JP3857111B2 - Endotracheal tube - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、気管内チューブに関する。さらに詳しくは、経口挿入用気管内チューブおよび経鼻挿入用気管内チューブをはじめ、気管切開孔から気管に挿入する気管切開チューブとして好適に使用しうる気管内チューブに関する。
【０００２】
本発明の気管内チューブは、軟質塩化ビニル樹脂が用いられておらず、しかも耐キンク性、摺動性および膠着防止性に優れたものである。
【０００３】
【従来の技術】
気管内チューブは、手術時の麻酔処置の際に用いられる医療用具である。気管内チューブの多くには、適度な柔軟性を付与するとともに、機械的強度、透明性およびコストを考慮して、軟質塩化ビニル樹脂が使用されている。しかしながら、軟質塩化ビニル樹脂は、その焼却時に有害物質であるダイオキシンが発生するおそれがあり、また使用されているジオクチルフタレートなどの可塑剤が環境ホルモンとして指定されるいることから、医療用具として決して好ましいものではない。
【０００４】
軟質塩化ビニル樹脂が用いられていない気管内チューブとして、シリコーン樹脂製の気管内チューブがある。しかし、シリコーン樹脂は、それ自体が高価であるとともに、製造の際に架橋プロセスを必要とするため、気管内チューブが非常に高価な医療用具となるという欠点がある。
【０００５】
これらの欠点に鑑みて、医療用具の素材として、スチレン系エラストマーおよびポリプロピレン樹脂からなる樹脂組成物が提案されている（特開平１０−６７８９４号公報）。この樹脂組成物は、柔軟性および透明性に優れ、オートクレーブ滅菌に耐える耐熱性、生体適合性などを有するものである。
【０００６】
しかし、この樹脂組成物には、気管内チューブとして使用するには改善すべき点が幾つかある。
【０００７】
例えば、メインチューブには、気管内に挿入し、湾曲した際にもチューブが潰れないようにするための耐キンク性、および気管内部に溜まる汚物を除去するためのサクションカテーテルをスムーズに挿入することができるようにするために摺動性が要求されている。この樹脂組成物が用いられた気管内チューブにおいては、メインチューブの耐キンク性を高めるために、鋼線を螺旋状にチューブの外周面に巻回することが提案されているが、このチューブの製造工程が複雑であるとともに、得られる気管内チューブが高価となり、さらに廃棄の際には、焼却炉に不燃物である金属が混入するという欠点がある。
【０００８】
また、前記樹脂組成物には、カフをブロー成形によって製造することが困難であり、カフを気管内チューブに配設した際には、カフを均一に膨張させるために必要な膠着防止性などを充分に発現させることができないという欠点がある。
【０００９】
螺旋状の鋼線が巻回されておらず、その材質に塩化ビニル樹脂が使用されていないチューブとして、多層チューブが提案されている（特開平９−７５４４３号公報、特開平１１−１５１２９３号公報）。しかし、この多層チューブは、２層以上の共押出成形によって製造されるため、その製造工程が複雑であるという欠点がある。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、前記従来技術に鑑みてなされたものであり、耐キンク性、摺動性および膠着防止性に優れた気管内チューブを提供することを課題とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
すなわち、本発明は、スチレン系エラストマーおよびポリオレフィン系樹脂からなる樹脂組成物を押出成形してなり、２５℃における押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）が５．０×１０７〜８．０×１０８ｄｙｎｅ／ｃｍ２であり、かつ押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）と円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）との比（ＭＤ／ＴＤ）が１．３以下であるチューブからなる気管内チューブであって、その外周面に、スチレン系エラストマーおよびポリオレフィン系樹脂からなり、２３０℃におけるメルトテンション（溶融張力）が１ｇ以上である樹脂組成物をブロー成形してなり、２５℃における貯蔵弾性率が５．０×１０ ８ ｄｙｎｅ／ｃｍ ２ 以下であるカフが設けられてなる、気管内チューブに関する。
【００１２】
【発明の実施の形態】
本発明の気管内チューブは、スチレン系エラストマーおよびポリオレフィン系樹脂からなる樹脂組成物を押出成形することによって得られたチューブがメインチューブとして用いられたものである。
【００１３】
ポリオレフィン系樹脂としては、オレフィンモノマーから製造される各種ポリオレフィン系樹脂を用いることができる。ポリオレフィン系樹脂としては、例えば、高密度ポリエチレン、低密度ポリエチレン、線状低密度ポリエチレン、高圧法エチレン−α−オレフィン共重合体などのポリエチレン樹脂、ホモポリプロピレン、エチレンとプロピレンのランダムコポリマー、エチレンブロックを含むブロックタイプポリプロピレン、プロピレンとエチレンとブテン−１とのターポリマー等のポリプロピレン樹脂などが挙げられ、これらのポリオレフィン系樹脂は、それぞれ単独でまたは２種以上を混合して用いることができる。これらのポリオレフィン系樹脂の中では、特にポリプロピレンが好適である。
【００１４】
ポリオレフィン系樹脂の溶融粘度に関しては、ＡＳＴＭ Ｄ−１２３８に従って２３０℃、荷重２１６０ｇの条件下で測定したときのメルトフローレート（ＭＦＲ）が０．１〜５００の範囲内にあることが好ましく、２〜２００の範囲内にあることがより好ましい。
【００１５】
スチレン系エラストマーは、スチレン系重合体ブロック（Ａ）と水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）とからなるブロック共重合体であることが好ましい。
【００１６】
スチレン系重合体ブロック（Ａ）は、スチレン系単量体からなる。スチレン系単量体としては、例えば、スチレン、α−メチルスチレン、３−メチルスチレン、４−プロピルスチレン、４−シクロヘキシルスチレン、４−ドデシルスチレン、２−エチル−４−ベンジルスチレン、４−（フェニルブチル）スチレンなどが挙げられ、これらの単量体は、それぞれ単独でまたは２種以上を混合して用いることができる。これらのスチレン系単量体の中では、スチレンが好ましい。
【００１７】
スチレン系重合体ブロック（Ａ）の数平均分子量は、特に制限されないが、２，５００〜２０，０００の範囲内にあることが好ましい。
【００１８】
ブロック共重合体におけるスチレン系重合体ブロック（Ａ）の含有量は、ブロック共重合体の機械的強度を向上させる観点から、好ましくは１０重量％以上、より好ましくは１５重量％以上であり、またポリオレフィン系樹脂と容易に均一に混合することができるようにする観点から、好ましくは４０重量％以下、より好ましくは３０重量％以下である。したがって、これらの観点から、ブロック共重合体におけるスチレン系重合体ブロック（Ａ）の含有量は、好ましくは１０〜４０重量％、より好ましくは１５〜３０重量％である。
【００１９】
水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）は、水添ポリイソプレンブロック（Ｂ１）、水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロック（Ｂ２）および水添ポリブタジエンブロック（Ｂ３）からなる群より選ばれた少なくとも１種の重合体ブロックであることが柔軟性と経済性のバランスとの観点から好ましい。
【００２０】
水添ポリイソプレンブロック（Ｂ１）としては、１，２−結合と３，４−結合の含有量（以下、「ビニル結合含有量」という）が１０〜７５モル％であるポリイソプレンからなり、かつポリイソプレンの炭素−炭素二重結合の７０％以上が水素添加された水添ポリイソプレンブロックが好ましい。
【００２１】
水添ポリイソプレンブロック（Ｂ１）におけるビニル結合含有量は、得られる気管内チューブの透明性を高める観点から、好ましくは１０モル％以上、より好ましくは２０モル％以上であり、また水添ポリイソプレンブロック（Ｂ１）のガラス転移温度（Ｔｇ）が高くなり過ぎないようにすることにより、適度な柔軟性を気管内チューブに付与する観点から、好ましくは７５モル％以下、より好ましくは６５モル％以下である。これらの観点から、水添ポリイソプレンブロック（Ｂ１）におけるビニル結合含有量は、好ましくは１０〜７５モル％、より好ましくは２０〜６５モル％である。
【００２２】
また、ポリイソプレンの炭素−炭素二重結合の水素添加率は、ポリオレフィン系樹脂との相溶性を高め、気管内チューブの透明性を高めるために、好ましくは７０％以上、より好ましくは８０％以上である。
【００２３】
水添ポリイソプレンブロック（Ｂ１）の数平均分子量は、特に制限されないが、１０，０００〜２００，０００の範囲内にあることが好ましい。
【００２４】
水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロック（Ｂ２）は、イソプレンとブタジエンとをイソプレン／ブタジエン（重量比）が５／９５〜９５／５となるように共重合させて得られたイソプレン／ブタジエン共重合体からなり、１，２−結合と３，４−結合の含有量（ビニル結合含有量）が２０〜８５モル％であり、かつイソプレン／ブタジエン共重合体の炭素−炭素二重結合の７０％以上が水素添加された水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロックが好ましい。
【００２５】
イソプレン／ブタジエン（重量比）は、水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロック（Ｂ２）のビニル結合含有量が７５モル％以上であるときにそのガラス転移温度（Ｔｇ）が高くなりすぎないようにし、気管内チューブの柔軟性を高める観点から、好ましくは９５／５以下、より好ましくは８０／２０以下であり、また水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロック（Ｂ２）のビニル結合含有量が３０モル％未満であるときに気管内チューブの透明性が低下しないようにする観点から、好ましくは５／９５以上、より好ましくは２０／８０以上である。これらの観点から、イソプレン／ブタジエン共重合体（重量比）は、好ましくは５／９５〜９５／５、より好ましくは２０／８０〜８０／２０である。
