(57)【要約】  以下のステップを含む医療用不織布の製造プロセス：噴霧プロセスを行うステップであって、ここで、噴霧ユニットを用いて粘度が８００〜１５００Ｐａ・ｓのポリカーボネートウレタンプラスチック溶液から噴霧ジェットが生成され；前記噴霧ジェットが、直径が１〜１５μｍ、好ましくは直径が２〜１０μｍであり得るシングルマイクロファイバーの少なくとも１ストランドを含み、前記少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーが支持体上に噴霧され、支持体が噴霧ユニットに対して動かされるか噴霧ユニットが支持体に対して動かされ、噴霧プロセスを複数回繰り返してポリカーボネートウレタンマイクロファイバー層を形成し；これにより、個々の噴霧プロセスで形成されたポリカーボネートウレタンマイクロファイバーが、互いに重なり、各接触点で互いに接着し；繊維状マイクロ多孔質構造を有する不織布が形成され；必要に応じて、最後の噴霧プロセス後に支持体から剥がす。【特許請求の範囲】
【請求項１】
以下のステップを含む、医療用不織布を製造するプロセス：
・噴霧プロセスを行うステップであって、ここで
・粘度が８００〜１５００Ｐａ・ｓのポリカーボネートウレタンプラスチック溶液から、前記ポリカーボネートウレタンプラスチック溶液を吐出する噴霧ユニットを用いて噴霧ジェットが生成され；
・前記噴霧ジェットが、直径が１〜１５μｍ、好ましくは直径が２〜１０μｍであり得る少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーを含み；
・前記少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーが、支持体上に噴霧され、
・前記支持体が前記噴霧ユニットに対して動かされるか前記噴霧ユニットが前記支持体に対して動かされ；
・前記噴霧プロセスが複数回繰り返されてポリカーボネートウレタンマイクロファイバー層が形成され；
・これにより、個々の前記噴霧プロセスで形成されたポリカーボネートウレタンマイクロファイバーが互いに重なり、各接触点で互いに接着し；
・繊維状マイクロ多孔質構造を有する不織布が形成され；
・必要に応じて、最後の前記噴霧プロセス後に前記支持体から剥がされる。
【請求項２】
前記ポリカーボネートウレタンプラスチック材料の濃度が８〜１２重量％である、請求項１に記載のプロセス。
【請求項３】
使用される前記ポリカーボネートウレタン材料の平均分子量Ｍｗが９０，０００〜１５０，０００ｇ／ｍｏｌである、請求項２に記載のプロセス。
【請求項４】
ポリカーボネートウレタンマイクロファイバーの下層に、後の噴霧作業中又は最後の噴霧作業後に、視覚的に識別できる指示要素が付与される、請求項１又は請求項２に記載のプロセス。
【請求項５】
前記マイクロファイバー層により形成される個々の層の多孔度が好適な尺度で調整される、請求項１〜請求項３のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項６】
前記ポリカーボネートウレタンプラスチック溶液の溶媒として、ジメチルアセトアミド、テトラヒドロフラン、クロロホルム等のハロゲン化炭化水素、又はその組合せ等の有機溶媒が使用される、請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項７】
前記支持体が、本質的に平面状、円錐台状、円錐状、又は円筒状である、請求項１〜請求項５のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項８】
請求項１〜請求項６のいずれか１項に記載のプロセスにより得ることができる、医療用不織布。
【請求項９】
請求項１〜請求項６のいずれか１項に記載のプロセスにおいて、前記噴霧作業が実質的に円筒状の支持体上になされることにより得ることができる、内面構造及び外面構造を有する環状不織布。
【請求項１０】
血液の液体成分は基本的に通過させ、血液の細胞成分は基本的に保持する多孔度を有する請求項９に記載の環状不織布。
【請求項１１】
