に達する。
【0025】いずれの常法によっても硬化を行うことが
出来る。好ましくは、溶融物を適切な時間および温度の
間、たとえば雰囲気温度から約125℃までで約1時間
から20日まで簡単に取り除いておく。
出来る。好ましくは、溶融物を適切な時間および温度の
間、たとえば雰囲気温度から約125℃までで約1時間
から20日まで簡単に取り除いておく。
【0026】発熱の終わりに反応物と透明な溶融物を激
しく攪拌する重合装置または技術はいずれも使用するこ
とができる。好ましい装置は、モーターにより高回転率
で運転する複櫂型シャフトを含む。このようなシステム
の例としては、フリュイダイン(Fluidyne)6
3014型 ミクロショット エラストマー プロセッ
シング システム(Microshot Elastm
er Processing System)である。
しく攪拌する重合装置または技術はいずれも使用するこ
とができる。好ましい装置は、モーターにより高回転率
で運転する複櫂型シャフトを含む。このようなシステム
の例としては、フリュイダイン(Fluidyne)6
3014型 ミクロショット エラストマー プロセッ
シング システム(Microshot Elastm
er Processing System)である。
【0027】本発明のポリウレタンブレンドは、通常の
熱可塑性二次加工技術たとえば溶融注型、押出成形等に
より、たとえばフィルム、チューブその他の形態のいず
れかの所望形状の製品へ二次加工される。所望により、
ブレンドへ通常の添加剤たとえば安定剤、放射線不透過
剤たとえば硫酸バリウム等を混入してもよい。添加剤を
ブレンドのポリウレタンのいずれかまたは両方に混入し
てもよい。放射線不透過剤は、カテーテル技術で公知の
ように、いっしょに押出されたストライプとして含まれ
てもよく、またはバルク状に分散させてもよい。これら
の物質の量はポリウレタンの用途によって変化するであ
ろうが、一般的にはポリマーブレンドの約20〜40%
の範囲の量で存在する。
熱可塑性二次加工技術たとえば溶融注型、押出成形等に
より、たとえばフィルム、チューブその他の形態のいず
れかの所望形状の製品へ二次加工される。所望により、
ブレンドへ通常の添加剤たとえば安定剤、放射線不透過
剤たとえば硫酸バリウム等を混入してもよい。添加剤を
ブレンドのポリウレタンのいずれかまたは両方に混入し
てもよい。放射線不透過剤は、カテーテル技術で公知の
ように、いっしょに押出されたストライプとして含まれ
てもよく、またはバルク状に分散させてもよい。これら
の物質の量はポリウレタンの用途によって変化するであ
ろうが、一般的にはポリマーブレンドの約20〜40%
の範囲の量で存在する。
【0028】成形された製品は、また溶融加工前にポリ
ウレタンのいずれかにバルク分散した抗トロンボゲン剤
および/または抗微生物剤を含むかまたは二次加工後に
製品へ塗布してもよい。たとえばヘパリン、クロルヘキ
シデンおよびペニシリンのような薬剤が使用可能である
が、これらに限定されるものではない。適当な塗布手段
は、たとえば第四アンモニウム塩の塗膜を製品表面へ施
しそしてこの塩を薬剤と反応させることである。抗トロ
ンボゲン剤および抗微生物剤をバルク分散し塗布する手
段は当該技術でよく知られており、本発明のこの態様に
関する更に詳細は当業者が本発明のこの態様を十分に理
解するためには必要ない。
ウレタンのいずれかにバルク分散した抗トロンボゲン剤
および/または抗微生物剤を含むかまたは二次加工後に
製品へ塗布してもよい。たとえばヘパリン、クロルヘキ
シデンおよびペニシリンのような薬剤が使用可能である
が、これらに限定されるものではない。適当な塗布手段
は、たとえば第四アンモニウム塩の塗膜を製品表面へ施
しそしてこの塩を薬剤と反応させることである。抗トロ
ンボゲン剤および抗微生物剤をバルク分散し塗布する手
段は当該技術でよく知られており、本発明のこの態様に
関する更に詳細は当業者が本発明のこの態様を十分に理
解するためには必要ない。
【0029】本発明の好ましい製品はカテーテル、最も
好ましくは多孔性カテーテルである。カテーテルの孔の
数またはサイズは使用する押出ダイによってのみ限定さ
れるが、本発明の最も好ましいカテーテルは7−フレン
チ三本孔のカテーテル(7−French trilu
men catheter)である。
好ましくは多孔性カテーテルである。カテーテルの孔の
数またはサイズは使用する押出ダイによってのみ限定さ
れるが、本発明の最も好ましいカテーテルは7−フレン
チ三本孔のカテーテル(7−French trilu
men catheter)である。
【0030】実施例3の通常の手法により剛性および軟
化について試験した場合、本発明のカテーテルは、初期
(すなわち、乾燥時)曲げ力約100〜190、好まし
くは約110〜160、最も好ましくは約120gであ
る。様々な期間正常食塩水と接触後、カテーテルは曲げ
力10〜40、好ましくは約20〜35、最も好ましく
は約30gに対して平衡時に90%まで軟化した。さら
に、軟化はわずか10分後に、すなわち熟練した技術者
により挿入し位置決めするために必要な時間後にその平
衡レベルの約90%を達成した。
化について試験した場合、本発明のカテーテルは、初期
(すなわち、乾燥時)曲げ力約100〜190、好まし
くは約110〜160、最も好ましくは約120gであ
る。様々な期間正常食塩水と接触後、カテーテルは曲げ
力10〜40、好ましくは約20〜35、最も好ましく
は約30gに対して平衡時に90%まで軟化した。さら
に、軟化はわずか10分後に、すなわち熟練した技術者