【００２６】
イソプレン／ブタジエン共重合体の炭素−炭素二重結合は、ポリオレフィン系樹脂との相溶性を高め、気管内チューブの透明性を向上させる観点から、７０％以上、好ましくは８０％以上が水素添加されていることが望ましい。
【００２７】
水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロックにおけるビニル結合含有量は、気管内チューブの透明性を高める観点から、好ましくは２０モル％以上、より好ましくは４０モル％以上であり、またそのガラス転移温度（Ｔｇ）が高くなり過ぎないようにして柔軟性を付与する観点から、好ましくは８５モル％以下、より好ましくは７０モル％以下である。これらの観点から、水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロックにおけるビニル結合含有量は、好ましくは２０〜８５モルパラジウム、より好ましくは４０〜７０モル％である。
【００２８】
水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロック（Ｂ２）におけるイソプレンとブタジエンの重合形態は、特に制限されず、ランダム、ブロック、テーパードなどのいずれの形態であってもよい。
【００２９】
水添イソプレン／ブタジエン共重合体ブロック（Ｂ２）の数平均分子量は、特に制限されないが、１０，０００〜２００，０００の範囲内にあることが好ましい。
【００３０】
水添ポリブタジエンブロック（Ｂ３）としては、１，２−結合の含有量（ビニル結合含有量）が４５モル％以上であるポリブタジエンからなり、かつポリブタジエンの炭素−炭素二重結合の７０％以上が水素添加された水添ポリブタジエンブロックが好ましい。
【００３１】
ポリブタジエンにおけるビニル結合含有量は、気管内チューブの透明性を高める観点から、好ましくは４５モル％以上、より好ましくは６０〜８０モル％である。
【００３２】
また、ポリブタジエンの炭素−炭素二重結合の水素添加率は、ポリオレフィン系樹脂との相溶性を高め、気管内チューブの透明性を高める観点から、好ましくは７０％以上、より好ましくは８０％以上である。
【００３３】
水添ポリブタジエンブロック（Ｂ３）の数平均分子量は、特に制限されないが、１０，０００〜２００，０００の範囲内であることが好ましい。
【００３４】
ブロック共重合体における水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）の含有量は、ブロック共重合体の機械的強度を向上させる観点から、好ましくは９０重量％以下、より好ましくは８５重量％以下であり、またポリオレフィン系樹脂と容易に均一に混合することができるようにする観点から、好ましくは６０重量％以上、より好ましくは７０重量％以上である。したがって、これらの観点から、ブロック共重合体における水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）の含有量は、好ましくは６０〜９０重量％、より好ましくは７０〜８５重量％である。
【００３５】
スチレン系重合体ブロック（Ａ）と水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）とからなるブロック共重合体において、スチレン系重合体ブロック（Ａ）と水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）とのブロックの結合様式には特に制限がなく、例えば、線状、分岐状またはこれらの任意の組合せであってもよい。
【００３６】
ブロック共重合体の分子構造としては、スチレン系重合体ブロック（Ａ）を「Ａ」で表し、水添共役ジエン系重合体ブロック（Ｂ）を「Ｂ」で表した場合、例えば、Ａ−（Ｂ−Ａ）n 、（Ａ−Ｂ）n 〔式中、ｎは１以上の整数である〕などが挙げられる。また、ブロック共重合体の水添前の分子構造は、ジビニルベンゼン、錫化合物、シラン化合物等をカップリング剤とした星型、例えば、（Ａ−Ｂ）m Ｘ〔式中、ｍは２以上の整数、Ｘはカップリング剤の残基を表す〕であってもよい。
【００３７】
ブロック共重合体としては、前記分子構造を有するものを単独で用いてもよく、例えばトリブロック型のものとジブロック型のものの混合物などのように異なる分子構造を有するものを２種以上併用してもよい。
【００３８】
ブロック共重合体の数平均分子量は、特に制限されないが、３０，０００〜３００，０００の範囲内にあることが好ましい。
【００３９】
本発明の気管内チューブは、スチレン系エラストマーおよびポリオレフィン系樹脂からなる樹脂組成物を押出成形して得られるチューブである。
【００４０】
このチューブの２５℃における押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）は、５．０×１０7 〜８．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 であり、押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）と円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）との比（ＭＤ／ＴＤ）は、１．３以下であるチューブである。
【００４１】
貯蔵弾性率は、一般的な動的粘弾性測定装置（例えば、レオスペクトラー（レオロジ社、商品名：ＤＶＥ−Ｖ４ ＦＴレオスペクトラーなど）を用いて測定することができる。
【００４２】
チューブの押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）は、メインチューブが柔軟になり過ぎるのを防止し、チューブを気管内に挿入しやすくする観点から、５．０×１０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以上、好ましくは７．０×１０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以上、より好ましくは８．０×１０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以上とされ、またチューブが硬くなりすぎて気管内に損傷が発生するのを防止する観点から、８．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以下、好ましくは４．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以下、より好ましくは２．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以下とされる。これらの観点から、チューブの押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）は、５．０×１０7 〜８．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 、好ましくは７．０×１０7 〜４．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 、より好ましくは８．０×１０7 〜２．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 の範囲内である。
【００４３】
図３は、チューブのキンクに関する説明図である。湾曲させたチューブの長径側６およびチューブの短径側７では、それぞれ引張り応力および圧縮応力が働く。これらの応力は、チューブの断面形状を潰す力に変わり、その断面形状は、円形から楕円形に変形する。図３の太実線に示されるように、チューブの湾曲の曲率を小さくするとチューブ断面を潰す力が大きくなり、最終的にはチューブの内部空間が完全に潰れ、キンクに至る。
【００４４】
チューブの長径側６およびチューブの短径側７に働く応力が大きいほど、チューブの押出方向の弾性率〔貯蔵弾性率（ＭＤ）〕が高くなる。また、チューブ断面を潰す力に対抗するには、チューブの円周方向の弾性率〔貯蔵弾性率（ＴＤ）〕が大きいほど有利である。
【００４５】
したがって、理想的には、チューブの押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）よりもチューブの円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）が大きいほどチューブの耐キンク性が向上するものと考えられる。
【００４６】
しかしながら、スチレン系エラストマーおよびポリオレフィン系樹脂からなる樹脂組成物を押出成形して得られたチューブの場合、押出成形時に発生する分子配向の影響で、押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）が円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）よりも大きくなるのが一般的である。
【００４７】
本発明においては、チューブの押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）と円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）との比（ＭＤ／ＴＤ）が１．３以下となるように調整されているので、チューブの耐キンク性に優れるという効果が発現される。押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）と円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）との比（ＭＤ／ＴＤ）は、チューブの耐キンク性を向上させる観点から、好ましくは１．２以下、より好ましくは１．１以下である。
【００４８】
