JP2010004919A - 医療用チューブ - Google Patents
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Abstract
【課題】医療用チューブにおいて、湾曲された管路に挿通させるための挿入力量を低減することができるようにする。
【解決手段】湾曲可能な管路に先端部材３から挿入して用いる医療用チューブ１であって、先端部材３が、先端部材３を除くチューブ部材２のチューブ表面２ａに比べて低摩擦となるように構成する。
【選択図】図１
【解決手段】湾曲可能な管路に先端部材３から挿入して用いる医療用チューブ１であって、先端部材３が、先端部材３を除くチューブ部材２のチューブ表面２ａに比べて低摩擦となるように構成する。
【選択図】図１
Description
本発明は湾曲可能な管路に先端部から挿入して用いる医療用チューブに関する。例えば、内視鏡チャンネル管などの湾曲可能な管路を通して、被検体内に挿入される医療用チューブに関する。
内視鏡のチャンネル管を通じて生体内に挿入されるカテーテル等の医療用チューブでは、チャンネル管との挿入性を好適に確保するため、また、生体組織を損傷させず目的部位まで確実に挿入できるようにするため、チューブ先端部を低摩擦とすることが要求されている。
従来、このような医療用チューブに関する技術として、特許文献１には、バルーンカテーテルであって、バルーン前方のチューブに設けられた誘導部の最先端部を除く外周側面に、湿潤時摩擦係数が０．５よりも小さくなるように表面処理したものが記載されている。
特開平１１−１７８９２８号公報
従来、このような医療用チューブに関する技術として、特許文献１には、バルーンカテーテルであって、バルーン前方のチューブに設けられた誘導部の最先端部を除く外周側面に、湿潤時摩擦係数が０．５よりも小さくなるように表面処理したものが記載されている。
しかしながら、上記のような従来の医療用チューブには以下のような問題があった。
例えば、生体内に挿入された内視鏡は、一般には複雑に湾曲している。そのため、内視鏡内に設けられ、医療用チューブを挿入するための管路を形成するチャンネル管も同様に複雑に湾曲している。そのため、医療用チューブを先端部からチャンネル管に挿入すると、医療用チューブの最先端部がチャンネル管の湾曲部分を通過する際に、チャンネル管内壁に強制的に押し当てられる状態で通過することになる。この結果、医療用チューブは、チャンネル管内壁から最も大きな反力を受けることになり、高い挿入力量が必要となる。
例えば、生体内に挿入された内視鏡は、一般には複雑に湾曲している。そのため、内視鏡内に設けられ、医療用チューブを挿入するための管路を形成するチャンネル管も同様に複雑に湾曲している。そのため、医療用チューブを先端部からチャンネル管に挿入すると、医療用チューブの最先端部がチャンネル管の湾曲部分を通過する際に、チャンネル管内壁に強制的に押し当てられる状態で通過することになる。この結果、医療用チューブは、チャンネル管内壁から最も大きな反力を受けることになり、高い挿入力量が必要となる。
本発明は、上記のような問題に鑑みてなされたものであり、湾曲された管路に挿通させるための挿入力量を低減することができる医療用チューブを提供することを目的とする。
上記の課題を解決するために、本発明の医療用チューブは、湾曲可能な管路に先端部から挿入して用いる医療用チューブであって、前記先端部が、該先端部を除くチューブ本体表面に比べて低摩擦となるように構成される。
この発明によれば、管路に挿入する先端部が、先端部を除くチューブ本体表面に比べて低摩擦とされるため、管路が湾曲していても、挿入する際の摩擦抵抗を低下させ、挿入力量を低減させることができる。
この発明によれば、管路に挿入する先端部が、先端部を除くチューブ本体表面に比べて低摩擦とされるため、管路が湾曲していても、挿入する際の摩擦抵抗を低下させ、挿入力量を低減させることができる。
また、本発明の医療用チューブでは、前記チューブ本体は、前記先端部を構成する先端部材と、該先端部材に接続されたチューブ部材とからなり、前記先端部材の材質の摩擦係数が、前記チューブ部材の材質の摩擦係数より低くなるようにした構成とすることが好ましい。