により挿入し位置決めするために必要な時間後にその平
衡レベルの約90%を達成した。
【0031】MDIおよびPTMEGから作られたがB
DO単独、TPG単独、延長剤としてBDOおよびTE
Gの混合物で延長されたTPUの押出によりつくられた
同じ(60%)軟質セグメントを有するカテーテル、お
よび、先に言及した米国特許第31,873号に開示さ
れた市販の多孔フレクスチップ(商標名)カテーテルを
全て実施例3にしたがって試験した。これらの実験の結
果を表1に示す。
DO単独、TPG単独、延長剤としてBDOおよびTE
Gの混合物で延長されたTPUの押出によりつくられた
同じ(60%)軟質セグメントを有するカテーテル、お
よび、先に言及した米国特許第31,873号に開示さ
れた市販の多孔フレクスチップ(商標名)カテーテルを
全て実施例3にしたがって試験した。これらの実験の結
果を表1に示す。
【0032】
【表1】 表1からTPU−BDOおよびTPU−TEGのブレン
ドを含む本発明のカテーテルは高い初期曲げ力を有する
ことがわかる。十分な剛性が挿入のためにこれらカテー
テルに存在し、そして87%までの軟化が位置決めのた
めに存在する。TPU−TEG単独で製造されたカテー
テル(番号11)は、満足に挿入するためには柔らかす
ぎるかまたはさらに軟化する。TPU−BDO単独で製
造されたカテーテル(番号10)は、挿入のために初期
に高い剛性を有するがしかしその軟化の割合は本発明の
カテーテルより著しく低く、商標名フレクスチップとし
て売られている市販の三本孔カテーテルとほぼ同じであ
る。延長剤としてBDOとTEGの50:50混合物を
用いて作られた60%硬質セグメントカテーテル(番号
12)は、低い初期曲げ力を有することがわかった。こ
のカテーテルは挿入に必要な剛性を有さない。
ドを含む本発明のカテーテルは高い初期曲げ力を有する
ことがわかる。十分な剛性が挿入のためにこれらカテー
テルに存在し、そして87%までの軟化が位置決めのた
めに存在する。TPU−TEG単独で製造されたカテー
テル(番号11)は、満足に挿入するためには柔らかす
ぎるかまたはさらに軟化する。TPU−BDO単独で製
造されたカテーテル(番号10)は、挿入のために初期
に高い剛性を有するがしかしその軟化の割合は本発明の
カテーテルより著しく低く、商標名フレクスチップとし
て売られている市販の三本孔カテーテルとほぼ同じであ
る。延長剤としてBDOとTEGの50:50混合物を
用いて作られた60%硬質セグメントカテーテル(番号
12)は、低い初期曲げ力を有することがわかった。こ
のカテーテルは挿入に必要な剛性を有さない。
【0033】以下の実施例により本発明をさらに詳しく
説明するが、本発明がこれらにより限定されることはな
い。
説明するが、本発明がこれらにより限定されることはな
い。
【0034】
実施例1 代表的ポリマー合成 A.60%硬質セグメントのTPU−BDOの合成 金属缶において、分子量1000のPTMEG480g
とBDO155.9gを機械的攪拌機を用いて攪拌しな
がら十分混合した。この混合物へ、MD1556gを加
えた。激しい攪拌を約45分続けると発熱が100℃に
達した。熱い粘稠性生成物を次いでテフロン(商標名)
被覆トレーへ注入し、大気水分で硬化し、1時間125
℃にてオーブン中で後硬化した。
とBDO155.9gを機械的攪拌機を用いて攪拌しな
がら十分混合した。この混合物へ、MD1556gを加
えた。激しい攪拌を約45分続けると発熱が100℃に
達した。熱い粘稠性生成物を次いでテフロン(商標名)
被覆トレーへ注入し、大気水分で硬化し、1時間125
℃にてオーブン中で後硬化した。
【0035】B.60%硬質セグメントのTPU−TE
Gの合成 手順をAのようにするが、ただしTEGを鎖延長剤とし
て使用した。PTMEG、TEGおよびMDIの量はそ
れぞれ600,276.9および623.2gであっ
た。約80℃の発熱がMDIの添加時から78秒で達し
た。生成物をAのように硬化した。
Gの合成 手順をAのようにするが、ただしTEGを鎖延長剤とし
て使用した。PTMEG、TEGおよびMDIの量はそ
れぞれ600,276.9および623.2gであっ
た。約80℃の発熱がMDIの添加時から78秒で達し
た。生成物をAのように硬化した。
【0036】C.50%硬質セグメントのTPU−JA
−BDOの合成 手順は表1の番号1および2に記載したと同じである
が、ただしジェファミン(商標名)D−4000を共軟
質セグメント(co−soft segment)とし
て使用した。PTMEG,D−4000,BDOおよ
び,MDIの量はそれぞれ400,200,126.6
および473.4gであった。PTMEG,D−400
0およびBDOを十分混合し、その後MDIを添加し
た。約75秒間激しく攪拌を続けると、発熱が100℃
に達した。生成物をテフロントレーへ注入し、上記のよ
うに硬化した。
−BDOの合成 手順は表1の番号1および2に記載したと同じである
が、ただしジェファミン(商標名)D−4000を共軟
質セグメント(co−soft segment)とし
て使用した。PTMEG,D−4000,BDOおよ
び,MDIの量はそれぞれ400,200,126.6
および473.4gであった。PTMEG,D−400
0およびBDOを十分混合し、その後MDIを添加し
た。約75秒間激しく攪拌を続けると、発熱が100℃
に達した。生成物をテフロントレーへ注入し、上記のよ
うに硬化した。
【0037】D.60%硬質セグメントのTPU−TE
G−BDOコポリマーの合成 手順をAのようにするが、ただしTEGとBDOの5