押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）と円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）との比（ＭＤ／ＴＤ）は、ポリオレフィン系樹脂とスチレン系エラストマーとの比率を調整することによって調節することができる。
【００４９】
前述した押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）と円周方向の貯蔵弾性率（ＴＤ）との比（ＭＤ／ＴＤ）をチューブに付与することにより、耐キンク性に優れたチューブを得るためには、ポリオレフィン系樹脂とスチレン系エラストマーとの重量比（ポリオレフィン系樹脂／スチレン系エラストマー）は、２０／８０〜４０／６０の範囲内とすることが好ましく、２５／７５〜３５／６５の範囲内とすることがより好ましい。
【００５０】
また、チューブを構成する樹脂組成物には、サクションカテーテルなどを挿入する際の摺動性（操作性）を向上させるために、脂肪酸アミド系滑剤および脂肪酸モノグリセリド系滑剤から選ばれた少なくとも１種の滑剤を含有させることが好ましい。脂肪酸アミド系滑剤および脂肪酸モノグリセリド系滑剤は、それぞれ単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
【００５１】
脂肪酸アミド系滑剤としては、例えば、エルカ酸アミド、ベヘン酸アミド、オレイン酸アミド、ステアリン酸アミド、Ｎ−ステアリルラウリン酸アミド、Ｎ−ステアリルステアリン酸アミド、Ｎ−ステアリルベヘン酸アミド、Ｎ−ステアリルエルカ酸アミド、Ｎ−オレイルオレイン酸アミド、Ｎ−オレイルベヘン酸アミド、Ｎ−ラウリルエルカ酸アミド、エチレンビスオレイン酸アミド、エチレンビスステアリン酸アミド、ヘキサメチレンビスオレイン酸アミド、ヘキサメチレンビスエルカ酸アミドなどが挙げられる。これらの中では、エルカ酸アミド、ベヘン酸アミド、オレイン酸アミド、ステアリン酸アミドおよびエチレンビスステアリン酸アミドが好ましく、オレイン酸アミドがより好ましい。
【００５２】
脂肪酸モノグリセリド系滑剤としては、例えば、ラウリン酸モノグリセリド、ミリスチン酸モノグリセリド、パルミチン酸モノグリセリド、ステアリン酸モノグリセリド、オレイン酸モノグリセリド、ベヘン酸モノグリセリドなどが挙げられる。これらの中では、ステアリン酸モノグリセリドが好ましい。
【００５３】
該組成物における滑剤の含有量は、サクションカテーテル挿入時の摺動性を向上させる観点から、好ましくは０．０５重量％以上であり、滑剤がチューブ内からブリードアウトしてチューブ表面への印刷性に支障を来すのを回避する観点から、好ましくは０．５重量％以下、より好ましくは０．２重量％以下である。これらの観点から、該組成物における滑剤の含有量は、好ましくは０．０５〜０．５重量％、より好ましくは０．０５〜０．２重量％の範囲内である。
【００５４】
本発明においては、気管内チューブの外周面には、カフが配設されていてもよい。
【００５５】
カフは、スチレン系エラストマーおよびポリオレフィン系樹脂からなる樹脂組成物で構成することができる。
【００５６】
ポリオレフィン系樹脂としては、オレフィンモノマーから製造される各種ポリオレフィン系樹脂を用いることができる。ポリオレフィン系樹脂としては、例えば、高密度ポリエチレン、低密度ポリエチレン、線状低密度ポリエチレン、高圧法エチレン−α−オレフィン共重合体などのポリエチレン樹脂、ホモポリプロピレン、エチレンとプロピレンのランダムコポリマー、エチレンブロックを含むブロックタイプポリプロピレン、プロピレンとエチレンとブテン−１とのターポリマー等のポリプロピレン樹脂などが挙げられ、これらのポリオレフィン系樹脂は、それぞれ単独でまたは２種以上を混合して用いることができる。これらのポリオレフィン系樹脂の中では、ブロー成形時のメルトテンションを高めるために、電子線照射などによって架橋構造が導入されたポリオレフィン系樹脂が好ましい。
【００５７】
スチレン系エラストマーとしては、前述したメインチューブとして使用されるチューブに用いられるスチレン系エラストマーが例示される。かかるスチレン系エラストマーとしては、前記チューブに好適に用いられるブロック共重合体が好ましい。また、メルトテンションを高めるために、電子線照射による架橋方法、過酸化物などを用いた架橋方法などによって該ブロック共重合体を架橋させたものを用いることもできる。
【００５８】
カフを構成する樹脂組成物の２３０℃におけるメルトテンション（溶融張力）は、ブロー成形時に、パリソンのドローダウンとブローアップ時のカフ破れが発生するのを回避する観点から、１ｇ以上、好ましくは１．５ｇ以上とされる。樹脂組成物の２３０℃におけるメルトテンション（溶融張力）は、後述する方法によって測定される。
【００５９】
前記樹脂組成物をブロー成形することによってカフを製造することができる。カフの２５℃における貯蔵弾性率は、高すぎる場合には、カフが硬くなりすぎることによって、通常の気管内で膨張させる圧力（２５ｃｍＨ2 ０）において萎んでいたカフが充分に膨張しなくなるので気管内でのシール性が低下するようになる。また、気管内でのシールが充分になるまで膨張させたときには、カフの内圧によって気管内部の毛細血管が圧迫され、組織の壊死を起こしやすくなる。したがって、本発明においては、これらの事項を考慮して、カフの２５℃における貯蔵弾性率は、５．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以下とされる。
【００６０】
なお、貯蔵弾性率は、前記した粘弾性測定装置を用いて測定したときの値である。
【００６１】
前記樹脂組成物の２３０℃におけるメルトテンション（溶融張力）および成形されたカフの２５℃における貯蔵弾性率は、スチレン系エラストマーとポリオレフィン系樹脂の配合割合を調整することによって調節することができる。
【００６２】
前述した樹脂組成物の２３０℃におけるメルトテンション（溶融張力）および成形されたカフの２５℃における貯蔵弾性率を満足させるためには、スチレン系エラストマーとポリオレフィン系樹脂との重量比（スチレン系エラストマー／ポリオレフィン系樹脂）は、６０／４０〜８０／２０の範囲内とすることが好ましく、７０／３０〜８０／２０の範囲内とすることがより好ましい。
【００６３】
なお、カフを構成する樹脂組成物には、カフを膨張させる際の膠着による片膨れを防止するために、無機フィラーおよび有機架橋粒子の少なくとも１種を含有させることが好ましい。
【００６４】
無機フィラーとしては、例えば、タルク、炭酸カルシウム、マイカなどが挙げられる。また、有機架橋粒子としては、例えば、アクリル架橋ビーズ、ウレタン架橋ビーズ、スチレン架橋ビーズなどが挙げられる。無機フィラーおよび有機架橋粒子は、それぞれ単独でまたは２種以上を混合して用いることができる。
【００６５】
カフを構成する樹脂組成物における無機フィラーおよび有機架橋粒子の少なくとも１種の含有量は、膠着防止効果を十分に発現させるために、好ましくは５重量％以上であり、またカフの表面性を良好にするために、好ましくは２０重量％以下、より好ましくは１０重量％以下である。これらの観点から、かかる含有量は、好ましくは５〜２０重量％、より好ましくは５〜１０重量％の範囲内である。
【００６６】
なお、前記チューブおよびカフを構成する樹脂組成物には、その性能が損なわれない範囲内で、例えば、酸化防止剤、紫外線吸収剤、光安定剤、着色剤、結晶核剤等の各種添加剤を添加することができる。これらの添加剤の添加量は、その種類などによって異なるので一概には決定することができないが、通常、樹脂組成物１００重量部に対して０．０１〜５重量部の範囲内であることが好ましい。
【００６７】
また、前記樹脂組成物には、その性能を損なわない範囲内で、鉱物油などの柔軟化剤を添加することもできる。柔軟化剤の添加量は、通常、樹脂組成物１００重量部に対して１００重量部以下であることが好ましい。
【００６８】
さらに、前記樹脂組成物には、本発明の目的が阻害されない範囲内であれば、例えば、水添ポリイソプレン、水添ポリブタジエン、水添スチレン−ブタジエンランダム共重合体、水添スチレン−イソプレンランダム共重合体、エチレン−酢酸ビニル共重合体、エチレン−メタクリル酸共重合体、エチレン−アクリル酸共重合体またはこれらのアイオノマー、エチレン−アクリル酸エチル共重合体などの他のポリマーを配合することができる。
【００６９】
本発明の気管内チューブは、例えば、前記樹脂組成物を用いて押出成形によりメインチューブを作製した後、チューブの内径がＩＳＯ５３６１／１( Ｔｒａｃｈｅａｌ Ｔｕｂｅ−Ｐａｒｔ１：Ｇｅｎｅｒａｌ Ｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔ) に記載された寸法を満足するように切断し、患者挿入側をベベル角が３８±１０°となるように斜めにメインチューブをカットし、熱成形などによりカット面の鈍化処理、チューブ湾曲処理を行うことによって製造することができる。
【００７０】
また、カフを有する気管内チューブを製造する場合には、メインチューブを押出成形する際に、カフを膨張させるための空気流路であるサブルーメンをメインチューブに付与するのが一般的である。そして、ブロー成形によりカフを俵形状、ラグビーボール形状等の形状に成形し、前記メインチューブの外周面の患者挿入側に近い部分に接着する。
【００７１】
通常、メインチューブのカフの接着部には、予め、カフが膨張しうるようにするために、サブルーメンと通じる切り欠きを入れておくことが好ましい。ＩＳＯ５３６１／１に記載された寸法範囲でテイルチューブをサブルーメンに接着し、テイルチューブの他端にはパイロットバルーン、逆流防止弁等を配備することにより、カフを有する気管内チューブが得られる。
【００７２】
前記方法によって製造される気管内チューブの実施態様を図１および図２に示す。
【００７３】
図１は、カフが配設されていないメインチューブ１の一端にコネクター２が取付けられた気管内チューブの一実施態様を示す概略説明図である。
【００７４】
また、図２は、カフ５が配設されたメインチューブ１の一端にコネクター２が取付けられた気管内チューブの一実施態様を示す概略説明図である。図２において、テイルチューブ３がメインチューブ１のサブルーメン（図示せず）と接着されており、テイルチューブ３の他端にはパイロットバルーン４が設けられている。