下側の細孔径と上側の細孔径の比が１：５０、特に２：１０、好ましくは４：８となるような、外面構造より微細な構造のポリカーボネートウレタンマイクロファイバー層の内面構造を有する、請求項９及び請求項１０に記載の環状不織布。
【請求項１２】
厚さ及び多孔度が異なり、且つ種々の細胞種が内部へと成長又は移入することができる複数の層を有する、請求項９〜請求項１１に記載の環状不織布。
【請求項１３】
厚さが１０〜９０層、好ましくは厚さが２０〜５０層の内層を有し、前記内層の表面が、内在性の内膜又は内皮細胞の定着を可能にするか容易にし、及び／又は厚さが１０〜１００層、好ましくは厚さが２０〜８０層の外層を有し、前記外層の表面が、内在性の外膜及び筋細胞の定着を可能にするか容易にする、請求項９〜請求項１２のいずれか１項に記載の環状不織布。
【請求項１４】
噴霧が実質的に平面状の支持体上になされる、請求項１〜請求項７のいずれか１項に記載のプロセスにより得ることができる、パッチ様不織布。
【請求項１５】
特に硬膜の神経再建術若しくは血管再建術、又は体組織を培養するためのヒト細胞のインビトロ定着への、請求項１４に記載のパッチ様不織布の使用。
【請求項１６】
人工血管として、縫着輪として、特に心臓弁の縫着輪として、不織様の微細繊維状構造と共に心臓補助システムに使用するカニューレ用の縫着輪として、及び体外の心臓補助システムで使用されるカニューレの微生物に対する障壁としての、請求項９〜請求項１５のいずれか１項に記載の環状不織布の使用。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用不織布、本発明に係る不織布の製造プロセス、特に相互連結されたポリウレタン等の微細繊維状の繊維からなる不織布、及び不織布の使用に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポリウレタンから不織布を製造するプロセスが特許文献１に記載されている。このプロセスでは、ポリウレタンを、ジメチルホルムアミド、アセトン、又はトルエン等の溶媒に溶解させ、自動化された噴霧デバイスを用いてマイクロファイバーに紡糸する。形成されたマイクロファイバーを、回転している成形部分（ｍｏｌｄｅｄ  ｐａｒｔ）に決まった角度で一層ずつ付与し、交差部で一層ずつ結合及び融着させる。このプロセスを用いて、マイクロ多孔質構造の不織布を製造することができる。このような医療用不織布は、その基本的な機械的及び生物学的特性が特に人工血管に必要とされるおおよその条件を満たすため、人工血管の製造に使用され得る。
【０００３】
移植可能な製品は、適切な生体適合性が確保されることを基本的に必要とする。人工血管という特別なケースでは、さらに使用期間を通じて生物学的に安定であることが必要である。また、人工血管に使用される材料としては、弾性であり、細胞による生理学的定着（ｃｏｌｏｎｉｚａｔｉｏｎ）を促進し、手術中に頻繁に起こる管（ｔｒａｃｋ）の出血リスクを最小限に抑えることができるものが有益であると説明されている。一部相反するこれらの効果をすべて満たす製品とすることは、特に課題とされている。
【０００４】
したがって、機械的特性及び生物学的特性の両方において長期試験で長期安定性を示す、すなわち恒常的な移植に必要な要件を満たす上記の不織布に基づく製品は、今日に至るまで上市されていない。これまで使用されてきた全てのポリウレタンは、長期試験で化学的変化を受け易く、これにより材料又は構造体の機械的特性が劣化し、人工器官の欠陥（拡張；ｄｉｌａｔａｔｉｏｎ）を引き起こすものであった。
【０００５】
２０年間、人工血管はそのほとんどがＰＥＴヤーン（ダクロン）を織るか編むかしたもの、又はＰＴＦＥ（テフロン）を押し出して得たものであった。編地の人工器官は拡張し易く、織地の人工器官は、寸法的にはより安定であるが、比較的剛直である。織地及び編地の人工器官は、多くの場合、移植前にコラーゲン、アルブミン又はゼラチンで仕上げ（コーティング）されるか、患者自身の血液で「コンディショニング」される。押出成形されたＰＴＦＥは、密度が高く不活性な壁を形成する。約１５年前に導入された延伸ＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）は幾分多孔質であり得る。