0:50混合物を軟質セグメントとして使用した。PT
MEG,TEG,BDOおよびMDIの量は、それぞれ
200,38.04,38.04および223.9gで
あった。115℃の発熱が3分で達した。生成物をAの
ように硬化した。
G−BDOコポリマーの合成 手順をAのようにするが、ただしTEGとBDOの5
0:50混合物を軟質セグメントとして使用した。PT
MEG,TEG,BDOおよびMDIの量は、それぞれ
200,38.04,38.04および223.9gで
あった。115℃の発熱が3分で達した。生成物をAの
ように硬化した。
【0038】実施例2 ポリマー配合および押出 硬化したスラブを帯のこで薄切りにし、通常のグライン
ダーおよびチッパーを用いて削った。異なった重量比の
ポリマーAおよびBを混合し、ポリマーBおよびCにつ
いても行い、その後48時間乾燥した。各ポリマー混合
物は、二軸スクリュー押出機を用いて35%硫酸バリウ
ムおよび0.1%黄色着色剤とともに配合された。
ダーおよびチッパーを用いて削った。異なった重量比の
ポリマーAおよびBを混合し、ポリマーBおよびCにつ
いても行い、その後48時間乾燥した。各ポリマー混合
物は、二軸スクリュー押出機を用いて35%硫酸バリウ
ムおよび0.1%黄色着色剤とともに配合された。
【0039】ペレットを48時間再乾燥し、L/D2
4:1および3:1圧縮比スクリューを備えたキロン
(Killon)1”押出機、KL100型を用いて、
7フレンチ三本孔チューブに押出した。押出されたチュ
ーブを用いてブレンドの軟化プロフィールを測定した。
使用した押出条件を以下の表2に示す。
4:1および3:1圧縮比スクリューを備えたキロン
(Killon)1”押出機、KL100型を用いて、
7フレンチ三本孔チューブに押出した。押出されたチュ
ーブを用いてブレンドの軟化プロフィールを測定した。
使用した押出条件を以下の表2に示す。
【0040】
【表2】 実施例3 曲げ力および軟度パーセントの測定 押出された7フレンチ三本孔カテーテルチューブを23
℃にて48時間そして相対湿度50%で状態調整し、様
々な時間正常食塩水中37℃にて水浴に浸漬した。37
℃に維持された環境条件の室を備えたインストロン ユ
ニバーサル テスティング マシン(Instron
Universal TestingMachine)
1122型を用いて、浸漬前および後に、曲げ力を測定
した。
℃にて48時間そして相対湿度50%で状態調整し、様
々な時間正常食塩水中37℃にて水浴に浸漬した。37
℃に維持された環境条件の室を備えたインストロン ユ
ニバーサル テスティング マシン(Instron
Universal TestingMachine)
1122型を用いて、浸漬前および後に、曲げ力を測定
した。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フィデリス・シー・オンワメアー アメリカ合衆国ミネソタ州55125,ウッド バリー,シェフィールド・ドライブ 1759 (72)発明者 ジェームズ・エム・ランバート アメリカ合衆国オハイオ州45352,マイア ミズバーグ,イクエストリアン・ドライブ 2321 ナンバー2エイ
Claims (10)
- 【請求項1】 オキシアルキレングリコールオリゴマー
で鎖延長された第一のポリウレタンおよびアルキレング
リコール鎖延長剤およびポリエーテルグリコールおよび
アミン末端ポリエーテルからなる群から選択される軟質
セグメントからなる第二のポリウレタンとからなる溶融
加工可能な非膨潤性ブレンド。 - 【請求項2】 前記オリゴマーがトリエチレングリコー
ル、ジプロピレングリコール、トリプロピレングリコー
ルおよびテトラエチレングリコールからなる群から選択
される請求項1記載のブレンド。 - 【請求項3】 芳香族ジイソシアネート、ポリエーテル
グリコール軟質セグメントおよびトリエチレングリコー
ル鎖延長剤の反応生成物である第一のポリウレタンおよ
び芳香族ジイソシアネート、アルキレンジオール鎖延長
剤およびポリエーテルグリコールおよびアミン末端ポリ
エーテルからなる群から選択される軟質セグメントの反
応生成物である第二のポリウレタンとからなる溶融加工
可能な非膨潤性ブレンド。 - 【請求項4】 前記第一のポリウレタンのパーセントが
約30〜70であり、前記第二のポリウレタンのパーセ
ントが約70〜30である請求項3記載のブレンド。 - 【請求項5】 前記第一および第二のポリウレタンの硬
質セグメント含有率が約40〜70である請求項3記載
のブレンド。 - 【請求項6】 さらに、放射線不透過剤、抗微生物剤お
よび抗トロンボゲン剤からなる群から選択される薬剤を
含む請求項3記載のブレンド。 - 【請求項7】 芳香族ジイソシアネート、ポリテトラメ
チレンエーテルグリコールおよびトリエチレングリコー
ルの反応生成物である第一のポリウレタンおよび芳香族
ジイソシアネート、ポリテトラメチレンエーテルグリコ
ールおよび1,4−ブタンジオールの反応生成物である
第二のポリウレタンからなる溶融加工可能な非膨潤性ブ
レンド。 - 【請求項8】 請求項1記載のブレンドから二次加工さ
れた医療製品。 - 【請求項9】 カテーテルである請求項8記載の製品。
- 【請求項10】 以下の工程: a) ジイソシアネート、ポリエーテルグリコールおよ
びアルキレングリコール鎖延長剤の反応生成物からなる
第一のポリウレタンを製造し; b) ジイソシアネート、ポリエーテルグリコールおよ
びオキシアルキレングリコールオリゴマー鎖延長剤の反