【００７５】
【実施例】
以下、実施例および比較例により、本発明をさらに詳しく説明するが、本発明はこれらにより何ら限定されるものではない。
【００７６】
実施例および比較例で用いられた樹脂、成形機、物性の測定方法などは以下のとおりである。
【００７７】
〔樹脂〕
樹脂１：ポリプロピレン樹脂（ランダムタイプ、グランドポリマー社製、Ｆ３２７）
樹脂２：ポリプロピレン樹脂（ホモタイプ、モンテル社製、ＳＤ６１３）
樹脂３：ポリエチレン樹脂（低密度ポリエチレン、日本ポリケム（株）製、ＨＥ３０）
樹脂４：スチレン系エラストマー〔水添ＳＩＳ（水添スチレン−イソプレン−スチレンブロック共重合体）、（株）クラレ製、商品名：ハイブラーＨＶＳ７１２５、数平均分子量１０万、スチレン含量２０重量％、水添率９０％、ビニル結合含有量５５モル％〕
【００７８】
〔押出機〕
φ４０ｍｍ単軸押出機〔大阪精機（株）製〕
【００７９】
〔成形機〕
押出ブロー成形機：図４に示されるようなφ２２単軸押出機（プラエンジ社製）を用いた。図４は、押出ブロー成形機の概略説明図である。φ２２単軸押出機８には、ダイス１２が配設されており、ダイス１２から加熱溶融された樹脂組成物のパリソン９を押し出す。次に、得られたパリソン９は、所望の内部形状を有する割型１０に挟まれ、割型１０の型締めを行った後、ダイス１２のエアーマンドル（図示せず）からエアを吹き込むことにより、所定形状を有するブロー成形品を得ることができる。なお、図４において、１１は割型１０の下部に設けられたエアブローである。
【００８０】
〔物性の測定方法〕
１．貯蔵弾性率
引張り型動的粘弾性測定装置（レオロジ社製、商品名：ＤＶＥ−Ｖ４ ＦＴレオスペクトラー）を用いて貯蔵弾性率を測定（測定温度：２５℃、サンプル断面形状：厚さ１ｍｍ×幅５ｍｍ、チャック間距離：１０ｍｍ、歪み率、０．０３％、周波数：１Ｈｚ/ 正弦波、静荷重：自動静荷重制御）
【００８１】
２．耐キンク性
チューブを湾曲させ、キンクが発生しない最小半径をＲゲージで測定。
【００８２】
３．メルトテンション
キャピログラフ（（株）島津製作所製）のメルトテンション測定装置を用いて以下の方法により測定。
樹脂組成物をシリンダー内において２３０℃で４分間予熱した後、ピストンによって２０ｍｍ／ｍｉｎの速度でキャピラリー（φ１ｍｍ、Ｌ／Ｄ＝１０）より吐出し、ストランドを１０ｍ／ｍｉｎの一定速度で引き取り、途中で滑車を介してストレスゲージにて荷重を読み取り記録し、測定開始後、荷重曲線が安定してから２０秒間の荷重の読みの平均値をメルトテンションとした。
【００８３】
実施例１〜３
ポリプロピレン樹脂（樹脂１）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を表１に示した割合で配合した樹脂組成物を、押出機（φ４０ｍｍ）にて樹脂温度２００℃の条件で成形し、内径φ７ｍｍ、外径φ１１ｍｍの気管内チューブを得た。
【００８４】
得られたチューブの押出方向の貯蔵弾性率ＭＤ、円周方向の貯蔵弾性率ＴＤ、ＭＤ／ＴＤおよび耐キンク性を表１に示す。
【００８５】
比較例１〜４
ポリプロピレン樹脂（樹脂１）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を表１に示した割合で配合した樹脂組成物を、押出機（φ４０ｍｍ）にて樹脂温度２００℃の条件で成形し、内径φ７ｍｍ、外径φ１１ｍｍの気管内チューブを得た。
【００８６】
得られたチューブの押出方向の貯蔵弾性率ＭＤ、円周方向の貯蔵弾性率ＴＤ、ＭＤ／ＴＤおよび耐キンク性を表１に示す。
【００８７】
【表１】
表１に示された結果から、実施例１〜３で得られた気管内チューブは、チューブの押出方向の貯蔵弾性率（ＭＤ）が５．０×１０7 〜８．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 の範囲内にあり、ＭＤ／ＴＤの値が１．３以下であることから、曲率半径が小さく、耐キンク性に優れていることがわかる。
【００８９】
実施例４〜７
ポリプロピレン樹脂（樹脂１）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を重量比３０／７０の割合で配合した樹脂組成物にステアリン酸モノグリセリドまたはオレイン酸アミドを表２に示した割合で添加し、押出機（φ４０ｍｍ）にて樹脂温度２００℃の条件で成形し、内径φ７ｍｍ、外径φ１１ｍｍの気管内チューブを得た。得られたチューブの内部にサクションカテーテル（軟質塩化ビニル樹脂製）を挿入した時の操作性およびチューブ外面への印刷性を評価した。その結果を表２に示す。
【００９０】
【表２】
表２に示された結果から、ステアリン酸モノグリセリドまたはオレイン酸アミド０．０５〜０．５重量％が添加されたチューブは、サンクションカテーテルの操作性、チューブ表面への印刷性も良好であることがわかる。
【００９２】
実施例８
ポリプロピレン樹脂（樹脂２）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を重量比２５／７５の割合で配合した樹脂組成物を、図４に示す押出ブロー成形機を用いて図５に示される形状を有する俵形状カフ１３を成形した。得られた俵形状カフ１３のカフ径１４は約３０ｍｍであり、肉厚は３０〜１００μｍであった。
【００９３】
得られた俵形状カフ１３について、樹脂組成物のメルトテンション、成形時のブロー成形性および貯蔵弾性率を表３に示す。
【００９４】
次に、このカフと実施例４で得られたチューブを用いて気管内チューブを作製した。得られた気管内チューブをブタの気管に挿入し、カフを２５ｃｍＨ2 Ｏの圧力で膨張させた際の気管シール性を評価した。その結果を表３に示す。
【００９５】
実施例９
ポリプロピレン樹脂（樹脂２）、ポリエチレン樹脂（樹脂３）およびスチレン系エラストマー（樹脂４）を１２．５／１２．５／７５の重量比で配合した樹脂組成物を用いて実施例８と同様にしてカフおよび気管内チューブを作製し、評価した。その結果を表３に示す。
【００９６】
比較例５
ポリプロピレン樹脂（樹脂２）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を重量比５０／５０の割合で配合した樹脂組成物を用いて実施例８と同様にしてカフおよび気管内チューブを作製し評価した。その結果を表３に示す。
【００９７】
比較例６
ポリプロピレン樹脂（樹脂１）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を重量比２５／７５の割合で配合した樹脂組成物を用いて実施例８と同様にしてカフを作製しようとしたが、ブロー成形時にカフが破れ、良好なカフが得られなかった。その結果を表３に示す。
【００９８】
【表３】
表３に示された結果から、実施例８〜９で得られたカフは、貯蔵弾性率が５．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 以下であり、また樹脂組成物のメルトテンションが１ｇ以上であることから、ブロー成形性が良好であり、また柔軟であるため、気管内において２５ｃｍＨ2 Ｏの圧力で膨張させた際のシール性が良好であることがわかる。
【０１００】
これに対して、比較例５では、貯蔵弾性率が５．０×１０8 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 よりも大きい樹脂組成物が用いられているので、ブロー成形性が良好であるが、得られたカフは硬い触感を有し、気管内で膨張させた際の気管シール性が不十分であることがわかる。
【０１０１】
また、比較例６では、メルトテンションが１ｇよりも低い樹脂組成物が用いられているので、ブロー成形時にカフが破れ、良好なカフが成形できないことがわかる。
【０１０２】
実施例１０〜１１
ポリプロピレン樹脂（樹脂２）とスチレン系エラストマー（樹脂４）を重量比２５／７５の割合で配合した樹脂組成物にタルク（日本薬局方）を表４に示した割合で添加し、実施例８と同様にしてカフおよび気管内チューブを作製した。
【０１０３】
得られた気管内チューブのカフとメンチューブの膠着性とカフの表面性（外観）を評価した結果を表４に示す。
【０１０４】
【表４】
表４に示された結果から、実施例１０〜１１で得られた気管内チューブのカフは、樹脂組成物にタルクが５〜２０重量％含有されているので、膠着防止性および表面性が良好であることがわかる。
【０１０６】
【発明の効果】
本発明の気管内チューブは、耐キンク性、摺動性および膠着防止性に優れるという効果が奏される。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明のカフが配設されていない気管内チューブの一実施態様を示す概略説明図である。
【図２】図２は、本発明のカフが配設された気管内チューブの一実施態様を示す概略説明図である。
【図３】図３は、チューブのキンクに関する説明図である。
【図４】図４は、各実施例および各比較例で用いられた押出ブロー成形機の概略説明図である。
【図５】図５は、実施例８〜１１および比較例５〜６で得られたカフの概略説明図である。
【符号の説明】
１ メインチューブ
２ コネクター
３ テイルチューブ
４ パイロットバルーン
５ カフ
６ チューブの長径側
７ チューブの短径側
８ φ２２単軸押出機
９ パリソン
１０ 割型
１１ エアブロー
１２ ダイス
１３ 俵形状カフ
１４ カフ径[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an endotracheal tube. More specifically, the present invention relates to an endotracheal tube that can be suitably used as a tracheostomy tube inserted into a trachea through a tracheostomy hole, including an endotracheal tube for oral insertion and an endotracheal tube for nasal insertion.