【０００６】
織地の人工器官は、胸部大動脈の代替として使用されることが好ましい。構造上、織地の人工器官はいわゆるウインドケッセル機能に影響し得る弾性が殆どない。ウインドケッセル機能は、動脈血が末梢血管中を連続的に流れることを可能にするものである。ウインドケッセル機能に障害があると、心臓の仕事が増加し、長期的には心臓にダメージを与え得る。
【０００７】
編地の人工血管は、腹部及び末梢部に使用されることが好ましい。これらの人工血管は拡張し易いため、圧力が一般に高い心臓付近の領域では使用することができない。
【０００８】
織地及び編地の人工血管はどちらも多孔性であるため、移植前にシーリング（プレクロッティング）される必要がある。変性したアルブミン、コラーゲン、又はゼラチンを用いて人工器官をシーリングする方法が好ましい。この場合、人工器官をすぐに使用することができるという利点がある。その他、人工器官を患者自身の血液に浸す方法がある。血液は人工器官の構造及び細孔中に浸透し、しばらくした後に凝固する。移植後、結合組織への同化（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）が起こる。結合部位領域の血液に面した側では、内皮細胞の過剰な成長がしばしば起こる。これにより、内腔の空間部分が減少するため、血流が減少する。内径が小さい人工器官では、これによりすぐに人工器官の閉塞が生じ得る。したがって、織地及び編地の人工器官は、主には内径が大きく流速の速い胸部及び腹部の血管にだけ使用される。
【０００９】
ｅＰＴＦＥの人工血管は、特に冠状動脈部の小血管の代替として使用される。しかし、これらの人工血管には弾性がほとんどない。表面が平滑であるため、結合組織への同化が内側からも外側からも起こらない。外部では、体が人工器官を不活性な異物とみなすので、被包化が生じる。内部では、結合部位で新生内膜が何度も形成されるが、細胞は平滑な表面上に定着できない。ｅＰＴＦＥ製の人工器官は管出血が起こり易く、手術中の合併症の発生や手術時間の延長を招きうる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】ドイツ国特許出願公開第２８０６０３０号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
本発明は、上記の要件を満たし且つ上記の欠点のない医療製品を提供すること、及びその製造プロセスを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記の目的は、本発明に係るプロセス及びそれにより得ることができる特定の不織構造を有する医療用の新規な不織布により達成される。
【００１３】
本発明によれば、以下のステップを含む、医療用不織布の製造プロセスが説明される：
・噴霧プロセスを行うステップであって、ここで、
・粘度が８００〜１５００Ｐａ・ｓのポリカーボネートウレタンプラスチック溶液から、前記ポリカーボネートウレタンプラスチック溶液を吐出する噴霧ユニットを用いて噴霧ジェットが生成され；
・前記噴霧ジェットが、少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーを含み；
・前記少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーが支持体上に噴霧され、
・支持体が噴霧ユニットに対して動かされるか、噴霧ユニットが支持体に対して動かされ；
・噴霧プロセスが複数回繰り返されてマイクロファイバー層が形成され；
・それにより、各噴霧プロセスにより形成されたマイクロファイバーが互いに重なり合い、各接触点で互いに接着し；
・繊維状マイクロ多孔性構造を有する不織布が形成され；
・必要に応じて、最後の噴霧プロセス後に支持体から剥がされる。
【発明の効果】
【００１４】