応生成物からなる第二のポリウレタンを製造し; c) 前記第一のポリウレタンの約30〜70重量%お
よび前記第二のポリウレタンの約70〜30重量%を有
するブレンドを製造し; d) 前記ブレンドを押出してチューブとすることから
なる軟化、非膨潤性チューブの製造方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US940274 | 1992-09-03 | ||
US07/940,274 US5281677A (en) | 1992-09-03 | 1992-09-03 | Thermoplastic polyurethane blends |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH06172638A true JPH06172638A (ja) | 1994-06-21 |
JP2625354B2 JP2625354B2 (ja) | 1997-07-02 |
Family
ID=25474541
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP5220259A Expired - Lifetime JP2625354B2 (ja) | 1992-09-03 | 1993-09-03 | 熱可塑性ポリウレタンブレンド |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5281677A (ja) |
EP (1) | EP0586132B1 (ja) |
JP (1) | JP2625354B2 (ja) |
AU (1) | AU661183B2 (ja) |
CA (1) | CA2104063C (ja) |
DE (1) | DE69317024D1 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006110224A (ja) * | 2004-10-18 | 2006-04-27 | Nippon Sherwood Medical Industries Ltd | カテーテル |
WO2007139199A1 (ja) * | 2006-05-31 | 2007-12-06 | Kaneka Corporation | カテーテル用チューブ及びそれからなるカテーテル |
WO2009054524A1 (ja) * | 2007-10-27 | 2009-04-30 | Kaneka Corporation | バルーン用樹脂組成物及びそれからなるバルーン |
Families Citing this family (26)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5458935A (en) * | 1991-12-24 | 1995-10-17 | Abbott Laboratories | Thermoplastic urethane elastomer |
US5500180A (en) | 1992-09-30 | 1996-03-19 | C. R. Bard, Inc. | Method of making a distensible dilatation balloon using a block copolymer |
EP0746591A1 (en) * | 1993-06-25 | 1996-12-11 | Refac International, Ltd. | Thermoplastic urethane elastomeric alloys |
US5951941A (en) * | 1994-03-02 | 1999-09-14 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
US7108826B2 (en) * | 1994-03-02 | 2006-09-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High compliance, high strength catheter balloons useful for treatment of gastrointestinal lesions |
ES2141928T5 (es) * | 1994-03-02 | 2009-04-16 | Boston Scientific Limited | Balones de elastomero de copolimero en bloques para cateter. |
US6171278B1 (en) | 1994-03-02 | 2001-01-09 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
US7163522B1 (en) * | 1994-03-02 | 2007-01-16 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
US5830182A (en) * | 1994-03-02 | 1998-11-03 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
US6146356A (en) * | 1994-03-02 | 2000-11-14 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
US6406457B1 (en) * | 1994-03-02 | 2002-06-18 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