[0002]
The endotracheal tube of the present invention does not use a soft vinyl chloride resin, and is excellent in kink resistance, slidability and anti-sticking property.
[0003]
[Prior art]
An endotracheal tube is a medical device used for anesthesia during surgery. In many of the endotracheal tubes, soft vinyl chloride resin is used in consideration of mechanical strength, transparency, and cost while imparting appropriate flexibility. However, soft vinyl chloride resin may generate dioxins, which are harmful substances when incinerated, and plasticizers such as dioctyl phthalate used are designated as environmental hormones, so it is never preferred as a medical device. It is not a thing.
[0004]
As an endotracheal tube in which no soft vinyl chloride resin is used, there is an endotracheal tube made of silicone resin. However, silicone resin is expensive in itself.InHowever, since a cross-linking process is required during production, the endotracheal tube has the disadvantage of becoming a very expensive medical device.
[0005]
In view of these drawbacks, a resin composition composed of a styrene-based elastomer and a polypropylene resin has been proposed as a raw material for medical devices (Japanese Patent Laid-Open No. 10-67894). This resin composition is excellent in flexibility and transparency, and has heat resistance and biocompatibility that can withstand autoclave sterilization.
[0006]
However, this resin composition has several points to be improved for use as an endotracheal tube.
[0007]
For example, the main tube must be inserted into the trachea and kink resistance to prevent the tube from being crushed even when bent, and a suction catheter to remove dirt accumulated inside the trachea can be smoothly inserted. In order to be able to do this, slidability is required. In an endotracheal tube using this resin composition, in order to improve the kink resistance of the main tube, it has been proposed that a steel wire is spirally wound around the outer peripheral surface of the tube. The manufacturing process is complicated, the obtained endotracheal tube is expensive, and there is a disadvantage that a non-combustible metal is mixed in the incinerator at the time of disposal.
[0008]
In addition, it is difficult to produce the cuff by blow molding in the resin composition, and when the cuff is disposed in the endotracheal tube, it has anti-sticking properties necessary for uniformly expanding the cuff. There is a drawback that it cannot be fully expressed.
[0009]
A multilayer tube has been proposed as a tube in which a spiral steel wire is not wound and a vinyl chloride resin is not used for the material (Japanese Patent Laid-Open Nos. 9-75443 and 11-151293). ). However, since this multilayer tube is manufactured by coextrusion molding of two or more layers, there is a drawback that the manufacturing process is complicated.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
This invention is made | formed in view of the said prior art, and makes it a subject to provide the endotracheal tube excellent in kink resistance, slidability, and anti-sticking property.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
That is, the present invention is obtained by extruding a resin composition comprising a styrene elastomer and a polyolefin resin, and the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction at 25 ° C. is 5.0 × 10.7~ 8.0 × 108dyne / cm2And the ratio of the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction to the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction (MD / TD) is 1.3 or less.The outer peripheral surface is made of a styrene-based elastomer and a polyolefin-based resin and is blow-molded with a resin composition having a melt tension (melting tension) of 1 g or more at 230 ° C., and has a storage elastic modulus at 25 ° C. 5.0 × 10 8 dyne / cm 2 Endotracheal tube provided with a cuff that is:About.
[0012]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The endotracheal tube of the present invention is a tube obtained by extruding a resin composition comprising a styrene elastomer and a polyolefin resin, and used as a main tube.
[0013]
As the polyolefin resin, various polyolefin resins produced from olefin monomers can be used. Examples of polyolefin resins include high-density polyethylene, low-density polyethylene, linear low-density polyethylene, polyethylene resins such as high-pressure ethylene-α-olefin copolymers, homopolypropylene, random copolymers of ethylene and propylene, and ethylene blocks. Examples thereof include block type polypropylene, polypropylene resins such as terpolymers of propylene, ethylene, and butene-1, and these polyolefin resins can be used alone or in admixture of two or more. Of these polyolefin resins, polypropylene is particularly preferred.
[0014]
Regarding the melt viscosity of the polyolefin-based resin, the melt flow rate (MFR) when measured under conditions of 230 ° C. and a load of 2160 g according to ASTM D-1238 is preferably in the range of 0.1 to 500, More preferably, it is within the range of 200.
[0015]
The styrene elastomer is preferably a block copolymer composed of a styrene polymer block (A) and a hydrogenated conjugated diene polymer block (B).
[0016]
The styrene polymer block (A) is composed of a styrene monomer. Examples of the styrene monomer include styrene, α-methylstyrene, 3-methylstyrene, 4-propylstyrene, 4-cyclohexylstyrene, 4-dodecylstyrene, 2-ethyl-4-benzylstyrene, 4- (phenyl). Butyl) styrene and the like, and these monomers can be used alone or in admixture of two or more. Of these styrenic monomers, styrene is preferred.
[0017]
The number average molecular weight of the styrenic polymer block (A) is not particularly limited, but is preferably in the range of 2,500 to 20,000.
[0018]
The content of the styrenic polymer block (A) in the block copolymer is preferably 10% by weight or more, more preferably 15% by weight or more, from the viewpoint of improving the mechanical strength of the block copolymer. From the viewpoint of enabling easy and uniform mixing with the polyolefin resin, it is preferably 40% by weight or less, more preferably 30% by weight or less. Therefore, from these viewpoints, the content of the styrene polymer block (A) in the block copolymer is preferably 10 to 40% by weight, more preferably 15 to 30% by weight.
[0019]
The hydrogenated conjugated diene polymer block (B) is at least selected from the group consisting of a hydrogenated polyisoprene block (B1), a hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block (B2), and a hydrogenated polybutadiene block (B3). One type of polymer block is preferred from the viewpoint of the balance between flexibility and economy.
[0020]
The hydrogenated polyisoprene block (B1) is made of polyisoprene having a content of 1,2-bonds and 3,4-bonds (hereinafter referred to as “vinyl bond content”) of 10 to 75 mol%, and A hydrogenated polyisoprene block in which 70% or more of carbon-carbon double bonds of polyisoprene are hydrogenated is preferable.