この場合、先端部材によって先端部を形成するので、先端部材の材質を適宜選択することにより、摩擦係数の設定が容易となる。また、先端部がチューブ部材の端部で構成される場合に比べて、より低摩擦となる形状に形成することが容易となる。
この場合、先端部材によって先端部を形成するので、先端部材の材質を適宜選択することにより、摩擦係数の設定が容易となる。また、先端部がチューブ部材の端部で構成される場合に比べて、より低摩擦となる形状に形成することが容易となる。
また、本発明の医療用チューブでは、前記先端部材のチューブ外側面におけるチューブ軸方向の長さは、２０ｍｍ以下であることが好ましい。
この場合、先端部材のチューブ軸方向長さが２０ｍｍ以下と短いため、チューブ本体の可撓性などの機械特性をあまり変化させることなく最先端部分の摩擦抵抗を低下させることができる。
この場合、先端部材のチューブ軸方向長さが２０ｍｍ以下と短いため、チューブ本体の可撓性などの機械特性をあまり変化させることなく最先端部分の摩擦抵抗を低下させることができる。
また、本発明の医療用チューブでは、前記先端部材は、高分子材料からなることが好ましい。
この場合、先端部材を高分子材料で形成するので、例えば、成形などの手段を用いることにより、先端部材をチューブ部材の先端に容易に形成、接合することができるので、製造が容易となる。
この場合、先端部材を高分子材料で形成するので、例えば、成形などの手段を用いることにより、先端部材をチューブ部材の先端に容易に形成、接合することができるので、製造が容易となる。
また、本発明の医療用チューブでは、前記先端部材は、高分子材料からなるベースマトリックスに、無機粒子を混合してなる複合材料からなることが好ましい。
この場合、例えば、成形などの手段を用いることにより、先端部材をチューブ部材の先端に容易に形成、接合することができるとともに、無機粒子が先端部材の表面に露出することで、表面の摩擦を低減することができる。
この場合、例えば、成形などの手段を用いることにより、先端部材をチューブ部材の先端に容易に形成、接合することができるとともに、無機粒子が先端部材の表面に露出することで、表面の摩擦を低減することができる。
また、本発明の医療用チューブでは、前記先端部は、前記チューブ本体の先端面および先端面に隣接するチューブ外側面にチューブ表面を低摩擦化するコーティングが施されたコーティング部で形成された構成とすることが好ましい。
この場合、先端部をコーティング部によって形成するので、部品点数を削減することができるとともに、コーティング処理の種類やコーティング材料を適宜設定することにより、摩擦係数を容易に変えることができる。
この場合、先端部をコーティング部によって形成するので、部品点数を削減することができるとともに、コーティング処理の種類やコーティング材料を適宜設定することにより、摩擦係数を容易に変えることができる。
また、本発明の医療用チューブでは、前記コーティング部のチューブ軸方向長さが、前記先端面から１５０ｍｍ以下である構成とすることが好ましい。
この場合、コーティング部の長さを１５０ｍｍ以下と短くすることにより、コーティング層の形成が容易となり、先端部の摩擦特性を良好なものとすることができる。
コーティング部の長さを１５０ｍｍより長くすると、コーティングのムラなどによって、コーティング部の品質が不均一となり、安定した低摩擦特性が得られない。また、製造コストが増大してしまう。
この場合、コーティング部の長さを１５０ｍｍ以下と短くすることにより、コーティング層の形成が容易となり、先端部の摩擦特性を良好なものとすることができる。
コーティング部の長さを１５０ｍｍより長くすると、コーティングのムラなどによって、コーティング部の品質が不均一となり、安定した低摩擦特性が得られない。また、製造コストが増大してしまう。
また、本発明の医療用チューブでは、前記コーティング部は、親水性材料で形成された構成とすることが好ましい。
この場合、コーティング部を親水性材料で形成するので、管路が湿潤している場合に低摩擦特性が得られる。