US5395341A (en) * | 1994-03-21 | 1995-03-07 | Cordis Corporation | One piece vessel dilator/catheter sheath introducer |
DE4442380A1 (de) * | 1994-11-29 | 1996-05-30 | Wolff Walsrode Ag | Wasserdichte und atmungsaktive Flächengebilde aus Harzmischungen thermoplastischer Polyurethane |
DE69633011T2 (de) | 1995-05-24 | 2004-12-09 | Schneider (Usa) Inc., Plymouth | Polyesteretheramidecopolymer enthaltende dilationsballone |
US7749585B2 (en) * | 1996-10-08 | 2010-07-06 | Alan Zamore | Reduced profile medical balloon element |
US6342047B1 (en) | 1998-06-02 | 2002-01-29 | Terumo Kabushiki Kaisha | Indwelling catheter |
US6287506B1 (en) | 1998-07-09 | 2001-09-11 | Schneider (Usa) Inc. | Method for reducing dilation balloon cone stiffness |
US6165158A (en) | 1998-10-14 | 2000-12-26 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Lubricious catheter shaft |
US6673302B2 (en) * | 2001-01-24 | 2004-01-06 | Scimed Life Systems, Inc. | Wet processing method for catheter balloons |
US6652507B2 (en) * | 2001-07-03 | 2003-11-25 | Scimed Life Systems, Inc. | Intravascular catheter having multi-layered tip |
US20060100492A1 (en) * | 2004-10-29 | 2006-05-11 | Medtronic, Inc. | Intra-esophageal catheter |
DE102005048131A1 (de) * | 2005-10-06 | 2007-04-12 | Bayer Innovation Gmbh | Antimikrobielle Kunststoffzusammensetzung mit niedriger Elutionsrate und langer Wirksamkeit |
US10995175B2 (en) | 2015-10-14 | 2021-05-04 | Becton, Dickinson And Company | Thermoplastic polyurethane materials for forming medical devices |
US10596302B2 (en) | 2017-04-17 | 2020-03-24 | Becton, Dickinson And Company | Catheter tubing with tailored modulus response |
US11613719B2 (en) | 2018-09-24 | 2023-03-28 | Becton, Dickinson And Company | Self-lubricating medical articles |
US11820890B2 (en) * | 2021-04-01 | 2023-11-21 | Stratasys Inc | Pulverulent thermoplastic polymer blends |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS4978750A (ja) * | 1972-12-04 | 1974-07-30 | ||
JPS58164637A (ja) * | 1982-03-26 | 1983-09-29 | Dainippon Ink & Chem Inc | 熱可塑性ポリウレタンエラストマ−組成物 |
JPH03179055A (ja) * | 1989-12-08 | 1991-08-05 | Dainichiseika Color & Chem Mfg Co Ltd | パール光沢樹脂組成物 |
JPH03281659A (ja) * | 1990-03-30 | 1991-12-12 | Dainippon Ink & Chem Inc | 高剛性熱可塑性ポリウレタン組成物 |
Family Cites Families (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
USRE31873F1 (en) * | 1976-09-08 | 1988-11-15 | Venous catheter device | |
