(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ポリテトラフルオロエチレンの中空充実体で構成される力伝達部と、ポリテトラフルオロエチレンの中空多孔質体で構成される先導部とを有する医療用チューブにおいて、
前記力伝達部と前記先導部との間に緩衝部が設けられ、
該緩衝部は、前記先導部より曲げ強度が高いポリテトラフルオロエチレンの多孔質体で構成され、且つ前記力伝達部及び前記先導部と一体的に形成されていることを特徴とする医療用チューブ。
【請求項２】
前記緩衝部は、空孔率が前記力伝達部から前記先導部に向けて大きくなるように段階的に変化してなる多孔質体である請求項１に記載の医療用チューブ。
【請求項３】
チューブの両端が開口していて、カテーテルとして用いられる請求項１又は２に記載の医療用チューブ。
【請求項４】
前記先導部の先端が閉塞していて、前記先導部及び緩衝部の空孔からガスだけをチューブ内に取り入れるガスサンプリング用チューブである請求項１又は２に記載の医療用チューブ。
【請求項５】
体管内又は体腔内のガスをサンプリングするものである請求項４に記載の医療用チューブ。
【請求項６】
おむつ内のガスをサンプリングするものである請求項４に記載の医療用チューブ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、例えば塞栓物質等の薬剤を注入するために血管等の細い体管や手術創部等の体腔内に挿入するためのカテーテルや、血管又は臓器近傍のガスをサンプリングするために体管内に挿入されるカテーテル、あるいは手術創部やおむつ内のガス成分をサンプリングする気液セパレータ用チューブ等として用いられる医療用チューブに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
近年各種の血管内治手術・血管内療法の発達に伴い、カテーテルの占める重要性はますます大きくなっている。ここで、体腔や手術創部から血管を通じて、薬剤等の液体を注入したり、金属コイル等の塞栓物質を注入したり、体液を排出させたりするために、血管等の体管に挿入される医療用チューブとしてのマイクロカテーテルがある。
【０００３】
マイクロカテーテルは、特に人体深部の血管や臓器付近の体管等の屈曲した体内の経路内を進行させるものであるから、化学的に不活性で人体に毒性がない材料で構成されることが必要である。また血管挿入用カテーテルのように、血管内を数１０ｃｍにわたって挿入して使用されるものでは、挿入に際して、カテーテル先端が血管等の管壁を傷つけないような柔軟な材料で構成されなければならず、しかもその送り込みをスムースに行なうために、手元部分の力が先端部に伝達されるように適度な剛性を有することが必要とされる。
【０００４】
現在市販されているカテーテルとしては、手元側を硬めのナイロン製又は硬度の大きいポリウレタンのチューブで構成し、先端部分をシリコーンゴムや硬度の小さいポリウレタン、エチレンビニルアセテート等の柔軟な材料で構成したものがある。このようなマイクロカテーテルは、先端部分が軟らかいので、血管の内壁面などを傷つけることなく、手元部分の硬めの材料で押圧されることにより進行することが可能となる。
【０００５】
しかし、先端部の柔軟な材料は、弾性があってチューブの長手方向に伸び易い材料でもあるため、血管の細部にまで入り込んだチューブを体外へ抜き去ろうとする際、体管の内壁面との接触抵抗により長手方向に延びるだけで、カテーテルをなかなか抜き出せないという問題がある。このような問題は、表面滑り抵抗の大きな材料で顕著である。さらに手元部と先端部とを異なる種類の樹脂で構成した場合は、特に接合部分での強度が不十分なために、接合部分で破断し、先端部が体管内に残ってしまうという危険もある。一方、十分な接合強度の確保やチューブ自体の強度確保のためにはチューブの肉厚を厚くする必要があるが、チューブの肉厚が厚くなりすぎると先端部で十分な柔らかさを確保できないという問題がある。また、チューブの肉厚が厚くなるに従って内径が細くなり、薬液等の注入に支障を来すこともある。
【０００６】