この場合、コーティング部を親水性材料で形成するので、管路が湿潤している場合に低摩擦特性が得られる。
本発明の医療用チューブによれば、低摩擦の先端部を備えるので、湾曲された管路に挿通させるための挿入力量を低減することができるという効果を奏する。
以下では、本発明の実施形態について添付図面を参照して説明する。すべての図面において、実施形態が異なる場合であっても、同一または相当する部材には同一の符号を付し、共通する説明は省略する。
［第１の実施形態］
本発明の第１の実施形態に係る医療用チューブについて説明する。
図１（ａ）は、本発明の第１の実施形態に係る医療用チューブの概略構成を示す軸方向に沿う模式的な断面図である。図１（ｂ）は、図１（ａ）のＡ視側面図である。
本発明の第１の実施形態に係る医療用チューブについて説明する。
図１（ａ）は、本発明の第１の実施形態に係る医療用チューブの概略構成を示す軸方向に沿う模式的な断面図である。図１（ｂ）は、図１（ａ）のＡ視側面図である。
本実施形態の医療用チューブ１は、例えば、内視鏡のチャンネル管など、湾曲可能な管路に先端部から挿入して用いるものであって、例えば、カテーテル、内視鏡用処置具などに好適に用いることができるものである。
医療用チューブ１の概略構成は、図１（ａ）、（ｂ）に示すように、内径ｄ１、外径ｄ２の円管状のチューブ部材２と、チューブ部材２の一方の端部に接続された先端部材３とからなる。
医療用チューブ１の概略構成は、図１（ａ）、（ｂ）に示すように、内径ｄ１、外径ｄ２の円管状のチューブ部材２と、チューブ部材２の一方の端部に接続された先端部材３とからなる。
先端部材３は、外径ｄ２、長さＬ２の略円柱状の先端部本体３ａの軸方向端部に、外径ｄ１、長さＬ３の挿入部３ｂが同軸に形成され、先端部本体３ａおよび挿入部３ｂの中心に直径ｄ３の貫通孔３ｃが形成されてなる。貫通孔３ｃは、医療用チューブ１の使用目的に応じて、適宜の孔径とすることができる。
そして、先端部材３は、挿入部３ｂをチューブ部材２の一方の端部のチューブ内面２ｂに挿入した状態で、チューブ部材２に装着されている。これにより、外径ｄ２、長さＬ１の医療用チューブ１が形成されている。
このため、先端部本体３ａは、軸方向の先端に先端面３Ｂを備え、それに隣接して、チューブ軸方向に長さＬ２の外周側面３Ａがチューブ部材２のチューブ表面２ａと整列されている。先端部材３は、医療用チューブ１の挿入時の先端部を構成している。
また、先端部本体３ａの長さＬ２は、２０ｍｍ以下が好適である。これにより医療用チューブ１の先端側の機械特性、例えば、可撓性、曲げ弾性などが大きく変更されることがなく、種々の湾曲を有する管路に軽荷重で挿入することが可能となる。また、先端部材３を小型化することで製作コストを低減することができる。
そして、先端部材３は、挿入部３ｂをチューブ部材２の一方の端部のチューブ内面２ｂに挿入した状態で、チューブ部材２に装着されている。これにより、外径ｄ２、長さＬ１の医療用チューブ１が形成されている。
このため、先端部本体３ａは、軸方向の先端に先端面３Ｂを備え、それに隣接して、チューブ軸方向に長さＬ２の外周側面３Ａがチューブ部材２のチューブ表面２ａと整列されている。先端部材３は、医療用チューブ１の挿入時の先端部を構成している。
また、先端部本体３ａの長さＬ２は、２０ｍｍ以下が好適である。これにより医療用チューブ１の先端側の機械特性、例えば、可撓性、曲げ弾性などが大きく変更されることがなく、種々の湾曲を有する管路に軽荷重で挿入することが可能となる。また、先端部材３を小型化することで製作コストを低減することができる。
チューブ部材２の材質は、医療用チューブ１の目的に応じて、適宜の可撓性、曲げ弾性などの機械特性と、挿入する管路内壁や被検体内部などに対して良好な摩擦特性などを備える高分子材料であれば、適宜の材質を採用することができる。本実施形態では、ポリエーテルブロックアミド共重合体からなり高い可撓性を有する熱可塑性エラストマーであるＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１（アルケマ社製）を採用している。
このＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１は、ＩＳＯ １７８に基づいて測定した場合の曲げ弾性率は３９０ＭＰaであった。また、面圧０．８１３４ＭＰａ（０.８３ｋｇｆ／ｃｍ２）、線速度６.２ｃｍ／ｓｅｃで相手材をＳ４５Ｃ鋼としたときの動摩擦係数は０.２０であった。
このＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１は、ＩＳＯ １７８に基づいて測定した場合の曲げ弾性率は３９０ＭＰaであった。また、面圧０．８１３４ＭＰａ（０.８３ｋｇｆ／ｃｍ２）、線速度６.２ｃｍ／ｓｅｃで相手材をＳ４５Ｃ鋼としたときの動摩擦係数は０.２０であった。
先端部材３の材質は、チューブ部材２の材質よりも摩擦係数が低い適宜の高分子材料を採用することができる。本実施形態では、超高分子量ポリエチレンを採用している。
この超高分子量ポリエチレンは、数平均分子量３３０万、ＪＩＳ-Ｋ７１７１で測定された曲げ弾性率は１１００ＭＰa、面圧０．８１３４ＭＰａ（０.８３ｋｇ／ｃｍ２）、線速度６.２ｃｍ／ｓｅｃで相手材をＳ４５Ｃ鋼としたときの動摩擦係数は０.１２であった。
この超高分子量ポリエチレンは、数平均分子量３３０万、ＪＩＳ-Ｋ７１７１で測定された曲げ弾性率は１１００ＭＰa、面圧０．８１３４ＭＰａ（０.８３ｋｇ／ｃｍ２）、線速度６.２ｃｍ／ｓｅｃで相手材をＳ４５Ｃ鋼としたときの動摩擦係数は０.１２であった。
なお、チューブ部材２の材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１に限定されるものではなく、例えばポリエチレン、ポリプロピレン、ポリエステル、ポリウレタン、エチレン−酢酸ビニル共重合体樹脂、エチレン−エチルアクリレート共重合体樹脂、スチレン-ブタジエン共重合体樹脂、各種ジエン系樹脂、フッ素系樹脂（例えばパーフルオロアルコキシアルカン、エチレン−テトラフルオロエチレンコポリマーなど）、ポリアミド系樹脂などを採用することができる。
ポリアミド系樹脂としては、例えばナイロン６、ナイロン６６、ナイロン１１、ナイロン１２、あるいはポリアミド系樹脂の共重合体であるポリエーテルポリアミドなどが挙げられる。また、複数のポリアミド系樹脂の混合樹脂を使用してもよい。
さらに、上記樹脂を一成分とする各種のアロイ系樹脂からも選定することができる。上記樹脂の軟質化・柔軟化にあたっては、可塑剤等を配合してもよい。
ポリアミド系樹脂としては、例えばナイロン６、ナイロン６６、ナイロン１１、ナイロン１２、あるいはポリアミド系樹脂の共重合体であるポリエーテルポリアミドなどが挙げられる。また、複数のポリアミド系樹脂の混合樹脂を使用してもよい。
さらに、上記樹脂を一成分とする各種のアロイ系樹脂からも選定することができる。上記樹脂の軟質化・柔軟化にあたっては、可塑剤等を配合してもよい。
また、先端部材３の材質は、上記の超高分子量ポリエチレンに限定されるものではなく、例えば、ポリエチレン（低密度、高密度、超高分子量）、ポリプロピレン（ホモ、ランダム、ブロック、アタクチック、シンジオタクチック）、ポリエステル、ポリウレタン、エチレン−酢酸ビニル共重合体樹脂、エチレン−エチルアクリレート共重合体樹脂、スチレン−ブタジエン共重合体樹脂、各種ジエン系樹脂、フッ素系樹脂（例えばパーフルオロアルコキシアルカン、エチレン−テトラフルオロエチレンコポリマーなど）、ポリアミド、ポリイミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリアセタール、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート、ポリエーテルニトリル、ポリカーボネート、およびこれらの共重合体などを、単一もしくは２種以上の複合したものを採用することができる。
チューブ部材２と先端部材３との装着、固定手段については、各材質に応じて適宜の手段を採用することができる。例えば、射出成形による一体成形、熱溶着、接着などの方法が挙げられる。本実施形態では、先端部材３をチューブ部材２に接着して装着している。