US4657024A (en) * | 1980-02-04 | 1987-04-14 | Teleflex Incorporated | Medical-surgical catheter |
US4861830A (en) * | 1980-02-29 | 1989-08-29 | Th. Goldschmidt Ag | Polymer systems suitable for blood-contacting surfaces of a biomedical device, and methods for forming |
US4454309A (en) * | 1980-11-12 | 1984-06-12 | Tyndale Plains-Hunter, Ltd. | Polyurethane polyene compositions |
US4781703A (en) * | 1985-10-17 | 1988-11-01 | Menlo Care, Inc. | Catheter assembly |
AU7780787A (en) * | 1986-06-26 | 1988-01-29 | Tyndale Plains-Hunter Ltd. | Polyurethane polymers prepared from mixed alkylene glycol resins |
US4822352A (en) * | 1986-08-08 | 1989-04-18 | Ube Industries, Ltd. | Medical tubes with porous textured walls |
US4994047A (en) * | 1988-05-06 | 1991-02-19 | Menlo Care, Inc. | Multi-layer cannula structure |
DE3903537A1 (de) * | 1989-02-07 | 1990-08-09 | Basf Ag | Kaelteschlagzaehe, gut fliessfaehige, thermoplastische polyurethan-elastomerzusammensetzungen, verfahren zu ihrer herstellung und ihre verwendung |
US5004456A (en) * | 1989-03-10 | 1991-04-02 | Arrow International Investment Corporation | In-dwelling catheter |
US5061254A (en) * | 1989-06-21 | 1991-10-29 | Becton, Dickinson And Company | Thermoplastic elastomeric hydrophilic polyetherurethane expandable catheter |
US5055525A (en) * | 1990-02-23 | 1991-10-08 | The Dow Chemical Company | Low temperature toughened thermoplastic polymer blend compositions |
US5250649A (en) * | 1990-06-29 | 1993-10-05 | Becton, Dickinson And Company | Melt processable polyurethaneurea copolymers and method for their preparation |
-
1992
- 1992-09-03 US US07/940,274 patent/US5281677A/en not_active Expired - Lifetime
-
1993
- 1993-08-13 CA CA002104063A patent/CA2104063C/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-08-16 AU AU44672/93A patent/AU661183B2/en not_active Ceased
- 1993-08-16 EP EP93306442A patent/EP0586132B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-08-16 DE DE69317024T patent/DE69317024D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1993-09-03 JP JP5220259A patent/JP2625354B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS4978750A (ja) * | 1972-12-04 | 1974-07-30 | ||
JPS58164637A (ja) * | 1982-03-26 | 1983-09-29 | Dainippon Ink & Chem Inc | 熱可塑性ポリウレタンエラストマ−組成物 |
JPH03179055A (ja) * | 1989-12-08 | 1991-08-05 | Dainichiseika Color & Chem Mfg Co Ltd | パール光沢樹脂組成物 |