このような問題を解決するために、特公平６０−５１９１２号公報や特開平２−１４２５７６号公報には、ポリテトラフルオロエチレン（以下、「ＰＴＦＥ」と略記）の充実体で手元側を構成し（以下、充実体で構成された部分を「力伝達部」という）、先端をＰＴＦＥの多孔質体で構成（以下、多孔質体で構成されている先端部分を「先導部」という）したカテーテルが提案されている。このような構成を有するカテーテルは製造過程においてＰＴＦＥチューブの先端部分だけを延伸して先導部を形成すればよいので、先導部と力伝達部とは一体的に形成され、しかも多孔質部形成のための延伸倍率を調整することによりチューブ先端部の柔らかさを変えることが出来る。従って、チューブ材料強度や接合強度確保の点から肉厚を設定しなくても延伸倍率を調整することにより、力伝達部と先導部との境界部の強度を確保しつつ、管内壁を傷つけないように先端部の柔らかさを保持出来るという優れた利点を有している。しかも、延伸した後、焼成により多孔質構造を固定することにより、先導部が長手方向に伸びることを防止できる。よって、マイクロカテーテルが柔らかく細い血管内にほぼ嵌合状態で挿入されているような場合であっても、使用後に容易に抜き出すことができる。また、チューブ全体を、表面摩擦抵抗が小さく滑り性に優れているＰＴＦＥで構成しているので、かかる意味からも細血管のような細部への挿入又は細部からの抜去が容易となる。さらに、材料のＰＴＦＥは化学的に安定で身体に対して毒性がないという条件を満足することはいうまでもない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、ＰＴＦＥ充実体で構成した力伝達部とＰＴＦＥ多孔質体で構成した先導部とからなるカテーテルには、以下のような問題がある。
【０００８】
すなわち、血管等の管内壁を傷つけないように先導部で充分な柔らかさを確保しつつ、力伝達部で挿入進行のしやすい剛性を確保した場合、細い血管部分では管内壁との摩擦で先導部が進行しにくくなるにも拘わらず、力伝達部分では押圧される力に応じて進行しようとする。この結果、図９に示すように、力伝達部２ａと先導部２ｂとからなるカテーテル２を血管１内に挿入していくと、進行するに従って力伝達部２ａ近傍の先導部２ｂが蛇行しはじめ、次第に蛇行部分３が大きくなり、遂には進行しなくなる。
【０００９】
以上は、体内への液体注入用又は体外への液体排出用のカテーテルで両端が開口したタイプのカテーテルについての問題であったが、血液ガスなどの体内ガスをサンプリングするために血管等の管内へ挿入するサンプリング用カテーテルであっても同様の問題がある。
【００１０】
ここで、ガスサンプリング用カテーテルとは、先導部を気体は通過させるが液体は通過できないような微少な空孔を有する多孔質体で構成し、且つ先端を閉塞することにより、ガスのみをチューブ内に取り入れるようにしたカテーテルである。このようなガスサンプリング用のカテーテルについても、接合部分の強度の確保と先導部分の柔軟性との両立、さらには先導部を多孔質体で形成するという理由から、特公平６０−５１９１２号公報に記載されているようなＰＴＦＥの充実部分と多孔質部分とが一体的に形成されたカテーテルが注目されている。
【００１１】
しかし、ＰＴＦＥ製ガスサンプリング用カテーテルにおいてガスサンプリング効率を上げるためにガスサンプル用に先導部の空孔率を上げようとすると、空孔率の増大に伴って先端部が柔らかくなりすぎるため、手元部分の押圧により先導部が蛇行し、ひどい場合には屈曲してガスサンプリングがうまくいかなくなり、遂には管内を進行できなくなるという問題がある。
【００１２】
さらに、以上はいずれも体内に挿入するカテーテルについてであったが、おむつ内のガスをサンプリングするのに用いられる医療用チューブであっても同様の問題がある。つまり、おむつ内の排泄物をおむつを開放することなく知るために、ガスサンプリング用カテーテルを短くしたような医療用チューブをおむつ内に挿入する場合がある。ここで、おむつ内とは、紙おむつ内に充填された吸水性樹脂粒子間などに塩化ビニルチューブ等のガイド用チューブを用いてガスサンプリング用チューブを排泄物近傍にまで挿入する場合と、おむつと身体との間に外部から直接ガスサンプリング用チューブを挿入する場合とがある。いずれもおむつ内に挿入された先導部の多孔質部分から、排泄物に由来するガス（水蒸気、硫化物ガス、メタンガスなど）がチューブ内に取り込まれるので、このガスを力伝達部の手元側に導き出し、適宜ガスセンサ等で検知することにより、おむつ内の排泄物の有無、種類等を知ることが出来る。
【００１３】
