WO2007116610A1

WO2007116610A1 - 医療用活栓

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Publication number: WO2007116610A1
Application number: PCT/JP2007/052875
Authority: WO
Inventors: Takashi Kaneko; Shuuichi Oonishi; Mitsuru Joukaji
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2006-03-30
Filing date: 2007-02-16
Publication date: 2007-10-18
Anticipated expiration: 2008-09-30
Also published as: EP2000171A9; EP2000171A4; JPWO2007116610A1; US20090173903A1; EP2000171A2

Abstract

　ポリアリーレンスルフィド樹脂製のハウジングにポリオレフィン系樹脂製のコックを具備することを特徴とする医療用活栓により、血管造影カテーテル手技に用いることが可能な耐圧性能と耐薬品性（耐リピオドール性）及び耐放射線滅菌性、特に耐電子線滅菌性を有する医療用活栓を提供する。

Description

明細書

医療用活栓

技術分野

[0001] 本発明は、医療用器具に関し、詳しくは医療用活栓に関する。更に詳しくは血管造影カテーテル等のカテーテル用の医療用活栓に関する。

背景技術

[0002] 医療用活栓は、医療現場、特にカテーテルを用いた治療にぉ、て、造影剤や薬液を注入する際、液体の漏出防止や、薬液の種類の切り替えなどの役割を担うものとして必須のものである。

[0003] 血管造影カテーテルを用いた治療では、粘度の高!、造影剤を注入する為、使用する活栓には耐圧性と耐薬品性が求められる。

また近年はそれらに加え、環境問題力電子線や γ線による放射線滅菌への転換促進も求められている。放射線滅菌、特に電子線滅菌への転換は、特定化学物質であるエチレンオキサイドガス (EOG)の排出規制、環境問題力今後非常に重要である。

[0004] 従来の滅菌技術として、 EOGを用いたバッチ滅菌があげられる力この方法は、残留 EOGが残り、また出荷前にエアレーシヨンの期間を設ける必要があるため、滅菌後の保管期間が長くなり好ましくない (特許文献 1参照)。また、 EOGは特定ィ匕学物質に指定されており、その取り扱いには厳重な管理が必要となる。

[0005] これに対し、電子線や γ線による放射線滅菌は、製品及び包装の中にも透過し、さらに残留物を残すこともないため、電子線や γ線による放射線滅菌への転換が促進されている。従って、活栓には、耐放射線滅菌性も求められる。

[0006] 従来、カテーテルと共に使用される活栓類は、物質的に高い剛性と製品成形時の比較的容易な成形性などの要求から、ハウジング構成材料としてポリカーボネート榭脂、ポリプロピレン榭脂またはポリオキシメチレン榭脂が主に使用され、またそれらに組み合わされるコックの構成材料としてポリエチレン榭脂ゃポリオキシメチレン榭脂、ポリテトラフルォロエチレン (PTFE)榭脂などが用いられてきた。し力しながら、ハウジング素材としてのポリカーボネート榭脂は、特定の有機系化合物（例えば、アセトン等の有機溶媒や油性造影剤のョード化ケシ油ェチルエステル等 )と接触するとクレーズゃクラックを引き起こすといった特性がある。また、ポリカーボネート製の活栓やコネクタ類を療法時に使用している際、活栓やコネクタ類が破損する例が発生しており、問題となっている（例えば、非特許文献 1参照)。特に、圧力のか力つて、る結合部にぉ、て破損が生じやす、。

[0007] 医療現場、特にカテーテル治療の現場にお!、ては、粘性の高!、リビオドール (登録商標）（ョードィ匕ケシ油ェチルエステル)等の油性造影剤が頻繁に使用される。

また、抗癌剤、免疫抑制剤等を投与する場合、これらの薬剤には、ベンジルアルコール、ポリオキシエチレン硬化ヒマシ油、脂肪乳剤、大豆油等の可溶化剤が含まれている。

これら可溶剤を含有する薬剤を患者に投与するために、ポリカーボネート製の活栓やコネクタ類を使用すると、活栓やコネクタ類が破損する事例が知られている。活栓やコネクタ類が破損すると、正確な薬剤投与ができなくなるだけでなぐ破損した箇所が開放系となるため、患者が細菌感染に力かる恐れがある。また、カテーテル治療において活栓が破損した場合、血液の漏出が止められず、手技の中止を余儀なくされた。

従って、医療従事者は、上記薬剤を使用する際には、細心の注意を払わねばならず、大きな負担となっていた。

[0008] 一方、ポリプロピレン榭脂ゃポリオキシメチレン榭脂は、耐薬品性の高!、材質として用いられている。

し力しながら、ポリプロピレン榭脂は、脂肪族の結晶性榭脂であるために収縮率が大きい上に、寸法安定性に欠け、また強度も不足するため、耐圧用途を目的とした活栓のハウジングには適さない。