JPH03281659A (ja) * | 1990-03-30 | 1991-12-12 | Dainippon Ink & Chem Inc | 高剛性熱可塑性ポリウレタン組成物 |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006110224A (ja) * | 2004-10-18 | 2006-04-27 | Nippon Sherwood Medical Industries Ltd | カテーテル |
JP4721322B2 (ja) * | 2004-10-18 | 2011-07-13 | 日本シャーウッド株式会社 | カテーテル |
US8357141B2 (en) | 2004-10-18 | 2013-01-22 | Covidien Ag | Catheter having radiopaque portion and transparent portion |
WO2007139199A1 (ja) * | 2006-05-31 | 2007-12-06 | Kaneka Corporation | カテーテル用チューブ及びそれからなるカテーテル |
US7998124B2 (en) | 2006-05-31 | 2011-08-16 | Kaneka Corporation | Catheter tube and catheter comprising the tube |
KR101326791B1 (ko) * | 2006-05-31 | 2013-11-08 | 가부시키가이샤 가네카 | 카테터용 튜브 및 그것으로 이루어지는 카테터 |
JP5338315B2 (ja) * | 2006-05-31 | 2013-11-13 | 株式会社カネカ | カテーテル用チューブ及びそれからなるカテーテル |
WO2009054524A1 (ja) * | 2007-10-27 | 2009-04-30 | Kaneka Corporation | バルーン用樹脂組成物及びそれからなるバルーン |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
AU661183B2 (en) | 1995-07-13 |
EP0586132A1 (en) | 1994-03-09 |
CA2104063A1 (en) | 1994-03-04 |
US5281677A (en) | 1994-01-25 |
DE69317024D1 (de) | 1998-03-26 |
EP0586132B1 (en) | 1998-02-18 |
CA2104063C (en) | 1999-12-14 |
JP2625354B2 (ja) | 1997-07-02 |
AU4467293A (en) | 1994-03-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP2625354B2 (ja) | 熱可塑性ポリウレタンブレンド | |
EP0595500B1 (en) | Non-swelling polyurethane, softenable by contact with a liquid | |
US5226899A (en) | Catheter tubing of controlled in vivo softening | |
US5453099A (en) | Catheter tubing of controlled in vivo softening | |
US5061254A (en) | Thermoplastic elastomeric hydrophilic polyetherurethane expandable catheter | |
US4523005A (en) | Extrudable polyurethane for prosthetic devices prepared from a diisocyanate, a polytetramethylene ether polyol, and 1,4-butane diol | |
EP0448886B1 (en) | Catheter tubing of controlled in vivo softening | |
US4447590A (en) | Extrudable polyurethane for prosthetic devices prepared from a diisocyanate, a polytetramethylene ether polyol and 1,4 butane diol | |
US5250649A (en) | Melt processable polyurethaneurea copolymers and method for their preparation | |
CN108699206B (zh) | 用于形成医学装置的热塑性聚氨酯材料 | |
JPH04226670A (ja) | 疎水性表面を備えた膨張式カテーテル | |
JP2024507576A (ja) | ポリウレタンベースの医療用物品 | |
JP2024507934A (ja) | ポリウレタンベースの医療用品 | |
JPH06192370A (ja) | 耐衝撃性ポリウレタン | |
CA2017951C (en) | Thermoplastic elastomer hydrophilic polyetherurethane expandable catheter | |
JP2809337B2 (ja) | インビボにおける軟化を調節したカテーテルチューブ | |
JP2024512271A (ja) | ポリウレタン系の医療用物品 | |
JPH0528633B2 (ja) |