このように、体内へ直接挿入されないガスサンプリング用チューブであっても、体腔から体管内へ挿入するガスサンプリング用カテーテルと同様に、先導部を柔軟に形成する必要がある。つまり、おむつ内に挿入されるガイド用チューブは屈曲経路を形成しているので、体管等に挿入するマイクロカテーテルと同様に、先導部は柔軟でなければならない。また、おむつと身体との間に外部から直接挿入するタイプのガスサンプリング用チューブであっても、先導部が身体を傷つけないように柔軟に構成する必要がある。特に、長期間寝たきりの患者に適用する場合、臀部や仙骨付近を中心にじょく創が形成されている場合があり、サンプリング用チューブが創面に直接接触する事態もあるので、先導部の柔軟性、更には化学的安定性や非毒性等の材料の生体適合性が重要となる。
【００１４】
しかし、いずれの場合に使用されるおむつ内のガスサンプリング用チューブであっても、力伝達部からの押圧力で柔軟な先導部が蛇行して折れ曲がったりすると、ガスを手元側でうまく検知できなかったり、更にはチューブ内にガスを取り込むこと自体が困難になるという問題がある。
【００１５】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、血管等の体管の内壁或いは体腔内表面（臓器表面を含む）を傷つけることがないように先導部の軟らかさを保持し、且つ屈曲した経路を手元側の押圧により進行できるように体腔から体管内へ挿入するカテーテル、おむつ内のように外部から認識できない部分に先端の柔軟な部分を挿入する場合であっても手元側からの押圧により先導部が屈曲することなく進行できるようなガスサンプリング用チューブ等の医療用チューブを提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明の医療用チューブは、ポリテトラフルオロエチレンの中空充実体で構成される力伝達部と、ポリテトラフルオロエチレンの中空多孔質体で構成される先導部とを有する医療用チューブにおいて、前記力伝達部と前記先導部との間に緩衝部が設けられ、該緩衝部は、前記先導部より曲げ強度が高いポリテトラフルオロエチレンの多孔質体で構成され、且つ前記力伝達部及び前記先導部と一体的に形成されていることを特徴とする。前記緩衝部は、空孔率が前記力伝達部から先導部に向けて大きくなるように段階的に変化してなる多孔質体であってもよい。
【００１７】
本発明の医療用チューブは、チューブの両端が開口していて、カテーテルとして用いられるものであってもよいし、前記先導部の先端が閉塞していて、前記先導部及び緩衝部の空孔からガスだけをチューブ内に取り入れるガスサンプリング用チューブであってもよい。また、ガスサンプリング用チューブは、体管内又は体腔内のガス、あるいは手術創部のガスをサンプリングするものであってもよいし、おむつ内のガスをサンプリングするものであってもよい。
【００１８】
【発明の実施の形態】
まず、医療用チューブの一実施態様である体内への液体注入用又は体外への液体排出用のカテーテルについて、図１に基づいて説明する。
【００１９】
本発明に係る液体注入用又は体外への液体排出用のカテーテルは、図１に示すように、両端開口タイプのチューブで、手元側の力伝達部１１、挿入先端側の先導部１３、及び力伝達部１１と先導部１３との間に介在している緩衝部１２からなり、これらはいずれもＰＴＦＥ製で一体的に構成されている。
【００２０】
まず力伝達部１１は、多孔質でないＰＴＦＥ焼結体で構成され、手元側からの押圧力に応じて進行することができる剛性を有している。また、ＰＴＦＥ材料は、例えばシリコーンと比較して強度が大きく、肉薄に成形できるため、進行に必要な剛性を確保しつつ、外径寸法に比較して大きな内径を確保したマイクロカテーテルとすることができる。さらに、ＰＴＦＥ材料は滑り性が優れているので、チューブの挿入や抜去時における管内壁との抵抗が少なく、カテーテルの挿入、抜き出しが容易である。さらにまた、ＰＴＦＥ材料は、化学的に安定で、生体に対して毒性がないばかりか、抗血栓性があり、抗血液凝固療法を最小限に止めることができる他、表面摩擦抵抗が小さく滑り性に優れているので、スムースに血管内へ挿入でき、血管挿入用のカテーテルとして適している。
【００２１】
先導部１３は、細い血管等の管内を先導的に進行していく部分であるから、管内壁を傷つけないような柔軟性を確保するために、高い空孔率を有するＰＴＦＥの多孔質体で構成されている。
【００２２】