[0009] 特許文献 2では、上記耐薬品性の問題に関して、ポリフエ-ルスルフォン、ポリエーテルイミドから選択される少なくとも 1つの樹脂から形成されてなることを特徴とする医療用器具が近年、提案されている。

しかしながら、非結晶性エンジニアリングプラスチックであるポリフエ-ルスルフォン、ポリエーテルイミドは、精密成形性が悪ぐ十分な耐圧性を出すだけの寸法精度が得られ難いことは、当業者の間で明らかである。また、これらの材質を活栓のハウジングに採用した場合、耐クリープ性に劣り、経時的に耐圧性が劣化し易いことから、十分な耐圧性を保証出来ず、実用化には、なお時間を要するものと考えられる。

[0010] 特許文献 1 :特表 2005— 524804号公報

特許文献 2：特開 2004 - 254789号公報

非特許文献 1：麻酔 (第 49卷， 2000年：第 802— 805頁）

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0011] 先述したポリオキシメチレン榭脂は、成形性や寸法安定性及び摺動特性、耐クリープ性が良好であること力活栓のハウジングやコックの材料として好んで用いられている。

しカゝしながら、本発明者らがポリオキシメチレン榭脂の耐放射線性に関する研究を今回行ったところ、放射線をあてたポリオキシメチレン榭脂は、単に強度劣化の問題があるだけではなぐもし機能上適応できたとしても、ホルムアルデヒドや蟻酸を発生して分解するため、本質的に安全性の確保が難しいことが明らかとなった。

本発明は、上記記載の問題点に鑑みてなされ、耐圧性能、耐薬品性 (耐リピオドール性)および耐放射線滅菌性、特に耐電子線滅菌性を有する医療用活栓を提供することを目的とする。

[0012] 本発明でいう耐圧性能とは、血管造影カテーテル手技に用いる 250 [psi] (17気圧 )以上、更に好ましくは 500[psi] (34気圧)以上の静水圧性能をさす (静水圧の試験方法については、 ISO規格試験法 ISO 10555- 2 : 1996 (E) , Annex A"Te st for ireedom irom leakage and damage under pressure condition s，，参考)。

また、耐薬品性とは、リビオドール (登録商標)浸漬前後の医療用活栓の耐圧性能および目視によるヒビ、割れ等の亀裂発生がな!、と、つた外観変化の有無を意味する。

さらに耐放射線滅菌性とは、通常滅菌に好んで用いられる 25 [kGy]以上の放射線を照射した前後の耐圧性能変化をさす。

課題を解決するための手段

[0013] 上記課題は、下記（1)から (8)の本発明により解決される。

(1)ポリアリーレンスルフイド榭脂製のハウジングと、ポリオレフイン系榭脂製のコックと、を具備することを特徴とする医療用活栓。

(2)前記ポリアリーレンスルフイド榭脂製のハウジングと、前記ポリオレフイン系榭脂製のコックと、をプレスフィットすることを特徴とする上記（1)に記載の医療用活栓。

(3)前記ポリアリーレンスルフイド樹脂がポリフエ-レンスルフイド榭脂であることを特徴とする上記（1)または（2)に記載の医療用活栓。

(4)前記ポリフエ-レンスルフイド榭脂の平均分子量が、 5 X 10³〜5 X 10⁶であることを特徴とする上記（1)〜（3)の、ずれかに記載の医療用活栓。

(5)前記ポリフエ-レンスルフイド樹脂がガラス繊維、無機フィラー、ウイスカおよび炭素繊維からなる群から選択される少なくとも 1つを含有することを特徴とする上記（1) 〜 (4)の、ずれかに記載の医療用活栓。

(6)前記ポリオレフイン系榭脂がポリエチレン榭脂であることを特徴とする上記（1)〜（ 5)のいずれかに記載の医療用活栓。

(7)前記ポリエチレン榭脂の平均分子量が 1 X 10⁵〜5 X 10⁶であることを特徴とする上記（1)〜（6)の、ずれかに記載の医療用活栓。

(8)前記活栓が二方活栓または三方活栓であることを特徴とする上記（1)〜（7)のヽずれかに記載の医療用活栓。

発明の効果

[0014] 本発明の活栓によれば、血管造影カテーテル手技に用いることが可能な耐圧性能と耐薬品性 (耐リピオドール性)及び耐放射線滅菌性、特に電子線滅菌性を達成することがでさる。

図面の簡単な説明

[0015] [図 1]図 1は、本実施形態の活栓の側面図であり、内部構造がわ力るように一部断面図となっている。

[図 2]図 2は、図 1に示す活栓の分解図である。 [図 3]図 3は、図 1に示す活栓とカテーテルの組立体を示す図である。

[図 4]図 4は、耐放射線滅菌 (電子線滅菌)性試験および耐圧性能試験の結果である発明を実施するための最良の形態

[0016] 本実施形態の活栓は、 2以上のチューブを接続してチューブの流路同士を開閉するために使用されるものである。以下、本実施形態の活栓およびその使用方法を添付図面に基づいて詳細に説明する。