本発明に係る不織構造に関連して、本発明に係るプロセスで使用されるポリカーボネートウレタンからは驚くべきことに、長期移植のための機械的及び生物学的要件を満たす長期安定性を有する医療製品が得られる。
【００１５】
本発明に係るプロセスにより得ることができる不織布は、特に人工血管、組織パッチのための医用工学に、又は細胞培養マトリックスとして、使用することができる。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
プラスチック溶液を調製するための本発明に係る製造プロセスにおける溶媒としては、少なくとも１種の有機溶媒、特にハロゲン化溶媒が使用され得る。ジメチルアセトアミド、テトラヒドロフラン、又はクロロホルム等の溶媒が特に好ましい。使用するプラスチックを濃度５〜１５％で前述の溶媒に溶解させる。調製された溶液は、溶媒へのプラスチックの溶解を最適にするために、繰り返し温度処理に付される。
【００１７】
更に、その後の用途に応じた特定の生物機械学的特性を有する不織布の製造を可能にする製造プロセスを記載する。
【００１８】
上記プロセスの態様では、本発明の目的は、プロセスの個々のパラメータを正確に調整可能な設備の構築により達成される。不織構造の生成は、幾何学的パラメータ（例えば、自動噴霧デバイスと支持体の距離）、大気のパラメータ（例えば、温度又は大気湿度）、及び運動力学的パラメータ（例えばコーティング速度）に依存するため、デカルトの多軸系又は大気的に密閉された温度調節可能な製造チャンバーにより調整がなされる。
【００１９】
本発明に係るプロセスでは、プラスチック材料としてポリカーボネートウレタンが使用される。プラスチック材料は、例えば溶液中の濃度５〜１５重量％で使用される。
【００２０】
例えば人工血管としての適用を容易にするために、ポリカーボネートウレタンマイクロファイバーの下層に、視覚的に識別可能な指示要素を後の噴霧操作中又は最後の噴霧操作後に付与することが有益であり得る。これは、例えば異なる色に着色したポリカーボネートウレタンマイクロファイバーを用いてすることができる。
【００２１】
マイクロファイバー層により形成された個々の層の多孔度は、好適な尺度により調整することができる。これらには、特に、所望の不織構造に鑑みた好適な付与距離の選択、付与速度、溶液のフィード圧の調整、噴霧圧、溶媒の濃度や粘度が含まれる。
【００２２】
繊維の飛翔時間、したがって飛翔中の乾燥時間は、付与距離を変更することにより変化させることができる。付与距離が長いと、繊維が成形部分に達した時の溶媒の残留水分が少なくなり、付与距離が短いと、繊維が基材に達した時の繊維の残留水分は幾分多くなる。繊維の残留水分が多いほど、より強い融着点より多く生じて繊維同士の接触部を形成する。飛翔時間を短くするにつれて、成形部分に達する繊維の速度が増す。これにより、乾燥中及びそれに伴い構造が硬化するプロセスの間に構造の緻密さが増し、多孔度が低下する。
【００２３】
付与速度は、回転軸に沿った速度（軸方向）及び成形部分の周速度（円周方向）から合成される。周速度は回転速度及び成形部分の円周から計算される。付与密度は、周速度を上げるか回転軸に沿った速度を下げることにより上昇させることができる。
【００２４】
衝突する噴霧ジェットの直径よりも直径が大きい成形部分では、繊維の配向が影響を受ける。成形部分上の繊維の配向は一般に、予め設定した噴霧角度に依存する。これは通常、回転軸に対して４５°である。２つの速度を相互に調整することにより、付与される繊維の優先的な方向を調整することができ、したがって長手方向及び横方向における構造の材料性能を調整することができる。均質な構造にするためには、両速度は同じでなくてはならない。円周方向と比べて軸方向により強い引張強度が必要な場合、軸方向の速度は円周方向の速度より速くなければならない。逆に、円周方向の速度が軸方向の速度より速いと、円周方向の引張強度が強くなる。このように、不織構造を血管壁の種々の層構造の配向に対応させることができることは、血管手術での使用において興味深い。
【００２５】