先導部１３に求められる柔らかさ、換言すると曲げ強度は、細血管用、手術創部用など用途によって異なるが、力伝達部１１の曲げ強度を１００％とした場合、先導部１３の曲げ強度を２０％以下、特に５％以下とすることが好ましい。かかる曲げ強度とするためには、一般に先導部１３の空孔率を３０〜９５％、好ましくは４０〜８０％で、フィブリル長さを０．０１〜３０μm 、好ましくは１〜１０μm の範囲で、用途、要求される柔らかさ等に応じて適宜選択すればよい。
【００２３】
このように柔軟な先導部１３は、例えば図２（ａ）に示すように、先導部１３の先端をチューブ外径Ｒより大きい径を有する球状とすることにより、押圧力によらずに血流によって細血管にまで挿入させるようなカテーテルとしても使用できる。この場合、図２（ｂ）に示すように、該球体部分に血流があたり、それが推進力となって血管内を血流に沿って進行していくことができる。尚、図２の例では先端を略球状としているが球状に限らない。管壁を傷つけることなく血流の推進力を受けることができるように、チューブ径よりも大きい径（Ｒ）を有する突起があればよく、偏平形状であってもよい。
【００２４】
緩衝部１２は、先導部１３と同様にＰＴＦＥ多孔質体で構成されていて、力伝達部１１よりも曲げ強度は小さいが、空孔率及び／又は平均孔径が先導部１３より小さいために、先導部１３よりも曲げ強度が高くなっている。つまり、緩衝部１２は先導部１３と力伝達部１１との間に介在して、力伝達部１１から伝達されてくる力を減じて先導部１３へ伝達しにくくすることにより先導部１３の屈曲や蛇行を抑制するとともに、自らも力伝達部１１から伝達されてくる押圧力によって屈曲や蛇行をせずに済む程度の剛性を有している。具体的には、先導部の曲げ強度の１０倍以下の曲げ強度を有するように、空孔率５〜７０％、特に２０〜６０％の範囲で、用途等に応じて適宜選択される。先導部１３の曲げ強度に比べて大きすぎると、換言すると力伝達部１１の曲げ強度に近い曲げ強度を有するようになると、力伝達部１１から伝達されてくる押圧力をあまり減じることが出来ず、結局、緩衝部１２と先導部１３との境界部分でチューブが蛇行することになるからである。蛇行部分はチューブのみかけの外径が大きくなった状態となるため、更に細い血管では進行の妨げになる他、蛇行部分が増えると、手元部分で力を入れても先導部１３が前方へ進行しにくくなり、遂にはそこから前方へ進行しなくなる。
【００２５】
尚、緩衝部１２の曲げ強度は一律であってもよいが、上記範囲内で多段階的に曲げ強度が変化するように構成してもよい。空孔率が先導部１３から力伝達部１１に向けて段階的に小さくなっていくように形成することにより、曲げ強度を徐々に力伝達部１１に向けて大きくしていくことが好ましい。
【００２６】
以上の様な構成を有する医療用チューブの寸法、力伝達部１１、緩衝部１２、先導部１３の各長さ、又はカテーテルにおけるこれらの部分の占有割合は、カテーテルの用途、使用個所によって適宜選択される。脳や体内の血管の細部にまで挿入されるようなマイクロカテーテルの場合、比較的剛性の高い力伝達部１１では細く且つ屈曲した血管内を進めることはできず、このような細く且つ屈曲した血管に挿入される部分は多孔質体で構成する必要があるので、多孔質体部分の長さは３００ｍｍ程度にもなる場合がある。多孔質体における緩衝部１２と先導部１３の占有比率は、カテーテルの使用個所、用途等によって異なるが、一般には緩衝部１２の長さが先導部１３の長さの１０〜５００％程度、好ましくは１０〜３００％程度となる範囲で適宜選択される。また、ガイドワイヤーを挿入して使用される場合には、一般に多く用いられるガイドワイヤーの内径が０．４５ｍｍ程度であるから、外径は０．８ｍｍ、内径０．５ｍｍ程度必要となる。
【００２７】
次に、医療用チューブの他の実施態様である血液ガスや臓器付近のガスをサンプリングするのに用いられるカテーテルについて、図３に基づいて説明する。
【００２８】
ガスサンプリング用のカテーテルは、手元側の力伝達部２１、先端の先導部２３、及び力伝達部２１と先導部２３との間に介在している緩衝部２２はいずれもＰＴＦＥ製で一体的に構成されたチューブであって、先導部２３の先端が閉塞された一側開口型のカテーテルである。
【００２９】
力伝達部２１、先導部２３、緩衝部２２の構成は、夫々図１に示した力伝達部１１、先導部１３、緩衝部１２の構成と同様である。従って、細い血管内などにも管内壁を傷つけることなく進行し、しかも緩衝部２２の介在により力伝達部２１から伝達されてくる押圧力によって先導部２３が進行経路内を蛇行することを防止できる。そして、ＰＴＦＥ多孔質体で形成されている先導部２３及び緩衝部２２は、チューブ内外に連通する微小な空孔を有する多孔性故に気体は透過させるが、液体は透過させないと言う性質を有しているので、血液等の体液が流れている管内で、体液中のガスのみをサンプリングすることができる。先導部２３及び緩衝部２２の空孔からカテーテル内に入ったガスは、力伝達部２１の中空部分を通って手元側、すなわち体外でサンプリングされる。