図 1および 2は、本実施形態の活栓の一実施形態を示している。図 1は、本実施形態の活栓の側面図であり、内部構造がわ力るように一部断面図となっている。図 2は、図 1に示す活栓の分解図である。

図 1、 2に示す活栓は、二方活栓である。

図 1および 2に示すように本実施形態の活栓 1はコック 2、ノ、ウジング 3、ファスナーピン 4により構成される。ただし、ファスナーピン 4は、コック 2をファスナーピン 4で固定する方法をとる場合に用いられるものであり、ファスナーピンなしで、コック 2を固定することができれば、必ずしも必須のものではな!/、。

[0017] 図 1のコック 2とハウジング 3が組み合わさっている部分は、断面図で示し、内部構造が分力るように示してある。

活栓 1は、円筒胴部 32を有するハウジング 3と、円筒胴部 32の内部空間と同径もしくは若干大径を有するコック本体 21が、該内部空間にプレスフィットされており、ファスナーピン 4によって回動自在に固定されたコック 2と、から構成される。

プレスフィットとは寸法の比較的小さいハウジングに比較的大きな寸法のコック等の部品を圧入嵌合させ耐圧性能を得る手法であり、剛性のあるハウジングに、ハウジングよりも剛性の低いコックを圧入嵌合させて耐圧性を得る手法である。

ハウジング 3は、輸液チューブのコネクタなど（図示せず）と接続するための内部空間に連通する 2つの流路ポート 31a、 31bを有する。コック 2のハンドル部分 23を ON 位置に回転させることにより、コック本体 21内に形成された流路 22を流路ポート 31a 、 31b内の各流路と連通させる力または OFF位置に回転させることにより、コック本体 21で流路を閉鎖する。 [0018] 以上、本実施形態の医療用活栓を添付図面に基づいて説明したが、これらは活栓の一例を示したにすぎず、例えば、流路ポート数、その形状、さらにはハウジング月同部形状、コック形状など、本発明の実施形態はこれらの図に限定されるものではない。従って、三方活栓であってもよい。

[0019] 以下、本実施形態における活栓の各構成材料について説明する。

ハウジング 3の構成材料は、ポリアリーレンスルフイド榭脂である。

ポリアリーレンスルフイド榭脂は、エンジニアリングプラスチックの一種であり、また芳香族化合物を繰り返し単位に持ち、結合基に硫黄を有することを特徴とするポリマーであり、強度剛性、精密成形性、寸法安定性、耐薬品性、耐放射線性、耐クリープ性に優れる。

その具体例としては、ポリフエ-レンスルフイド（以下、「PPS榭脂」という）、ポリチォエーテルケトン、ポリチォエーテルチォエーテルケトン、ポリチォエーテルケトンケトン、ポリエーテルチォエーテル、ポリチォエーテルスルホン、ポリビフヱ二レンスルフイド、ポリナフタレンスルフイドなどが挙げられる力これらの中でも、耐放射線性、耐薬品性、耐熱性及び精密成形性に優れ、商業的に入手が容易な PPS榭脂が特に好ましい。なお、 PPS榭脂は、結晶性の芳香族エンジニアリングプラスチックである。

[0020] PPS榭脂には、大別してリニア型、架橋型および架橋型とリニア型をブレンドしたセミリニア型がある。

本発明では、これらのうちのいずれを用いてもよいが、そのなかでも特に、リニア型

PPS榭脂が好ましい。リニア型 PPS榭脂は、それ自体、強度、靱性 (耐衝撃性)が高ぐ特に優れている。

[0021] 上記 PPS榭脂の重合度は、 50〜5000力好ましく、特に 100〜3000がさらに好ましい。平均分子量は 5000〜50万が好ましぐ特に 1万〜 30万が好ましい。結晶化度は、 0%超、 60%以下が好ましぐ特に 5〜40%が好ましい。

上記範囲にすれば、靭性と易成形性を備えた榭脂となり、射出成形材料として好ましぐ精密成形に向く材料が得られる。

[0022] 本発明では、このような PPSを単独で用いる他、 PPSを主構成成分とし、これに他の榭脂をブレンドする、または他の樹脂と共重合して、ポリマーァロイ化した PPS系ァロイを用、ることもできる。