フィード圧及び噴霧圧は、使用するポリマー溶液及び使用するポリマーに対応させなければならない。要求される繊維構造に応じて、材料フィード速度、したがって材料フィード圧及び噴霧圧が調整される。材料フィード圧を上げ噴霧圧を下げると、全体として繊維が太くなるか、繊維ストランドの形成が増加する。逆に材料圧を下げ噴霧圧を上げると、細い繊維の形成が増加する。
【００２６】
フィード圧は通常２５０〜１５００ｍｂａｒであり、噴霧圧は例えば５００〜３０００ｍｂａｒである。
【００２７】
本発明に係るプロセスで使用することができる支持体は、基本的に、平面状、円錐台状、円錐状、又は円筒状である。支持体は特に、溶媒に耐性であり、生成物を乾燥後に支持体から剥離できるような表面を有することが有益であり得る。最も単純なケースでは、支持体は、これらの表面特性を有する材料から形成される。以下の材料が通常使用され得る：ポリエチレン（ＰＥ）、ポリアミド（ＰＡ）、又はポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）。
【００２８】
本発明に係るプロセスにより医療用不織布を製造することができる。
【００２９】
ある実施形態では、上記医療用不織布は、実質的に円筒形の支持体上に噴霧を行うプロセスにより調製できる内面及び外面を有する環状不織布である。特に、本発明に係る環状不織布は、血液の液体成分は通過させるが血液の細胞成分は基本的に保持する程度の多孔度を有してよい。その利点は、非ガス成分に対するシーリングと同時に自律的換気（ａｕｔｏｎｏｍｏｕｓ  ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）が起こり得ることである。例えば、移植された人工器官内に血流が始まった後に、そこに含まれる空気は細孔から外に出ることができる一方、液体及び固体成分は細孔を全く又は一部しか透過できないこととなる。
【００３０】
特に、本発明に係る環状不織布は、外面構造よりも微細な構造を有するポリカーボネートウレタンマイクロファイバー層の内面構造、下側の細孔径と上側の細孔径の比が１：５０、特に２：１０、好ましくは４：８となるように有してもよい。
【００３１】
本発明によれば、不織材料の層の繊維直径は０．１〜１００μｍ、特に０．２〜２０μｍ、好ましくは０．３〜１μｍである。
【００３２】
本発明の実施形態によれば、不織材料の層には下側及びその反対側の上側がある。更に不織材料の層は、下側の細孔のサイズと異なるサイズの細孔を上側に有する。本発明によれば、不織材料層の下側の細孔は、不織材料層の上側の細孔よりも小さい。下側の細孔径と上側の細孔径の比は１：５０、特に２：１０、好ましくは４：８である。
【００３３】
不織材料の層の厚さは１０〜３０００μｍである。
【００３４】
本発明の好ましい実施形態では、不織材料の層は伸展性があり、伸長前の不織材料の層の厚さは１００〜３０００μｍ、好ましくは１５０〜２８００μｍ、特に２００〜２０００μｍである。
【００３５】
本発明の別の好ましい実施形態では、不織材料の層は伸展性があり、伸長後の不織材料の層の厚さは、１０〜２５００μｍ、好ましくは２０〜２０００μｍ、具体的には８０〜１０００μｍである。
【００３６】
別の実施形態では、本発明に係る環状不織布の内面を形成する又は内面付近に位置するマイクロファイバー層の多孔度は、外面を形成する又は外面付近に位置するマイクロファイバー層の多孔度よりも小さい。
【００３７】
本発明に係る環状不織布の更に別の実施形態では、環状不織布は、内在性の新生内膜細胞の定着を可能に又は容易にする内面を有する。
【００３８】
本発明に係る環状不織布は、結合組織への同化を可能に又は容易にする外面を備えてもよい。
【００３９】
これは、種々の特性を有する層の製造を可能にする製造パラメータを選択的に調整することにより実現され得る。
【００４０】
インビトロの実験により、本発明に係る不織布が、特定の細胞種、例えば幹細胞、前駆細胞、又は血管壁細胞が不織布の表面に定着する傾向を促進することが示された。この目的のために、外面及び内面（例えば環状不織布）に直接接触させた細胞培養実験を行い、顕微鏡による評価を行った。
【００４１】