【００３０】
本発明に係るカテーテルの基本的構成は以上のようであるが、体内に挿入されるカテーテルは、通常Ｘ線で造影されながら屈曲した経路や分岐経路を選択的に進行させていくため、造影できるように構成する場合がある。造影性を付与したカテーテルとしては、チューブの肉質部分に造影剤を含有させた場合、あるいは図４に示すように、カテーテルの先導部２５に白金や金などの金属製微小リング２６を外装した場合がある。もちろん、両者を組み合わせてもよい。チューブ外壁面と面一になるように微小リング２６を外装することにより、リング２６の外装による血管等の管内壁を傷つけることなく、Ｘ線造影性を付与することができる。
【００３１】
また、カテーテルのように体内に挿入される医療用チューブだけでなく、医療用チューブの他の態様の１つとして、おむつ内の排泄物を調べるためのガスサンプリング用のチューブの様に体外ではあるが直接見ることができないような個所に挿入してガスをサンプリングするためのチューブがある。このようにおむつ内のガスをサンプリングするためのチューブの構成は、図３に示すガスサンプリング用のカテーテルと同様の構成で、全体の長さ及び内径外径等の寸法だけを適宜変更したものである。
【００３２】
ガスサンプリング用のカテーテルと同様の構成を有するおむつ内のガスサンプリング用チューブは、塩化ビニル製チューブ等のガイドチューブを用いておむつ内部に挿入する場合であっても、体外から直接おむつ内に挿入する場合であっても、手元側からの押圧力に対して曲げ強度が高い力伝達部により進行するとともに、先導部が押圧力により屈曲したり、蛇行したりせず、必要場所にて多孔質体の空孔からガスのみをチューブ内に取り入れて、手元側へガスを送り出すことができる。よって、このように体内に挿入しないが手元部からの押圧により進行させ、且つ先端部が屈曲したり蛇行しては困るようなガスサンプリング用チューブとして好適である。
【００３３】
以上のような構成を有する医療用チューブは、以下のようにして製造することが好ましい。
【００３４】
まず、既知のＰＴＦＥ樹脂のペースト押出法に準じ、ＰＴＦＥファインパウダーをソルベントナフサ、ホワイトオイルなどの押出助剤と混和し、このペースト混和物をラム押出機によって目的に応じた内外径を有するチューブ状に押出成形して、ペースト円筒体を得る。ペースト円筒体を加熱して、含まれていた押出助剤を除去する。
【００３５】
押し出し助剤除去後、力伝達部を形成しようとする部分を、ＰＴＦＥの融点（３２７℃）以上、好ましくは３４０℃以上に加熱する。加熱は加熱炉の他、ソルトバスなども用いることができる。このとき、緩衝部及び先導部に該当する部分については、加熱炉の外側に出して加熱されないようにしておくか、或いは予めセラミックス等の熱伝導率の小さい断熱材でカバーした状態で加熱炉に入れることにより、緩衝部及び先導部に該当する部分は加熱されないようにしておく。以上のようにしてＰＴＦＥ充実体で構成される力伝達部を形成した後、以下の▲１▼〜▲４▼のいずれかに示す方法により多孔質部分を製造する。
【００３６】
▲１▼多孔質化しようとする部分（先導部及び緩衝部）について、ＰＴＦＥの融点以下、好ましくは２５０℃〜３０５℃の雰囲気中で比較的低倍率、緩衝部を形成する程度の延伸倍率で延伸する。延伸により、ＰＴＦＥファインパウダーがフィブリル化して、多孔質構造が形成される。次いで、多孔質部分のうち、先導部を形成しようとする部分だけＰＴＦＥの融点以下、好ましくは２５０℃〜３０５℃に加熱して、最終的に先導部の延伸倍率となるように延伸する。
【００３７】
▲２▼まず、先導部を形成しようとする部分だけＰＴＦＥの融点以下、好ましくは２５０℃〜３０５℃に加熱して、先導部形成のための高倍率で延伸する。次いで、緩衝部を形成しようとする部分を緩衝部形成のための倍率で延伸する。
【００３８】
▲３▼まず、緩衝部を形成しようとする部分をＰＴＦＥの融点以下、好ましくは２５０℃〜３０５℃に加熱して延伸した後、先端部分を高倍率で延伸して先導部を形成する。
【００３９】