なお、前記ポリマーァロイとは、ポリマーブレンド、グラフト共重合、ブロック共重合（ミクロ相分離構造)およびランダム共重合を含む概念である。

[0023] また、ポリマーァロイ化するに際しては、必要に応じ、ァロイ化剤、相溶化剤あるいは安定化剤等を使用してもよい。ポリマーァロイ化する他の榭脂としては、例えば、変性ポリオレフイン、フッ素榭脂、ポリエチレン、ポリアミド、ポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリフエ-レンォキシド、ポリエーテルケトン、ポリエーテルイミド等の各種熱可塑性榭脂や、ゴム成分として、アクリロニトリルゴム、エチレンプロピレンゴム（EPR)、シリコーンゴム、イソプレンゴム、アタリ口-トリノレスチレンブタジエンゴム（A NSBR)等が挙げられ、これらのうち 1種または 2種以上を用いることができる。

また、重合度等が異なる PPS同士のブレンドも用いることができる。具体的には、リ -ァ型と架橋型の PPSのブレンドや変性 PPS (メタ変性 PPS)とポリパラフィレンスルフイド（リニア PPS)のブレンド等が挙げられる。

これらのうち、入手しやすさやカ卩ェ性が良好である等の理由から、 PPS榭脂同士のポリマーブレンドを用いても良！、。

[0024] 上記 PPS榭脂は、本発明に好適な剛性を得る為に、ガラス繊維、無機フィラー、ゥイス力、炭素繊維等のフィラーを含有することができる。

その中でもガラス繊維と炭素繊維が好ましぐさらにガラス繊維が、成形精密ゃコストの観点から最も好ましい。

上記 PPS榭脂に添加するフイラ一の含有量は、繊維強化材における繊維の最適含有量の観点から、 0〜60wt%含有させることが好ましぐさらに成形性、商業的な入手性の観点から、 20〜4(^％含有させることが最も好ま、。

[0025] PPS榭脂〖こは、例えば、完成品における強度、剛'性、曲げ弾性、靱性、耐クリープ性、耐疲労性等の種々の物理的特性 (機械的特性)を改善するため、製造時の材料特性、例えば流動性、寸法安定性を調整するため、または化学的性質、例えば耐熱性、耐薬品性、生体適合性を改善するために各種添加剤を添加してもよぐその他、安定剤、硬化剤、軟化点調整剤、顔料 (着色剤)等、種々の目的に応じて添加することがでさる。 [0026] コックおよびファスナーピンの構成材料は、ポリオレフイン系榭脂である。

ポリオレフイン系榭脂は、耐放射線性、耐薬品性に優れており、ポリアリーレンスルフイド樹脂製のハウジングにプレスフィットされるコックの材料として好適である。

[0027] 従って、図 1, 2に示すコックにおいて、コック本体 21の構成材料がポリオレフイン系榭脂であればよぐハンドル部分 23の構成材料は、ポリオレフイン系榭脂でなくてもよい。

[0028] ポリオレフイン系榭脂とは、ォレフィンの単独重合体または共重合体である。

具体的には、ポリエチレン、ポリエチレンとポリプロピレンのブレンド、エチレンプロピレン共重合体、エチレンビュルアルコール共重合体が挙げられ、好ましいのはポリェチレンである。

ポリエチレンとしては、高密度、中密度または低密度ポリエチレンの何れも使用できる力その中でも高密度ポリエチレンの射出成形グレードが好ましい。

[0029] 上記ポリエチレン榭脂としては、重合度が 1 X 10⁴〜5 X 10⁵が好ましぐ特に 1 X 10 4〜3 X 10⁵が好ましい。平均分子量は 1 X 10⁵〜5 X 10⁶が好ましぐ特に 1 X 10⁵〜3 X 10⁶が好ましい。

上記材料および数値範囲にすれば、目的の耐圧性が出せる程度に硬ぐまた活栓を組立てる際、プレスフィットが可能な程度の弾性が得られるからである。

[0030] また、耐溶剤性を損なわな!/、範囲に限り、このようなポリエチレン榭脂を単独で用いる他、このポリエチレン榭脂を主構成成分として、これに他の榭脂をブレンドする、または他の樹脂と共重合体とし、ポリマーァロイ化したポリエチレン系ァロイも用いることちでさる。

他の榭脂としては、ポリプロピレン、ポリブテン、エチレンビュルアルコール共重合体等が挙げられる。ポリエチレン系ァロイの具体例としては、ポリエチレンとポリプロピレンのブレンド、ポリエチレンとポリプロピレンの共重合体が挙げられる。

[0031] ポリエチレン榭脂には、目的に応じて、 PPS榭脂の説明で記載したように、フィラーや各種添加剤を添加してもよヽ。

[0032] また、ポリエチレン榭脂のコックは、接液部やハウジングとの接触部以外の部分に他の榭脂製の芯を有していてもよい。他の榭脂としては、 PPS、ポリブチレンテレフタラート（PBT)、ポリエチレンテレフタラート（PET)、ポリカーボネート等が挙げられる。また、ハンドル部材の構成材料としては、ポリエチレン榭脂、 ABS榭脂、エチレンプロピレンゴム（EPR)、イソプレンゴム、シリコーンゴム、ポリスチレン樹旨、スチレンアタリ口-トリル榭脂（SAN榭脂）、ポリプロピレン榭脂、スチレン—エチレン Zブチレン—スチレンブロックコポリマー（SEBS榭脂）、エチレンプロピレンージエンターポリマー（ EPDM榭脂)等が挙げられる。