直接接触させる際、懸濁液中の細胞を不織構造の表面に置き、その後、顕微鏡による評価を行った。陰性対照としてガラスを用い、陽性対照としてポリ塩化ビニル表面を用いた。不織布上での細胞の成長は、ガラスの陰性対照上と同程度の最適な成長速度であった。ＰＶＣ陽性対照は細胞成長を完全に阻害した。このことから試験の妥当性が確認された。
【００４２】
細孔のサイズ、形状及び細孔間の連絡によって基本的に定義されるこの選択的３次元構造により、例えば、内皮細胞がより微細な内層に好ましく定着することができ、一方、外膜及び筋肉細胞による定着はそこではほとんど起こらない。逆に、新生内膜細胞は、より粗い外面上にはほとんど定着せず、一方、外膜及び筋肉細胞はここに優先的に定着する。
【００４３】
本発明に係る環状不織布の別の実施形態では、環状不織布の長手方向で外面上に指示線が配置されている。
【００４４】
本発明に係る環状不織布は更に、管の長手方向に沿って内径が減少してもよく、特に、不織布の全長にわたって本質的に線状の円錐であってよい。
【００４５】
本発明の別の実施形態では、不織布はパッチ様不織布の形態である。このような不織布は、実質的に平面状の支持体上に噴霧を行うプロセスにより得ることができる。
【産業上の利用可能性】
【００４６】
本発明に係るパッチ様不織布の、とりわけ（例えば硬膜の）神経再建術又は血管再建術への使用が本発明により特許請求される。
【００４７】
本発明に係るパッチ様不織布は、体組織を培養するためのヒト細胞のインビトロでの定着にも使用することができる。
【００４８】
本発明に係る環状不織布は更に、人工血管として、縫着輪として、特に心臓弁の縫着輪として、心臓補助システムに使用されるカニューレ用の縫着輪として、不織様の微細な繊維状構造体と共に、また、体外の心臓補助システムに使用されるカニューレ用の微生物に対する障壁としても使用され得る。
【００４９】
微細繊維状繊維構造の不織布は、内在性細胞の定着及び培養に特に適している。製造プロセスの種々のパラメータを変えることで、それぞれの用途に適した機械的及び生物学的な種々の特性を有する不織構造を製造することができる。
【００５０】
したがって、本発明に係る不織布は、医用工学において以下の用途に使用することができる：人工血管、血管形成術用パッチ、神経形成術用パッチ、血液フィルター、細胞定着マトリックス、酸素供給マトリックス、獣医学における使用、冠動脈ステントのコーティング、心臓弁の縫着輪、ＶＡＤカニューレのコーティング、ＶＡＤカニューレの縫着輪、根管処置におけるカバーパッチ（栓子）、ＰＥＧプローブ用の微生物に対する障壁、ＶＡＣ（持続陰圧吸引療法）パッチ。
【００５１】
更なる応用分野として、血管手術、神経外科、心臓外科、形成外科、再生医用工学（組織工学）、及び心臓補助システムの分野が挙げられる。
【００５２】
その他の可能性のある用途としては、医薬を沈着させるための不織構造の使用がある。これらの医薬は、長期間にわたり使用場所に送達され得る（薬剤溶出移植片）。この場合、薬物は、例えば時間をかけて溶解する乳酸化合物のカプセル中にカプセル化されてよい。抗炎症剤として作用する銀イオンの沈着も可能である。これは、人工血管で炎症が起こった時は常に人工器官を完全に取り出す必要があることに鑑みても興味深い。
【００５３】
ポリウレタンの不織布の使用には多くの利点がある。不織構造は、ヒトの組織と同様な弾性の振舞いを示す。多孔性構造のため、細胞は材料の振舞いを本質的に変化させることなく幾分力強く成長して不織構造中へ侵入する。人工血管として使用する場合、緻密であるが筋線維芽細胞又は内皮細胞の新生内膜の形成に好ましく構築された表面が内側に形成されるように構造を設計することができる。周囲の不織構造は、繊維芽細胞及び微小血管（脈管の脈管）が内部へと成長できるように設計される。これは、新生内膜の供給に重要である。
【００５４】
驚くべきことに、本発明の範囲内で、上記のプロセスに従って作製された人工血管は、数ヶ月の動物実験完了後にもその構造及び機械的特性に何ら変化を示さないことが見出された。
【手続補正書】