▲４▼まず、熱収縮できないように保持した状態で、先導部及び緩衝部に該当する部分をＰＴＦＥの融点以下、好ましくは２５０℃〜３０５℃に加熱して、先導部形成に該当する倍率で延伸した後、緩衝部を形成しようとする部分だけ熱収縮させて、緩衝部に該当する空孔率となるようにする。つまり、熱収縮により、延伸により延ばされたフィブリルが収縮して、ノード間隔が短くなり、実質的に空孔率が低下することにより、先導部より曲げ強度が高い緩衝部を形成することができる。
【００４０】
ここで、延伸倍率は、先導部、緩衝部に要求される曲げ強度によって決定される。つまり、一般に、延伸倍率が高くなるほど、空孔率が大きくなって、曲げ強度が小さくなる傾向にあり、延伸倍率が低くなるほど、空孔率が小さくなって、曲げ強度が大きくなる傾向にあるからである。
【００４１】
次に、多孔質部分をＰＴＦＥの略融点以上の雰囲気で加熱焼成して、分子配向を固定する。この際、上記▲１▼〜▲３▼の方法の場合には、熱収縮を防ぐためにチューブ長手方向に展張したまま両端を固定しておく。▲４▼の方法の場合には所定量だけ熱収縮させるために長さを調整しつつ加熱焼成すればよい。所定量だけ熱収縮させる方法としては、例えば、図５（ａ）に示すように、未焼成延伸多孔質ＰＴＦＥチューブ５１内側にチューブ５１の全長よりも短尺の金属棒５２等を挿入してＰＴＦＥチューブの両端を封管し、熱収縮させようとする部分（緩衝部）だけ加熱炉５３に入れて加熱すればよい。加熱炉５３により加熱された部分だけ熱収縮して図５（ｂ）のようになり、挿入した金属棒５２の長さにまで収縮させることができる。すなわち、金属棒５２は収縮のストッパーとしての役割を果たしている。
【００４２】
尚、以上の方法では、まず力伝達部を形成した後、多孔質部分を製造したが、本発明の方法はこれに限定されず、多孔質部分（緩衝部及び先導部）を製造した後、力伝達部を形成してもよい。この場合、延伸に際しては、延伸しようとする部分のみを加熱し、力伝達部に相当する部分を加熱しないことにより、力伝達部を形成する前に多孔質部分を形成することが可能となる。
【００４３】
また、緩衝部の空孔率が多段階的になっている医療用チューブは、緩衝部の延伸を複数回に分けて段階的に行なうことにより、あるいは夫々の空孔率になるように異なる延伸倍率で延伸することにより製造できる。延伸倍率が異なる部分を段階的に形成する方法は、延伸多孔質化は加熱された部分が優先されて行われることを利用して、延伸時に加熱する部分を調整し、延伸倍率を適宜調整することにより行なえばよい。
【００４４】
さらに、図６に示すように、延伸していない部分３１、低倍率延伸部分３２、高倍率延伸部分３３、低倍率延伸部分３２が順次並んで長いチューブを製造し、焼成後、高倍率延伸部分３３をほぼ中央部で切断（図６中、切断個所を矢印で示す）することにより、１度に複数の医療用チューブを製造してもよい。
【００４５】
またさらに、チューブの肉質部分に造影剤を含有させたカテーテルを製造する場合には、ＰＴＦＥファインパウダーに硫酸バリウム等の造影剤を混入したペースト混和物を押し出し成形することにより、或いはコアギュレート法により造影剤とＰＴＦＥファインパウダーとの共凝集物を得て、これを押し出し加工して造影剤入りのチューブを製造した後、上記製造方法を適用して力伝達部、先導部及び緩衝部を形成すればよい。ここで、造影剤の混合割合は、平均粒径１０μm 以下の造影剤粉末２０〜７０％の範囲、ＰＴＦＥのファインパウダー３０〜８０％の範囲で適宜選択すればよい。このような割合で造影剤を含有させたチューブを延伸した場合、延伸部分においては、フィブリル間、即ちノード部分に造影剤が捕捉されたようになっている。
【００４６】
さらにまた、先導部に白金や金などの金属製製微小リングを接合する場合には、上記製造方法により力伝達部、緩衝部、先導部を形成した医療用チューブを製造した後、金属リングを先導部の外径寸法よりも小さくなるようにかしめるなどの方法を採るか、微量の接着剤を用いて、リングと先導部を一体化させる。いずれの方法も、先端部のチューブ管壁部分にリングを押し込んで、チューブ外周面が面一になるようにすることが好ましい。先導部の多孔質部分は柔らかいのでチューブ壁面にリングを埋め込むことが可能である。これにより、容易に面一の外周面を形成することができる。尚、リングとチューブを接着剤で接着する場合、接着剤としては、シリコーン系の一液性ＲＴＶ、シアノアクリレート系の他、ＰＴＦＥ、ＦＥＰ等の含フッ素系ポリマー、ＰＴＦＥの融点以下の融点を持つ熱可塑性樹脂の微小粉末を加熱して溶融させるなどの方法が可能である。これらのうち、ＦＥＰ等の含フッ素ポリマーなどが生体中で使用されるカテーテルに対しては好適である。接着方法としては、これらポリマーの微小粉末を含む水系エマルジョン液を多孔質チューブに外挿した金属リングの周辺に適宜塗布し、そのポリマーの融点以上の温度で加熱すれば、ポリマーの微小粉末が溶融し、金属リングを覆うと共に多孔質ＰＴＦＥチューブと接着することができる。