[0033] 本発明の活栓の各要素、すなわち、ハウジング、コックおよびファスナーピンは、公知の成形方法、例えば、射出成形、切削成形、圧縮成形によって成形できる。

他の榭脂製の芯を有するポリエチレン榭脂製のコックは、二色成形によって成形することがでさる。

上記手順で得られたハウジングにコックをプレスフィットし、該コックをファスナーピンを用いて固定することによって、図 1、 2に示す活栓 1が得られる。

[0034] ポリアリーレンスルフイド榭脂製のハウジングにポリオレフイン系榭脂製のコックがプレスフィットされた本発明の活栓は、血管造影カテーテル手技に用いる事が可能な耐圧性能と耐薬品性 (耐リピオドール性)及び耐放射線滅菌性、特に耐電子線滅菌性を有する。また、後述する実施例の結果力ゝら本発明の活栓では、放射線滅菌前後での耐圧性の低下がないどころ力滅菌後若干の耐圧性能の向上も期待できる。

[0035] 図 3は、活栓の使用形態を説明するための図であり、カテーテルと活栓との組立体が示されている。図 3に示す組立体 10において、図 1, 2に示した活栓 1の流路ポート 31aと、カテーテル (血管造影カテーテル） 5の基端側に設けられたハブ 6と、力 Sロックアダプタ（図示せず）を用いて接続されている。ロックアダプタについては、あっても無くても良いが、ハブ 6と流路ポート 31aとをより強固にするため、使用した方が好ましい

[0036] 図 3に示す組立体 10を使用する場合、カテーテル (血管造影カテーテル） 5の先端側を血管内に留置した状態で、活栓 1の流路ポート 31bに、機械式注入装置 (インジエタターともいう。図示せず)から伸びる耐圧延長チューブ（図示せず）をルアーテーパーを利用して液密に接続して、該インジェクターから、リビオドール (登録商標）と抗癌剤を混ぜた薬液等を注入する。あるいは流路ポート 31bに、耐圧延長チューブを介して注射器（図示せず)を接続し、モニターを見ながら用手的に薬液を注入する。

[0037] 粘性の高!、油性の造影剤を注入するので活栓 1には耐薬品性と耐圧性が必要とされるが、本実施形態の活栓は、十分な耐薬品性と耐圧性を有している。造影剤注入時、活栓 1のコック 2は ON位置で通液可能な状態である。カテーテル 5の操作中はコック 2を OFF位置として術者は延長チューブや注射器に制限されること無ぐ自由にカテーテル操作が可能であり、血液が漏出する心配もな!/、。

[0038] なお、活栓 1の滅菌方法につ!ヽては EOG滅菌、過酸化水素滅菌等の他の滅菌方法も利用することが可能である力 γ線または電子線を用いた放射線滅菌、特に電子線滅菌が好ましい。また、アルコール消毒やオゾン殺菌、紫外線殺菌等の医療現場で用いるほとんど全ての消毒方法を用いることが可能である。

従って、 EOG滅菌を用いて、な、活栓 1は残留 EOG等の溶血毒性の心配が無く好適に用いることが可能である。

実施例

[0039] 次に本発明を実施例により具体的に説明するが、本発明はこれら実施例に限定されるものではない。

<実施例 >

実施例では、図 1, 2に示す二方活栓 1を使用した。

(1)ハウジングの成形

ノ、ウジング 3は、ガラス繊維 30wt%を含有するリニア型 PPS榭脂（ポリプラスチックス株式会社製、登録商標フォートロン PPS グレード 1130A6)を用いて、メーカー推奨条件にて射出成形することで得た。比較例で使用する各榭脂に関してもそれぞれの榭脂の推奨条件により射出成形物を得た。

[0040] (2)コックおよびファスナーピンの成形

コック本体 21とハンドル部分 23を有するコック 2は、高密度ポリエチレン榭脂として射出グレード（日本ポリエチレン株式会社製、グレード HJ560)のものを用いて、メーカー推奨条件に射出成形して得た。ファスナーピンについても同様にポリエチレン榭脂（日本ポリエチレン株式会社製、グレード HJ490)を用いて射出成形により得た。比較例で使用する各榭脂に関してもそれぞれの榭脂の推奨条件により射出成形物を得た。