[0021]
The vinyl bond content in the hydrogenated polyisoprene block (B1) is preferably 10 mol% or more, more preferably 20 mol% or more, from the viewpoint of enhancing the transparency of the obtained endotracheal tube, and hydrogenated polyisoprene. From the viewpoint of imparting appropriate flexibility to the endotracheal tube by preventing the glass transition temperature (Tg) of the block (B1) from becoming too high, it is preferably 75 mol% or less, more preferably 65 mol% or less. It is. From these viewpoints, the vinyl bond content in the hydrogenated polyisoprene block (B1) is preferably 10 to 75 mol%, more preferably 20 to 65 mol%.
[0022]
Further, the hydrogenation rate of the carbon-carbon double bond of polyisoprene is preferably 70% or more, more preferably 80% or more in order to increase the compatibility with the polyolefin resin and increase the transparency of the endotracheal tube. It is.
[0023]
The number average molecular weight of the hydrogenated polyisoprene block (B1) is not particularly limited, but is preferably in the range of 10,000 to 200,000.
[0024]
The hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block (B2) is an isoprene / butadiene copolymer obtained by copolymerizing isoprene and butadiene so that the isoprene / butadiene (weight ratio) is 5/95 to 95/5. Composed of 1,2-bond and 3,4-bond content (vinyl bond content) of 20 to 85 mol%, and 70% of carbon-carbon double bond of isoprene / butadiene copolymer A hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block hydrogenated as described above is preferred.
[0025]
Isoprene / butadiene (weight ratio) is set so that the glass transition temperature (Tg) does not become too high when the vinyl bond content of the hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block (B2) is 75 mol% or more, From the viewpoint of increasing the flexibility of the endotracheal tube, it is preferably 95/5 or less, more preferably 80/20 or less, and the vinyl bond content of the hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block (B2) is 30 mol%. From the viewpoint of preventing the transparency of the endotracheal tube from being lowered when the ratio is less than 5, preferably 5/95 or more, more preferably 20/80 or more. From these viewpoints, the isoprene / butadiene copolymer (weight ratio) is preferably 5/95 to 95/5, more preferably 20/80 to 80/20.
[0026]
The carbon-carbon double bond of the isoprene / butadiene copolymer is 70% or more, preferably 80% or more hydrogenated from the viewpoint of improving the compatibility with the polyolefin resin and improving the transparency of the endotracheal tube. It is desirable that
[0027]
The vinyl bond content in the hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block is preferably 20 mol% or more, more preferably 40 mol% or more from the viewpoint of enhancing the transparency of the endotracheal tube, and its glass transition temperature ( From the viewpoint of imparting flexibility so that Tg) does not become too high, it is preferably 85 mol% or less, more preferably 70 mol% or less. From these viewpoints, the vinyl bond content in the hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block is preferably 20 to 85 mol palladium, more preferably 40 to 70 mol%.
[0028]
The polymerization form of isoprene and butadiene in the hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block (B2) is not particularly limited, and may be any form such as random, block, and tapered.
[0029]
The number average molecular weight of the hydrogenated isoprene / butadiene copolymer block (B2) is not particularly limited, but is preferably in the range of 10,000 to 200,000.
[0030]
As hydrogenated polybutadiene block (B3),CombinedA hydrogenated polybutadiene block comprising a polybutadiene having a content (vinyl bond content) of 45 mol% or more and hydrogenated 70% or more of the carbon-carbon double bonds of the polybutadiene is preferred.
[0031]
The vinyl bond content in the polybutadiene is preferably 45 mol% or more, more preferably 60 to 80 mol%, from the viewpoint of enhancing the transparency of the endotracheal tube.
[0032]
Moreover, the hydrogenation rate of the carbon-carbon double bond of polybutadiene is preferably 70% or more, more preferably 80% or more, from the viewpoint of enhancing the compatibility with the polyolefin resin and enhancing the transparency of the endotracheal tube. is there.
[0033]
The number average molecular weight of the hydrogenated polybutadiene block (B3) is not particularly limited, but is preferably in the range of 10,000 to 200,000.
[0034]
The content of the hydrogenated conjugated diene polymer block (B) in the block copolymer is preferably 90% by weight or less, more preferably 85% by weight or less, from the viewpoint of improving the mechanical strength of the block copolymer. In view of enabling easy and uniform mixing with the polyolefin resin, it is preferably 60% by weight or more, more preferably 70% by weight or more. Therefore, from these viewpoints, the content of the hydrogenated conjugated diene polymer block (B) in the block copolymer is preferably 60 to 90% by weight, more preferably 70 to 85% by weight.
[0035]
In a block copolymer comprising a styrene polymer block (A) and a hydrogenated conjugated diene polymer block (B), a styrene polymer block (A) and a hydrogenated conjugated diene polymer block (B) There are no particular restrictions on the manner in which these blocks are connected, and for example, they may be linear, branched, or any combination thereof.
[0036]
As the molecular structure of the block copolymer, when the styrene polymer block (A) is represented by “A” and the hydrogenated conjugated diene polymer block (B) is represented by “B”, for example, A- ( B-A)n, (AB)n[Wherein, n is an integer of 1 or more]. The molecular structure of the block copolymer before hydrogenation is a star shape using divinylbenzene, tin compound, silane compound or the like as a coupling agent, for example, (AB)mX [wherein m represents an integer of 2 or more, and X represents a residue of a coupling agent] may be used.
[0037]
As the block copolymer, those having the above molecular structure may be used alone. For example, two or more types having different molecular structures such as a mixture of a triblock type and a diblock type may be used in combination. May be.
[0038]
The number average molecular weight of the block copolymer is not particularly limited, but is preferably in the range of 30,000 to 300,000.
[0039]
The endotracheal tube of the present invention is a tube obtained by extrusion molding a resin composition comprising a styrene elastomer and a polyolefin resin.
[0040]
The storage modulus (MD) in the extrusion direction at 25 ° C. of this tube is 5.0 × 107~ 8.0 × 108dyne / cm2The ratio (MD / TD) of the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction and the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction is 1.3 or less.
[0041]
The storage elastic modulus can be measured using a general dynamic viscoelasticity measuring apparatus (for example, Rheospectr (Rheology, trade name: DVE-V4 FT Rheospectr etc.)).
[0042]
The storage modulus (MD) in the tube extrusion direction is 5.0 × 10 from the viewpoint of preventing the main tube from becoming too flexible and facilitating insertion of the tube into the trachea.7dyne / cm2Or more, preferably 7.0 × 107dyne / cm2Or more, more preferably 8.0 × 107dyne / cm2From the viewpoint of preventing the tube from becoming too hard and causing damage in the trachea, 8.0 × 108dyne / cm2Below, preferably 4.0 × 108dyne / cm2Or less, more preferably 2.0 × 108dyne / cm2It is as follows. From these viewpoints, the storage elastic modulus (MD) in the tube extrusion direction is 5.0 × 10.7~ 8.0 × 108dyne / cm2, Preferably 7.0 × 107~ 4.0 × 108dyne / cm2, More preferably 8.0 × 107~ 2.0 × 108dyne / cm2Is within the range.
[0043]
FIG. 3 is an explanatory diagram regarding the kink of the tube. Tensile stress and compressive stress act on the major axis side 6 of the curved tube and the
[0044]
The greater the stress acting on the major axis side 6 and the
[0045]
Therefore, ideally, the kink resistance of the tube is considered to be improved as the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction of the tube is larger than the storage elastic modulus (MD) in the tube extrusion direction.
[0046]
However, in the case of a tube obtained by extruding a resin composition comprising a styrene-based elastomer and a polyolefin-based resin, the storage elastic modulus (MD) in the extruding direction has a circumferential direction due to the influence of molecular orientation that occurs during extrusion. Generally, it becomes larger than the storage elastic modulus (TD).
[0047]
In the present invention, since the ratio (MD / TD) of the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction of the tube and the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction is adjusted to 1.3 or less, An effect of excellent kink resistance of the tube is exhibited. The ratio (MD / TD) of the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction and the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction is preferably 1.2 or less, more preferably from the viewpoint of improving the kink resistance of the tube. Is 1.1 or less.
[0048]
The ratio (MD / TD) of the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction and the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction can be adjusted by adjusting the ratio of the polyolefin resin and the styrene elastomer. .