【００４７】
また、ガスサンプリング用カテーテルを製造する場合には、上記のようにして両端開口タイプの医療用チューブを製造した後、先導部の先端を閉塞すればよい。チューブ先端開口部の閉塞は、チューブ先端部にラジアル方向からの外力で押しつぶした状態でヒートシールしてＰＴＦＥチューブ先端を閉塞することにより、又はＰＴＦＥの融点以下の融点を有する熱可塑性樹脂のプラグをチューブ内部に挿入後加熱処理してプラグとチューブ壁面を溶融一体化する等の手段により行なうことができる。後者の場合、プラグに用いる熱可塑性樹脂としては、ＦＥＰ、ＰＦＡ等の含フッ素樹脂がチューブ構成材料であるＰＴＦＥと一体化し易く、しかも生体適合性に優れるので好ましく用いられる。
【００４８】
以上のようなカテーテルの使用に際しては、力伝達部の最も手元側にステンレス製の細線で編組を施し、曲げ強度とトルク性とを強化することもできる。この場合、直接金属線が血液に接触しない方が好ましいため、金属線の施工後、ＦＥＰ、ＰＴＦＥ、ＰＦＡなどの含フッ素ポリマーなどで被覆することが好ましい。被覆用ポリマーとしては、ポリウレタンやナイロン、ポリオレフィン、シリコーンなどの含フッ素系以外のポリマーを使用することもできるが、ＰＴＦＥチューブとの親和性を考慮すると、上記含フッ素系ポリマーが好適である。
【００４９】
【実施例】
〔評価方法〕
▲１▼曲げ強度、曲げ強度比
図７（ａ）に示すように、引張り試験機試料基台４２と一対のクランプ４３とでチューブ４１の両端を挟持することにより、１５ｍｍの長さとなるようにチューブ４１を水平に保持する。チューブ４１の中央部上方にはチューブ４１を押圧する押し金具４４が取付けられている。かかる状態で、試料基台４２が取付けられている可動ステージ（図示せず）を上昇させて、図７（ｂ）に示すようにチューブ４１中央部を押し金具４４で押し、チューブ４１を１ｍｍだけ降下させる時の押し金具４４の押圧荷重を測定する。ここで、押し金具４４は、直径６ｍｍの丸棒先端を４５゜の角度でノミ状に切削加工し、刃に相当する部分をＲ０．２に丸め加工した物である。
【００５０】
測定した荷重を曲げ強度（ｇ）とし、ＰＴＦＥチューブの充実部分（力伝達部）の曲げ強度を１００とした場合の各部位の曲げ強度を百分率（％）で表す。
【００５１】
▲２▼プッシャビリティ
血管に見立てた内径２ｍｍ、長さ６００ｍｍの透明の塩化ビニルチューブの一端を外径２８ｍｍの円筒体に３回巻き付ける。図８は塩化ビニルチューブを円筒体に巻き付けた状態を示している。塩化ビニルチューブ内を水で充満させた状態で、チューブ他端部の開口部分から医療用チューブを挿入していく。挿入の際の医療用チューブの状態を外部から観察するとともに挿入の難易度から、プッシャビリティを判断した。具体的には、チューブに蛇行部分が生じ、それ以上進行させることが困難となった時点でプッシャビリティ不良と判断した。
【００５２】
〔延伸倍率と曲げ強度の関係〕
外径０．８ｍｍ、内径０．５ｍｍの延伸多孔質チューブにつき延伸倍率と曲げ強度の関係を求めたところ、表１に示すようになった。ここで、参考までに市販のマイクロカテーテルの最先端部の曲げ強度を測定したところ、１．２〜１０．４ｇであった。
【００５３】
【表１】
0004222655.tif 000002
【００５４】
表１からわかるように、延伸倍率が大きくなるほど、曲げ強度が小さくなることがわかる。また、先導部の曲げ強度を市販と同等程度とするためには、延伸倍率を２〜３倍程度とすればよいことがわかる。
【００５５】
〔マイクロカテーテルの製造〕
比較例：
内径１．０７ｍｍの成形ダイ及び外径０．７ｍｍのマンドレルを用いて予め円筒状に成形したＰＴＦＥ樹脂と押出助剤のペースト物をラム押出機で押し出し、ＰＴＦＥペーストのチューブを得た。加熱炉で１５０℃に加熱することによりペーストのチューブに含まれる押出助剤を除去した。次いで３４０℃に保持した開口部を有する加熱炉の一端側から円筒体を挿入し、２分間加熱焼成して力伝達部を形成した。このとき多孔質化しようとする部分は、加熱炉の外に出しておくだけで、特に断熱材等による処置は行なわなかった。未焼成の部分を３０５℃の加熱雰囲気中で２倍に延伸し、ついで熱収縮防止手段を講じて３４０℃で２分間焼成した。最後に延伸多孔質部分（先導部）が２００ｍｍ、延伸していない充実部分（力伝達部）が１０００ｍｍとなるようにカットして、比較例のカテーテルとした。このカテーテルについて、力伝達部及び先導部の曲げ強度を測定した結果を表２に示す。