【提出日】平成24年9月20日(2012.9.20)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
粘度が８００〜１５００Ｐａ・ｓのポリカーボネートウレタンプラスチック溶液から前記ポリカーボネートウレタンプラスチック溶液を吐出する噴霧ユニットを用いて噴霧ジェットが生成され、前記噴霧ジェットが少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーを含み、前記少なくとも１ストランドのシングルマイクロファイバーが支持体上に噴霧され、前記支持体が前記噴霧ユニットに対して動かされるか前記噴霧ユニットが前記支持体に対して動かされる、噴霧プロセスを行うことと、
前記噴霧プロセスを複数回繰り返してポリカーボネートウレタンマイクロファイバー層を形成することと、
繊維状マイクロ多孔質構造を有する不織布を形成することと、を含む医療用不織布を製造するプロセス。
【請求項２】
個々の前記噴霧プロセスで形成されたポリカーボネートウレタンマイクロファイバーが互いに重なり合い、各接触点で互いに接着する、請求項１に記載のプロセス。
【請求項３】
前記ポリカーボネートウレタンプラスチック溶液中のポリカーボネートウレタンプラスチック材料の濃度が８〜１２重量％である、請求項１に記載のプロセス。
【請求項４】
使用される前記ポリカーボネートウレタン材料の平均分子量Ｍｗが９０，０００〜１５０，０００ｇ／ｍｏｌである、請求項３に記載のプロセス。
【請求項５】
ポリカーボネートウレタンマイクロファイバーの下層に、後の噴霧作業中又は最後の噴霧作業後に、視覚的に識別できる指示要素が付与される、請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項６】
前記マイクロファイバー層により形成される個々の層の多孔度が、付与距離の選択、付与速度、溶液のフィード圧の調整、噴霧圧、溶媒の濃度又は溶媒の粘度を選択することで調整される、請求項１〜請求項５のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項７】
前記ポリカーボネートウレタンプラスチック溶液の溶媒として有機溶媒が使用される、請求項１〜請求項６のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項８】
前記支持体が、平面状、円錐台状、円錐状、又は円筒状である、請求項１〜請求項７のいずれか１項に記載のプロセス。
【請求項９】
請求項１〜請求項８のいずれか１項に記載のプロセスにより得ることができる、医療用不織布。
【請求項１０】
請求項１〜請求項８のいずれか１項に記載のプロセスにおいて、前記噴霧作業が円筒状の支持体上になされることにより得ることができる、内面構造及び外面構造を有する環状不織布。
【請求項１１】
血液の液体成分は通過させ、血液の細胞成分は保持する多孔度を有する請求項１０に記載の環状不織布。
【請求項１２】
外面構造より微細な構造のポリカーボネートウレタンマイクロファイバー層の内面構造を有する、請求項１０又は請求項１１に記載の環状不織布。
【請求項１３】
厚さ及び多孔度が異なる複数の層を有する、請求項１０〜請求項１２のいずれか１項に記載の環状不織布。
【請求項１４】
厚さが１０〜９０層の内層、及び／又は厚さが１０〜１００層の外層を有する、請求項１０〜請求項１３のいずれか１項に記載の環状不織布。
【請求項１５】
噴霧が平面状の支持体上になされる、請求項１〜請求項８のいずれか１項に記載のプロセスにより得ることができる、パッチ様不織布。
【請求項１６】
神経再建術若しくは血管再建術、又は体組織を培養するためのヒト細胞のインビトロ定着への、請求項１５に記載のパッチ様不織布の使用。
【請求項１７】
人工血管として、縫着輪として、及び体外の心臓補助システムで使用されるカニューレの微生物に対する障壁としての、請求項１０〜請求項１６のいずれか１項に記載の環状不織布の使用。
【国際調査報告】
2013510246.tif 000002
2013510246.tif 000003
2013510246.tif 000004