[0049]
To obtain a tube having excellent kink resistance by providing the tube with the ratio (MD / TD) of the storage elastic modulus (MD) in the extrusion direction and the storage elastic modulus (TD) in the circumferential direction described above. The weight ratio of polyolefin resin to styrene elastomer (polyolefin resin / styrene elastomer) is preferably in the range of 20/80 to 40/60, and in the range of 25/75 to 35/65. More preferably.
[0050]
In addition, the resin composition constituting the tube has at least one selected from a fatty acid amide lubricant and a fatty acid monoglyceride lubricant in order to improve the slidability (operability) when inserting a suction catheter or the like. It is preferable to contain a lubricant. The fatty acid amide lubricant and the fatty acid monoglyceride lubricant may be used alone or in combination of two or more.
[0051]
Examples of fatty acid amide lubricants include erucic acid amide, behenic acid amide, oleic acid amide, stearic acid amide, N-stearyl lauric acid amide, N-stearyl stearic acid amide, N-stearyl behenic acid amide, N-stearyl elca Acid amide, N-oleyl oleic acid amide, N-oleyl behenic acid amide, N-lauryl erucic acid amide, ethylene bis oleic acid amide, ethylene bis stearic acid amide, hexamethylene bis oleic acid amide, hexamethylene bis erucic acid amide, etc. Can be mentioned. Among these, erucic acid amide, behenic acid amide, oleic acid amide, stearic acid amide, and ethylenebisstearic acid amide are preferable, and oleic acid amide is more preferable.
[0052]
Examples of the fatty acid monoglyceride lubricant include lauric acid monoglyceride, myristic acid monoglyceride, palmitic acid monoglyceride, stearic acid monoglyceride, oleic acid monoglyceride, and behenic acid monoglyceride. Of these, stearic acid monoglyceride is preferred.
[0053]
The content of the lubricant in the composition is preferably 0.05% by weight or more from the viewpoint of improving the slidability at the time of insertion of the suction catheter, and the lubricant bleeds out from the inside of the tube and is printable on the tube surface. From the viewpoint of avoiding troubles, the content is preferably 0.5% by weight or less, more preferably 0.2% by weight or less. From these viewpoints, the content of the lubricant in the composition is preferably 0.05 to 0.5% by weight, more preferably 0.05 to 0.2% by weight.
[0054]
In the present invention, a cuff may be disposed on the outer peripheral surface of the endotracheal tube.
[0055]
The cuff can be composed of a resin composition comprising a styrene elastomer and a polyolefin resin.
[0056]
As the polyolefin resin, various polyolefin resins produced from olefin monomers can be used. Examples of polyolefin resins include high-density polyethylene, low-density polyethylene, linear low-density polyethylene, polyethylene resins such as high-pressure ethylene-α-olefin copolymers, homopolypropylene, random copolymers of ethylene and propylene, and ethylene blocks. Examples thereof include block type polypropylene, polypropylene resins such as terpolymers of propylene, ethylene, and butene-1, and these polyolefin resins can be used alone or in admixture of two or more. Among these polyolefin resins, polyolefin resins having a crosslinked structure introduced by electron beam irradiation or the like are preferable in order to increase the melt tension during blow molding.
[0057]
As a styrene-type elastomer, the styrene-type elastomer used for the tube used as a main tube mentioned above is illustrated. As such a styrene-based elastomer, a block copolymer suitably used for the tube is preferable. In order to increase the melt tension, it is also possible to use those obtained by crosslinking the block copolymer by a crosslinking method using electron beam irradiation, a crosslinking method using a peroxide or the like.
[0058]
The melt tension (melt tension) at 230 ° C. of the resin composition constituting the cuff is 1 g or more, preferably 1 from the viewpoint of avoiding occurrence of cuff tearing during parison drawdown and blowup during blow molding. .5 g or more. The melt tension (melt tension) at 230 ° C. of the resin composition is measured by the method described later.
[0059]
A cuff can be manufactured by blow-molding the resin composition. If the cuff's storage modulus at 25 ° C is too high, the cuff will be too stiff to cause pressure to expand in the normal trachea (25 cmH2In 0), the cuff that has been withered does not expand sufficiently, and the sealing performance in the trachea is lowered. Further, when inflated until the seal in the trachea is sufficient, the capillaries in the trachea are compressed by the internal pressure of the cuff, and tissue necrosis is likely to occur. Therefore, in the present invention, considering these matters, the storage elastic modulus of the cuff at 25 ° C. is 5.0 × 10 5.8dyne / cm2It is as follows.
[0060]
In addition, a storage elastic modulus is a value when it measures using an above-described viscoelasticity measuring apparatus.
[0061]
The melt tension at 230 ° C. of the resin composition and the storage elastic modulus at 25 ° C. of the molded cuff can be adjusted by adjusting the blending ratio of the styrene elastomer and the polyolefin resin.
[0062]
In order to satisfy the melt tension at 230 ° C. of the resin composition and the storage elastic modulus at 25 ° C. of the molded cuff, the weight ratio of styrene elastomer to polyolefin resin (styrene elastomer / The polyolefin resin) is preferably in the range of 60/40 to 80/20, and more preferably in the range of 70/30 to 80/20.
[0063]
In addition, it is preferable to contain at least 1 sort (s) of an inorganic filler and organic bridge | crosslinking particle | grains in the resin composition which comprises a cuff, in order to prevent the piece swelling by the sticking at the time of expanding a cuff.
[0064]
Examples of the inorganic filler include talc, calcium carbonate, mica and the like. Examples of the organic crosslinked particles include acrylic crosslinked beads, urethane crosslinked beads, and styrene crosslinked beads. The inorganic filler and the organic crosslinked particles can be used alone or in admixture of two or more.
[0065]
The content of at least one of the inorganic filler and the organic crosslinked particles in the resin composition constituting the cuff is preferably 5% by weight or more in order to sufficiently exhibit the anti-sticking effect, and the surface property of the cuff is good. Therefore, it is preferably 20% by weight or less, more preferably 10% by weight or less. From these viewpoints, the content is preferably in the range of 5 to 20% by weight, more preferably 5 to 10% by weight.
[0066]
The resin composition constituting the tube and the cuff has various additives such as an antioxidant, an ultraviolet absorber, a light stabilizer, a colorant, and a crystal nucleating agent, as long as the performance is not impaired. Can be added. The addition amount of these additives varies depending on the type and the like and cannot be determined unconditionally. However, it is usually within a range of 0.01 to 5 parts by weight with respect to 100 parts by weight of the resin composition. preferable.
[0067]
In addition, a softening agent such as mineral oil can be added to the resin composition as long as the performance is not impaired. Usually, the amount of the softening agent added is preferably 100 parts by weight or less based on 100 parts by weight of the resin composition.
[0068]
Furthermore, the resin composition may be, for example, hydrogenated polyisoprene, hydrogenated polybutadiene, hydrogenated styrene-butadiene random copolymer, hydrogenated styrene-isoprene random copolymer, as long as the object of the present invention is not impaired. Other polymers such as polymers, ethylene-vinyl acetate copolymers, ethylene-methacrylic acid copolymers, ethylene-acrylic acid copolymers or their ionomers, ethylene-ethyl acrylate copolymers can be blended. .
[0069]
In the endotracheal tube of the present invention, for example, after the main tube is produced by extrusion molding using the resin composition, the inner diameter of the tube satisfies the dimensions described in ISO 5361/1 (Traceal Tube-Part 1: General Requirements). The main tube is cut obliquely on the patient insertion side so that the bevel angle is 38 ± 10 °, and the cut surface is blunted by thermoforming or the like, and the tube is bent. it can.
[0070]
Moreover, when manufacturing an endotracheal tube having a cuff, it is common to provide the main tube with sublumen, which is an air flow path for inflating the cuff, when the main tube is extruded. Then, the cuff is formed into a shape such as a bowl shape or a rugby ball shape by blow molding, and is adhered to a portion of the outer peripheral surface of the main tube close to the patient insertion side.
[0071]
Usually, it is preferable to make a notch communicating with the sub-lumen in advance in order to allow the cuff to expand in the adhesive portion of the cuff of the main tube. An endotracheal tube having a cuff can be obtained by adhering the tail tube to the sub-lumen within the size range described in ISO 5361/1 and arranging a pilot balloon, a backflow prevention valve, etc. at the other end of the tail tube.
[0072]
An embodiment of an endotracheal tube produced by the method is shown in FIGS.