このような医療用チューブ１によれば、先端部材３によって、先端面３Ｂ、外周側面３Ａの摩擦特性が、チューブ表面２ａよりも低摩擦となるため、医療用チューブ１を先端部材３側から湾曲された管路に挿入する場合、先端部がチューブ部材２のみによって構成される場合に比べて、挿入される側の管路に対する摩擦抵抗を低減することができる。
力学上、湾曲変形した管路の内部を医療用チューブ１が通過する際には先端部に最も大きな抵抗がかかり、挿入時の抵抗となる。このため、チューブ部材２に先端部材３を装着して、挿入時に最も抵抗かかる部分の摩擦抵抗を調整することにより、チューブ部材２の材質を変更することなく挿入力量を低減することができる。
このような低摩擦係数を有する高分子材料は、硬質のものが多いが、本実施形態では、先端部本体３ａの長さＬ２を２０ｍｍ以下とすることで、先端部材３が硬質であっても、医療用チューブ１の先端側の大部分を占めるチューブ部材２の可撓性や曲げ弾性などの機械特性を大きく変更することなく、先端部の摩擦抵抗を低減できる。
力学上、湾曲変形した管路の内部を医療用チューブ１が通過する際には先端部に最も大きな抵抗がかかり、挿入時の抵抗となる。このため、チューブ部材２に先端部材３を装着して、挿入時に最も抵抗かかる部分の摩擦抵抗を調整することにより、チューブ部材２の材質を変更することなく挿入力量を低減することができる。
このような低摩擦係数を有する高分子材料は、硬質のものが多いが、本実施形態では、先端部本体３ａの長さＬ２を２０ｍｍ以下とすることで、先端部材３が硬質であっても、医療用チューブ１の先端側の大部分を占めるチューブ部材２の可撓性や曲げ弾性などの機械特性を大きく変更することなく、先端部の摩擦抵抗を低減できる。
本実施形態の医療用チューブ１の挿入力量の低減効果について、具体的な実施例および比較例の測定結果に基づいて説明する。
図２は、挿入力量の測定の様子を示す模式説明図である。図３は、本発明の第１の実施形態に係る医療用チューブの実施例、および比較例の挿入力量の測定結果を示す棒グラフである。横軸は測定サンプルの名称、縦軸は挿入力量（Ｎ）である。
図２は、挿入力量の測定の様子を示す模式説明図である。図３は、本発明の第１の実施形態に係る医療用チューブの実施例、および比較例の挿入力量の測定結果を示す棒グラフである。横軸は測定サンプルの名称、縦軸は挿入力量（Ｎ）である。
測定サンプルとして、医療用チューブ１の実施例１、２、３と、比較例１、２の医療用チューブを製作した。
チューブ部材２の寸法は、これらにすべて共通で、長さ２０００ｍｍ、外径ｄ２＝φ２.４ｍｍ、内径ｄ１＝φ１.７ｍｍである。また、材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１である。
先端部材３の寸法については以下の通りである。
実施例１の測定サンプルは、挿入部３ｂの外径が、ｄ１＝φ１.７ｍｍ、長さが、Ｌ３＝１.５ｍｍであり、先端部本体３ａの外径が、ｄ２＝φ２.４ｍｍ、長さがＬ２＝１０ｍｍである。また、ｄ３＝１．０ｍｍとしている。また、材質は、上記の超高分子量ポリエチレンである。
実施例２、３の測定サンプルは、実施例１の寸法に対して、先端部本体３ａの長さが、それぞれ、Ｌ２＝２０ｍｍ、４０ｍｍである点のみ異なる。
比較例１の測定サンプルは、チューブ部材２を有さず、先端部本体３ａの長さが、Ｌ２＝１００ｍｍである先端部材３のみからなる。
比較例２の測定サンプルは、先端部材３を装着していないチューブ部材２のみからなる。
チューブ部材２の寸法は、これらにすべて共通で、長さ２０００ｍｍ、外径ｄ２＝φ２.４ｍｍ、内径ｄ１＝φ１.７ｍｍである。また、材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１である。
先端部材３の寸法については以下の通りである。
実施例１の測定サンプルは、挿入部３ｂの外径が、ｄ１＝φ１.７ｍｍ、長さが、Ｌ３＝１.５ｍｍであり、先端部本体３ａの外径が、ｄ２＝φ２.４ｍｍ、長さがＬ２＝１０ｍｍである。また、ｄ３＝１．０ｍｍとしている。また、材質は、上記の超高分子量ポリエチレンである。