[0041] (3)活栓の組立ておよびカテーテルとの接続

シリコーンオイルをコック本体 21の外周に塗布し、ハウジング 3の円筒胴部 32の内部空間にコック本体 21をプレスフィットした後、該コック本体 21をファスナーピン 4で固定することにより活栓を図 1に示すように組立てた。活栓 1の流路ポート 31aをルァ一テーパー嵌合と接着剤を用いてカテーテル 5のハブ 6に接続し、ロックアダプタ（図示せず)で固定して図 3に示す組立体 10にした。

[0042] (4)放射線滅菌 (電子線滅菌)及び EOG滅菌

上記手順で得られた組立体 10は、個別にガス透過性不織布包材であるタイベック (登録商標)で包装し、照射線量 33または 55 [kGy]で放射線滅菌 (電子線滅菌）を行った。

通常、電子線滅菌を行う際の照射線量は 25 [kGy]であるが、放射線滅菌（電子線滅菌）では線量分布を考慮して、実線量と最大許容線量照射が求められる。このため、通常よりも材料劣化を起こしやすい条件で評価を行った。

滅菌後、下記の耐圧性能試験 (静水圧試験)およびコック摺動性試験、耐薬品性（耐リピオドール性 [油性造影剤耐性])試験およびコック摺動性試験、各種安全性試験を行った。なお、比較の為に、通常用いられる EOG滅菌も行った。

EOG滅菌は、温度 40〜70。C、湿度 40〜： LOO%、 EOG濃度 450〜850mgZL、作用時間 2〜8時間の条件で行なった。

[0043] (5)耐圧性能試験 (静水圧試験)およびコック摺動性試験

上記手順で得られた組立体 10を EOG滅菌、照射線量 33または 55 [kGy]による放射線滅菌（電子線滅菌）を行った後、 ISO規格試験法 (ISO 10555— 2 : 1996 ( E) , Annex A Test for freedom from leaKage and damage unaer pr essure conditions")に従い、耐圧性能試験（静水圧試験）を行った。同様に、滅菌後 60°C、 1週間オーブンに放置したもの (加速条件）についても、耐圧性能試験を行った。

但し、試験環境温度は 37°C、圧力媒体は水道水を用いる条件とした。これは、粘性のある造影剤に比べるとリークに対しては、より厳しい条件となる。また、 60°Cで 7 日間保持することは、室温条件での 180日間に相当すると考えられる（日本規格協会 ISO規格翻訳版「医療用具の滅菌方法/滅菌バリデーシヨン/滅菌保証」 (1996年第 1版、第 1刷)、 74頁、 ISO規格 11137 附属書 A (参考)用具及び包装材料の性能証明)。

耐圧性能 (静水圧性能）は、 250 [psi]以上であることが好ましぐ 500[psi]以上であることがより好ましい。

これら耐圧性能試験の結果を表 1および 2に示す。

[0044] また、上記手順で得られた組立体 10は、各滅菌を行った後、コック摺動性試験も行つた。コック操作は市販のトルクゲージを用いてコックを回転させる際に生じる最大トルク [kgf ' cm]を測定した。コック摺動性は、 3. Okgf' cm以下であることが好ましぐ 2. Okgf ' cm以下であることがより好ましい。

これらコック摺動性試験の結果を表 3および 4に示す。

[0045] (6)耐薬品性 (耐リピオドール性)試験およびコック摺動性試験

上記手順で得られた組立体 10にリビオドール (登録商標）を充填して室温にそのまま放置し、経時的にコック摺動性試験と耐圧試験を繰り返した。

充填方法は、活栓 1のコック 2を流通状態にして、ポート 3 lb側にガラス製注射器（図示せず)を接続してリビオドール (登録商標）を注入し、カテーテル 5の先端開口から流出するのを確認後、カテーテル 5のチューブを金属性鉗子（図示せず）にて押し潰した (クランプ)後、ガラス製注射器を取りはずしてポート 3 lbにキャップを取り付ける方法で行った。

結果は、コック操作の測定値 (市販のトルクゲージを用いてコックを回転させる際に生じる最大トルク [kgf 'cm])、耐圧性能および外観変化の有無で評価した。

これら結果を表 5に示す。

[0046] (7)各種安全性試験

上記手順で得られた組立体 10を医療器具の安全性に鑑み、第十四改正日本薬局方のプラスチック製医薬品容器試験法の溶出物試験 (pHZ過マンガン酸カリウム還元性物質)および細胞毒性試験を行った。

但し、本試験で使用する活栓は、（5)および (6)で使用した活栓よりも高精度で作製した。

溶出物試験の結果は、透析型人工腎臓装置承認基準に従って、安全性が満たされているかどうかを判断した。すなわち、溶出物試験の pH試験の結果は、空試験液との pHの差が 1. 5未満であり、過マンガン酸カリウム還元性物質試験の結果は、試験液と空試験液の過マンガン酸カリウム液消費量の差が 1. Oml以下のものを安全性が満たされて、るものとして評価した。