【００５６】
また、プッシャビリティを調べたところ、１．５周挿入が進んだところで、先導部と力伝達部の境界付近で蛇行部分が発生したので、挿入を中止した。
【００５７】
実施例：
比較例と同様にして力伝達部を形成した後、緩衝部を形成しようとする部分（力伝達部の隣接する部分７０ｍｍ）を３０５℃の加熱雰囲気中で１．４倍に延伸し、次いで先導部を形成しようとする部分を３０５℃の加熱雰囲気中で２倍に延伸した。熱収縮防止手段を講じた状態で、延伸部分を３４０℃２分間焼成した。緩衝部７０ｍｍを含んで多孔質部分が２００ｍｍ、力伝達部が１０００ｍｍとなるようにカットして、実施例のカテーテルとした。
【００５８】
得られたカテーテルの曲げ強度を測定した。また、プッシャビリティを調べたところ、緩衝部、先導部いずれも蛇行部分を発生することなく、塩化ビニルチューブの巻付け部を３周することができた。これらの結果をまとめて表２に示す。
【００５９】
【表２】
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【００６０】
実施例及び比較例は、先導部の曲げ強度が同程度であるにもかかわらず、緩衝部を有する実施例のプッシャビリティは良好であったが、緩衝部を有しない比較例のプッシャビリティは不充分で、血管に見立てた塩化ビニルチューブ内を最後まで挿入することができなかった。
【００６１】
【発明の効果】
本発明の医療用チューブは、空孔率が高い多孔質体で形成された先導部と手元の押圧力により進行できる力伝達部との間に緩衝部が設けられているので、先導部が屈曲したり蛇行したりすることなく、細く屈曲した経路を進行していくことができる。
【００６２】
従って、医療用チューブが体管内に挿入されるようなマイクロカテーテルの場合、柔軟な先導部が血管壁等の体管内壁を傷つけることなく、しかも手元側からの押圧力によって屈曲したり、蛇行部分が生じにくいので、長く屈曲した経路内を挿入させることができる。
【００６３】
また、ガスサンプリング用のカテーテルの場合には、挿入に際して先導部が蛇行して目的部位までの進行挿入が困難になったり、先導部の屈曲、蛇行による気液セパレータ機能の低下を緩衝部が防止できるので、これにより必要な部位、例えば臓器近くまで又は手術創部にまで挿入して、臓器近辺ないし手術創部のガスをサンプリングすることもできる。
【００６４】
さらに、おむつ内ガスサンプリング用チューブの場合には、屈曲した経路を通っておむつ内部の奥深くにまで挿入しても先導部の屈曲等が防止されるので、先導部から有効にガスをサンプリング、検知できる。あるいはおむつと身体との間に直接挿入する場合であっても、先導部が柔らかいので身体に当接しても痛みを与えることがほとんどなく、ガスを有効にサンプリングできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る医療チューブの一実施態様であるマイクロカテーテルの構成を示す図である。
【図２】本発明に係る医療チューブの一実施態様であるマイクロカテーテルの構成を示す図である。
【図３】本発明に係る医療用チューブの他の実施態様であるガスサンプリング用のマイクロカテーテルの構成を示す図である。
【図４】本発明の他の実施例にかかるマイクロカテーテルの先端部分の構成を示す図である。
【図５】本発明の医療用チューブの製造例を説明するための図である。
【図６】本発明の医療用チューブの製造例を説明するための図である。
【図７】曲げ強度試験を説明するための図である。
【図８】プッシャビリティ試験を説明するための図である。
【図９】従来のカテーテルの問題点を説明するための図である。
【符号の説明】
１１、２１  力伝達部
１２、２２  緩衝部
１３、２３  先導部
２５  先導部
２６  金属製リング
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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