実施例２、３の測定サンプルは、実施例１の寸法に対して、先端部本体３ａの長さが、それぞれ、Ｌ２＝２０ｍｍ、４０ｍｍである点のみ異なる。
比較例１の測定サンプルは、チューブ部材２を有さず、先端部本体３ａの長さが、Ｌ２＝１００ｍｍである先端部材３のみからなる。
比較例２の測定サンプルは、先端部材３を装着していないチューブ部材２のみからなる。
これら、実施例１〜３および比較例１、２の測定サンプルを用い、以下のようにして、それぞれの挿入力量を測定した。
挿入力量の測定には、図２に示す応力測定装置１０を用いた。
応力測定装置１０は内径３.２ｍｍ、外径４.４ｍｍ、長さ４００ｍｍの円筒状のポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）からなるチャンネル管４の先端部が屈曲形状を有するＬ字型部５に配置され、チャンネル管４に対向して、測定サンプルを押し出すチューブ固定金属棒７を有する応力感知用測定器８が配置されたものである。
ここで、チャンネル管４は、実際に内視鏡において用いられるものを用いている。
Ｌ字型部５は、管径が４．４ｍｍで、入口側から長さ１０５ｍｍの直線部５ａ、曲線部５ｂ、長さ１２５ｍｍの直線部５ｃから構成される。曲線部５ｂの外側の曲率半径Ｒは、５０ｍｍであり、この外側の曲線部分の長さは３９．２５ｍｍである。これにより、直線部５ａ、５ｂが、図示紙面内で、９０°屈曲されている。
挿入力量の測定には、図２に示す応力測定装置１０を用いた。
応力測定装置１０は内径３.２ｍｍ、外径４.４ｍｍ、長さ４００ｍｍの円筒状のポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）からなるチャンネル管４の先端部が屈曲形状を有するＬ字型部５に配置され、チャンネル管４に対向して、測定サンプルを押し出すチューブ固定金属棒７を有する応力感知用測定器８が配置されたものである。
ここで、チャンネル管４は、実際に内視鏡において用いられるものを用いている。
Ｌ字型部５は、管径が４．４ｍｍで、入口側から長さ１０５ｍｍの直線部５ａ、曲線部５ｂ、長さ１２５ｍｍの直線部５ｃから構成される。曲線部５ｂの外側の曲率半径Ｒは、５０ｍｍであり、この外側の曲線部分の長さは３９．２５ｍｍである。これにより、直線部５ａ、５ｂが、図示紙面内で、９０°屈曲されている。
このような応力測定装置１０によって、以下のように挿入力量の測定を行った。
まず、各測定サンプルの長さを４００ｍｍに調整し（但し、比較例１の測定サンプルのみ長さ１００ｍｍ）、後端側をチューブ固定金属棒７の先端に固定して、チャンネル管４に挿入し、初期状態で直線部５ａの入口から２０ｍｍだけ侵入させたチューブ設置位置６にセットする。
この状態から、測定サンプルを移動ストローク３００ｍｍ、移動速度５０ｍｍ/ｓｅｃで、Ｌ字型部５内に１０往復の繰返し挿入を行う。
測定サンプルは、Ｌ字型部５内に進出すると、先端１Ａが曲線部５ｂに当接するなどしてたわみ、外周側面３Ａやチューブ表面２ａがチャンネル管４の内壁と接触して、摩擦抵抗が発生する。
そして、この繰り返し挿入における最大挿入力を、チューブ固定金属棒７が接続された応力感知用測定器８によって検出し、それぞれ１０回の平均値をとって挿入力量とした。
まず、各測定サンプルの長さを４００ｍｍに調整し（但し、比較例１の測定サンプルのみ長さ１００ｍｍ）、後端側をチューブ固定金属棒７の先端に固定して、チャンネル管４に挿入し、初期状態で直線部５ａの入口から２０ｍｍだけ侵入させたチューブ設置位置６にセットする。
この状態から、測定サンプルを移動ストローク３００ｍｍ、移動速度５０ｍｍ/ｓｅｃで、Ｌ字型部５内に１０往復の繰返し挿入を行う。
測定サンプルは、Ｌ字型部５内に進出すると、先端１Ａが曲線部５ｂに当接するなどしてたわみ、外周側面３Ａやチューブ表面２ａがチャンネル管４の内壁と接触して、摩擦抵抗が発生する。
そして、この繰り返し挿入における最大挿入力を、チューブ固定金属棒７が接続された応力感知用測定器８によって検出し、それぞれ１０回の平均値をとって挿入力量とした。
各測定サンプルに対する測定結果を、図３のグラフに示す。