[0073]
FIG. 1 is a schematic explanatory view showing an embodiment of an endotracheal tube in which a
[0074]
FIG. 2 is a schematic explanatory view showing an embodiment of the endotracheal tube in which the
[0075]
【Example】
EXAMPLES Hereinafter, although an Example and a comparative example demonstrate this invention further in detail, this invention is not limited at all by these.
[0076]
Resins, molding machines, and methods for measuring physical properties used in Examples and Comparative Examples are as follows.
[0077]
〔resin〕
Resin 1: Polypropylene resin (Random type, Grand Polymer, F327)
Resin 2: Polypropylene resin (Homotype, manufactured by Montel, SD613)
Resin 3: Polyethylene resin (low density polyethylene, manufactured by Nippon Polychem Co., Ltd., HE30)
Resin 4: Styrenic elastomer [hydrogenated SIS (hydrogenated styrene-isoprene-styrene block copolymer), manufactured by Kuraray Co., Ltd., trade name: Hibler HVS7125, number average molecular weight 100,000, styrene content 20% by weight, hydrogenated (Rate 90%, vinyl bond content 55 mol%)
[0078]
(Extruder)
φ40mm single screw extruder [Osaka Seiki Co., Ltd.]
[0079]
〔Molding machine〕
Extrusion blow molding machine: A φ22 single-screw extruder (manufactured by Plaengi) as shown in FIG. 4 was used. FIG. 4 is a schematic explanatory view of an extrusion blow molding machine. The φ22 single-
[0080]
[Method for measuring physical properties]
1. Storage modulus
Storage elastic modulus was measured using a tensile type dynamic viscoelasticity measuring apparatus (trade name: DVE-V4 FT Rheospectr manufactured by Rheology) (measurement temperature: 25 ° C., sample cross-sectional shape:
[0081]
2. Kink resistance
Curve the tube and measure the minimum radius without kinking with the R gauge.
[0082]
3. Melt tension
Measured by the following method using a melt tension measuring device of Capillograph (manufactured by Shimadzu Corporation).
After preheating the resin composition in a cylinder at 230 ° C. for 4 minutes, the resin composition is discharged from a capillary (φ1 mm, L / D = 10) by a piston at a speed of 20 mm / min, and the strand is taken up at a constant speed of 10 m / min. Then, the load was read and recorded with a stress gauge through a pulley, and after the start of measurement, the average value of the load readings for 20 seconds after the load curve was stabilized was taken as the melt tension.
[0083]
Examples 1-3
A resin composition in which a polypropylene resin (resin 1) and a styrene elastomer (resin 4) are blended in the proportions shown in Table 1 is molded using an extruder (φ40 mm) at a resin temperature of 200 ° C. An endotracheal tube having a diameter of 11 mm was obtained.
[0084]
Table 1 shows the storage elastic modulus MD in the extrusion direction, the storage elastic modulus TD in the circumferential direction, MD / TD, and kink resistance of the obtained tube.
[0085]
Comparative Examples 1-4
A resin composition in which a polypropylene resin (resin 1) and a styrene elastomer (resin 4) are blended in the proportions shown in Table 1 is molded using an extruder (φ40 mm) at a resin temperature of 200 ° C. An endotracheal tube having a diameter of 11 mm was obtained.
[0086]
Table 1 shows the storage elastic modulus MD in the extrusion direction, the storage elastic modulus TD in the circumferential direction, MD / TD, and kink resistance of the obtained tube.
[0087]
[Table 1]
From the results shown in Table 1, the endotracheal tubes obtained in Examples 1 to 3 have a storage elastic modulus (MD) of 5.0 × 10 in the tube extrusion direction.7~ 8.0 × 108dyne / cm2Since the MD / TD value is 1.3 or less, it can be seen that the radius of curvature is small and the kink resistance is excellent.
[0089]
Examples 4-7
Stearic acid monoglyceride or oleic acid amide is added in a ratio shown in Table 2 to a resin composition in which a polypropylene resin (resin 1) and a styrene elastomer (resin 4) are blended at a ratio of 30/70 by weight, and an extruder ( (40 mm) at a resin temperature of 200 ° C. to obtain an endotracheal tube having an inner diameter of 7 mm and an outer diameter of 11 mm. The operability when a suction catheter (made of soft vinyl chloride resin) was inserted into the obtained tube and the printability on the outer surface of the tube were evaluated. The results are shown in Table 2.
[0090]
[Table 2]
From the results shown in Table 2, the tube to which 0.05 to 0.5% by weight of stearic acid monoglyceride or oleic acid amide was added has good operability of the sanction catheter and good printability on the tube surface. Recognize.
[0092]
Example 8
A resin composition in which a polypropylene resin (resin 2) and a styrene-based elastomer (resin 4) are blended at a weight ratio of 25/75 has a shape shown in FIG. 5 using an extrusion blow molding machine shown in FIG. A
[0093]
Table 3 shows the melt tension of the resin composition, the blow moldability at the time of molding, and the storage elastic modulus of the obtained bowl-shaped
[0094]
Next, an endotracheal tube was produced using this cuff and the tube obtained in Example 4. The resulting endotracheal tube was inserted into the porcine trachea and the cuff was 25 cmH2The tracheal sealability when expanded at a pressure of O was evaluated. The results are shown in Table 3.
[0095]
Example 9
In the same manner as in Example 8, using a resin composition in which a polypropylene resin (resin 2), a polyethylene resin (resin 3), and a styrene elastomer (resin 4) were blended at a weight ratio of 12.5 / 12.5 / 75. Cuffs and endotracheal tubes were made and evaluated. The results are shown in Table 3.
[0096]
Comparative Example 5
A cuff and an endotracheal tube were prepared and evaluated in the same manner as in Example 8 using a resin composition in which a polypropylene resin (Resin 2) and a styrene elastomer (Resin 4) were blended at a weight ratio of 50/50. The results are shown in Table 3.
[0097]
Comparative Example 6
A cuff was prepared in the same manner as in Example 8 using a resin composition in which a polypropylene resin (resin 1) and a styrene elastomer (resin 4) were blended at a ratio of 25/75 by weight. Was broken and a good cuff was not obtained. The results are shown in Table 3.
[0098]
[Table 3]
From the results shown in Table 3, the cuffs obtained in Examples 8 to 9 have a storage elastic modulus of 5.0 × 10.8dyne / cm2In addition, since the melt tension of the resin composition is 1 g or more, the blow moldability is good and flexible.2It can be seen that the sealing property when expanded by the pressure of O is good.
[0100]
In contrast, in Comparative Example 5, the storage elastic modulus was 5.0 × 10.8dyne / cm2Blow moldability is good because a larger resin composition is used, but the obtained cuff has a hard tactile feel and has insufficient tracheal sealability when expanded in the trachea I understand.
[0101]
Further, in Comparative Example 6, since a resin composition having a melt tension lower than 1 g is used, it can be seen that the cuff is broken during blow molding and a good cuff cannot be molded.
[0102]
Examples 10-11
Talc (Japanese Pharmacopoeia) was added at a ratio shown in Table 4 to a resin composition in which a polypropylene resin (Resin 2) and a styrene elastomer (Resin 4) were blended at a ratio of 25/75 by weight. Similarly, cuffs and endotracheal tubes were prepared.
[0103]
Table 4 shows the results of evaluating the sticking property of the cuff and men tube of the obtained endotracheal tube and the surface property (appearance) of the cuff.
[0104]
[Table 4]
From the results shown in Table 4, since the cuff of the endotracheal tube obtained in Examples 10 to 11 contains 5 to 20% by weight of talc in the resin composition, the anti-sticking property and the surface property are good. It can be seen that it is.
[0106]
【The invention's effect】
The endotracheal tube of the present invention has an effect of being excellent in kink resistance, sliding property and anti-sticking property.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic explanatory view showing an embodiment of an endotracheal tube not provided with a cuff according to the present invention.
FIG. 2 is a schematic explanatory view showing one embodiment of an endotracheal tube provided with the cuff of the present invention.
FIG. 3 is an explanatory diagram relating to a kink of a tube.
FIG. 4 is a schematic explanatory view of an extrusion blow molding machine used in each example and each comparative example.
FIG. 5 is a schematic explanatory diagram of cuffs obtained in Examples 8 to 11 and Comparative Examples 5 to 6. FIG.
[Explanation of symbols]
1 Main tube
2 Connector
3 Tail tube
4 Pilot balloon
5 cuffs
6 Long diameter side of tube
7 Short axis side of tube
8 φ22 single screw extruder
9 Parison
100% type
11 Air blow
12 dice
13 Saddle-shaped cuff
14 cuff diameter
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