細胞毒性試験の結果は、薬機第 91号「医療用具及び医用材料の基礎的な生物学試験のガイドライン」に従って判断した。すなわち、種々の濃度に段階希釈された抽出液と新鮮培地でのコロニー形成率を比較し、新鮮培地でのコロニーの数を 50%阻害する抽出液濃度 (IC )から抽出液中の細胞毒性の強度を示す方法で評価し、 IC

50

値 90%以上のものを適合レベルにあると判断した。

50

各種安全性試験とともに、上記記載の方法でコック摺動性試験、耐圧性試験及び耐薬品性 (耐リピオドール性)試験も行!ヽ評価した。耐圧性試験及び耐薬品性 (耐リピオドール性)試験の結果を表 6に示す。

[0047] (8)耐放射線滅菌 (電子線滅菌)性試験および耐圧性能試験

上記手順で得られた組立体 10について構成材料の影響を調べるため、 (5)と同様の手順で耐圧性能試験を実施した。

これら結果を図 4に示す。

[0048] [比較例]

ノ、ウジング 3の構成材料として、リニア型 PPS榭脂 (ガラス繊維 30wt%含有)以外に、ポリオキシメチレン (POM)榭脂（ポリアセタール榭脂）、ポリアリレート (PAR)榭脂を用いて比較した。

特許文献 2との比較の為、ポリフエ-ルスルフォン榭脂、ポリエーテルイミド榭脂を選択した力つたが、成形温度が高く通常用いる成形機では成形が難しくまともな成形物が容易に得られな力つたので断念した。そのかわりにポリアリレート榭脂を非結晶性の芳香族エンジニアリングプラスチックの代表として選択した。

また、コック 2の構成材料としては、高密度ポリエチレン榭脂以外にポリオキシメチレン榭脂を用いて比較した。 [0049] <比較例 1 >

コック 2の構成材料をポリオキシメチレン榭脂（ポリプラスチックス株式会社製、ダレード SF— 20Z耐衝撃性柔軟グレード）に替えた以外は、実施例と同様にして活栓 1 を作製した。

[0050] <比較例 2>

ノ、ウジング 3の構成材料をポリカーボネート榭脂（三菱エンジニアリングプラスチックス株式会社製、グレード S1001R)に替えた以外は、実施例と同様にして活栓 1を作製した。

[0051] <比較例 3 >

ノ、ウジング 3の構成材料をポリカーボネート榭脂（三菱エンジニアリングプラスチックス株式会社製、グレード S1001R)、コック 2の構成材料をポリオキシメチレン榭脂（ポリプラスチックス株式会社製、グレード SF— 20Z耐衝撃性柔軟グレード）に替えた以外は、実施例と同様にして活栓 1を作製した。

[0052] <比較例 4>

ノ、ウジング 3の構成材料をポリアリレート (PAR)榭脂 (ュ-チカ株式会社製、グレード U— 8000)に替えた以外は、実施例と同様にして活栓 1を作製した。

[0053] <比較例 5 >

ノ、ウジング 3の構成材料をポリアリレート (PAR)榭脂 (ュ-チカ株式会社製、グレード U— 8000)、コック 2の構成材料をポリオキシメチレン榭脂（ポリプラスチックス株式会社製、グレード SF— 20Z耐衝撃性柔軟グレード）に替えた以外は、実施例と同様にして活栓 1を作製した。

[0054] <比較例 6 >

ノ、ウジング 3の構成材料をポリオキシメチレン榭脂（ポリプラスチックス株式会社製、グレード M— 270)およびコック 2の構成材料もポリオキシメチレン榭脂（ポリプラスチックス株式会社製、グレード YF—20Z摺動性グレード）に替えた以外は、実施例と同様にして活栓 1を作製した。

[0055] <耐圧性能試験 (静水圧試験)およびコック摺動性試験の結果 >

[表 1] 耐圧性能試験結果（単位： psi)、滅菌直後

表中の各榭脂の略称を以下に示す。

PPS-GF30：ガラス繊維 30wt%含有ポリフエ-レンスルフイド榭脂

HDPE：高密度ポリエチレン榭脂

POM (l)：ポリオキシメチレン榭脂、ポリプラスチックス株式会社製、耐衝撃性柔軟グレード SF— 20

POM (2)：ポリオキシメチレン榭脂、ポリプラスチックス株式会社製、グレード M270

POM (3)：ポリオキシメチレン榭脂、ポリプラスチックス株式会社製、摺動性グレード YF- 20

PAR:ポリアリレート榭脂

PC :ポリカーボネート榭脂

EOG：エチレンオキサイドガス

EB :電子線

[0060] 表 1から、未滅菌、 EOGおよび EB滅菌直後は、ハウジングおよびコックがどの組み合わせでも 500[psi]程度の耐圧性能はほぼ満足することが明ら力となった。しかし、表 2が示すように、加速条件のもの（放射線滅菌（電子線滅菌）後 60°C、 1週間ォーブン放置）では、明らかな差が現れた。すなわち、ハウジングが PPS— GF30でコックが HDPEまたは POM (1)である組み合わせの活栓の耐圧性能がよぐ PAR榭脂製のハウジングつまり非結晶性の芳香族エンジニアリングプラスチックを使用した場合、組立体 10の耐圧性能を維持することは難しいことが明らかとなった。

表 3、 4から、どの組み合わせでも、 3. Okgf' cm以下を目標とする摺動性は確保できることがわかった。

[0061] <耐薬品性 (耐リピオドール性)試験及びコック摺動性試験の結果 >

[表 5]

*単位： psi

表 5に示す耐リピオドール性試験の結果から、 PPS榭脂製ハウジングは、良好な耐リビオドール性能を有し、コック摺動性 (結果記載せず)も、目標の 3. Okgf 'cm以下を確保できることが明らかになつたが、 PC榭脂及び PAR榭脂製ハウジングでは環境応力割れ (ESC)を起こし試験継続が不可能であり耐リピオドール性が不十分であると考えられた。

この結果から、 PAR榭脂のような芳香族の非結晶性エンジニアリングプラスチックは耐クリープ性、耐 ESC性能が芳香族の結晶性エンジニアリングプラスチックに比べ不十分であり、活栓のハウジングに適していないと考えられる。また、成形性は必ずしも良くない。 [0062] <各種安全性試験の結果 >

[表 6]

[0063] 表 1〜5に記載した結果から、医療用活栓として好適な組み合わせは PPS榭脂ハウジングと、 HDPEコックまたは POMコックであると考えられた。

し力しながら、表 6が示すように、 POM榭脂は、耐圧性能試験、コック摺動性試験および耐薬品性 (耐リピオドール性)試験に合格してヽるが、細胞毒性試験の基準である日本薬局方や生物学的ガイドライン試験を満たしておらず不合格であった。本発明の目的は実際の臨床現場で必要とされる医療器具を提供することであり安全性に問題を生じる可能性のある材料は採用できな！/、。

[0064] <耐放射線滅菌 (電子線滅菌)性試験および耐圧性能試験の結果 >

図 4に実施例のハウジングおよびコックの構成材料の組み合わせによる耐圧性能試験の結果を示した。 EOG滅菌と比較して、電子線滅菌のほうが良い耐圧性能を示した。一般的には EOG滅菌より電子線滅菌の方が材料に厳しいことが知られている力ポリフエ-レンスルフイド榭脂の耐放射性の良さとコックに用いた高密度ポリェチレン樹脂の電子線架橋による強度向上によりこのような結果が得られたと考えられる。このことは、電子線滅菌前後での耐圧性の低下がないどころ力滅菌後若干の耐圧性能の向上していること力もも明らかである。

[0065] 従って、表 1〜6及び図 4の結果から、ハウジングの構成材料がポリフエ-レンスルフイド樹脂（PPS— GF30)で、コックの構成材料がポリエチレン榭脂（HDPE)である組み合わせの活栓が、血管造影カテーテル手技に用いることが可能な耐圧性能と耐薬品性 (耐リピオドール性)及び耐放射線滅菌性、特に耐電子線滅菌性をもってヽることが明ら力となった。

Claims

請求の範囲

[1] ポリアリーレンスルフイド榭脂製のハウジングと、ポリオレフイン系榭脂製のコックと、を具備することを特徴とする医療用活栓。

[2] 前記ポリアリーレンスルフイド榭脂製のハウジングと、前記ポリオレフイン系榭脂製のコックと、をプレスフィットしてなることを特徴とする請求項 1に記載の医療用活栓。

[3] 前記ポリアリーレンスルフイド樹脂がポリフエ-レンスルフイド榭脂であることを特徴とする請求項 1または 2に記載の医療用活栓。

[4] 前記ポリフエ-レンスルフイド榭脂の平均分子量が、 5 X 10³〜5 X 10⁵であることを特徴とする請求項 1〜3のいずれかに記載の医療用活栓。

[5] 前記ポリフエ-レンスルフイド樹脂がガラス繊維、無機フィラー、ウイスカおよび炭素繊維からなる群から選択される少なくとも 1つを含有することを特徴とする請求項 1〜

4のいずれかに記載の医療用活栓。

[6] 前記ポリオレフイン系榭脂がポリエチレン榭脂であることを特徴とする請求項 1〜5 のいずれかに記載の医療用活栓。

[7] 前記ポリエチレン榭脂の平均分子量が 1 X 10⁵〜5 X 10⁶であることを特徴とする請求項 1〜6のいずれかに記載の医療用活栓。

[8] 前記活栓が二方活栓または三方活栓であることを特徴とする請求項 1〜7の、ずれかに記載の医療用活栓。