実施例１、２、３の医療用チューブ１では、挿入力量はそれぞれ、０．１９６Ｎ（２０ｇｆ）、０．１７６Ｎ（１８ｇｆ）、０．２７４Ｎ（２８ｇｆ）であった。
比較例１、２の医療用チューブでは、挿入力量はそれぞれ、０．６３７Ｎ（６５ｇｆ）、０．４９０Ｎ（５０ｇｆ）であった。
実施例１、２、３の医療用チューブ１では、挿入力量はそれぞれ、０．１９６Ｎ（２０ｇｆ）、０．１７６Ｎ（１８ｇｆ）、０．２７４Ｎ（２８ｇｆ）であった。
比較例１、２の医療用チューブでは、挿入力量はそれぞれ、０．６３７Ｎ（６５ｇｆ）、０．４９０Ｎ（５０ｇｆ）であった。
これらの測定結果から、実施例１、２の医療用チューブ１は、略同等の挿入力量が得られており、先端部本体３ａの長さが長い実施例２の方がより軽荷重になっている。また、長さＬ２がさらに長い実施例３では、これらに比べ、わずかに挿入力が増大している。ただし、比較例１、２の挿入力量と比べるといずれも格段に軽荷重となっている。
すなわち、先端部材３を有しない比較例２との比較では、実施例１〜３は、それぞれ４０％、３６％、５６％の軽荷重となっている。したがって、長さＬ２が４０ｍｍ以下の先端部材３を装着することで、挿入力量が大幅に減少していることが分かる。
すなわち、先端部材３を有しない比較例２との比較では、実施例１〜３は、それぞれ４０％、３６％、５６％の軽荷重となっている。したがって、長さＬ２が４０ｍｍ以下の先端部材３を装着することで、挿入力量が大幅に減少していることが分かる。
一方、チューブ部材２を有さず、先端部本体３ａの長さが１００ｍｍと長い先端部材３のみからなる比較例１では、実施例２に比べると、挿入力量が極端に増大している。すなわち、Ｌ２＝２０ｍｍの実施例２を基準として、比較例１では、約２６１％の増大となっており、比較例２よりもさらに大きな挿入力量となっている。
また、Ｌ２＝２０ｍｍの実施例２を基準として、先端部本体３ａがさらに２０ｍｍ延ばされた実施例３では、挿入力量が約５６％の増大となっている。
先端部材３は、当接部において摩擦抵抗を低減するため、挿入力量を低減する作用を有するが、一方、先端部材３は硬質の材料で構成されているため、先端部本体３ａの長さがある程度長くなると、当接部での摩擦抵抗よりも、医療用チューブ１の先端に可撓性が失われることで、湾曲部での円滑な移動が困難になってしまう。このため、本測定結果に示すように、長さＬ２が２０ｍｍ以上では、挿入力量が増大し、特に、Ｌ２＝１００ｍｍでは、先端部材３がない場合よりも悪化している。
したがって、先端部本体３ａの長さＬ２は、４０ｍｍ以下が好ましく、２０ｍｍ以下がより好ましい。
また、Ｌ２＝２０ｍｍの実施例２を基準として、先端部本体３ａがさらに２０ｍｍ延ばされた実施例３では、挿入力量が約５６％の増大となっている。
先端部材３は、当接部において摩擦抵抗を低減するため、挿入力量を低減する作用を有するが、一方、先端部材３は硬質の材料で構成されているため、先端部本体３ａの長さがある程度長くなると、当接部での摩擦抵抗よりも、医療用チューブ１の先端に可撓性が失われることで、湾曲部での円滑な移動が困難になってしまう。このため、本測定結果に示すように、長さＬ２が２０ｍｍ以上では、挿入力量が増大し、特に、Ｌ２＝１００ｍｍでは、先端部材３がない場合よりも悪化している。
したがって、先端部本体３ａの長さＬ２は、４０ｍｍ以下が好ましく、２０ｍｍ以下がより好ましい。
以上に説明したように、本実施形態の医療用チューブ１によれば、先端部材３を設けることで、湾曲された管路に挿入する際の摩擦抵抗を低下させ、挿入力量を低減させることができる。さらに、先端部本体３ａの長さ寸法を最先端部から２０ｍｍ以下とする場合には、より低い挿入力量とすることができる。また、先端部材３の材質を、高分子材料とするため、成形などの手段により先端部材３をチューブ部材２に対して一体に装着、接合することができるので、製造が容易となる。
［第２の実施形態］
本発明の第２の実施形態に係る医療用チューブについて説明する。
図４（ａ）は、本発明の第２の実施形態に係る医療用チューブの概略構成を示す軸方向に沿う模式的な断面図である。図４（ｂ）は、図４（ａ）のＢ視側面図である。
本発明の第２の実施形態に係る医療用チューブについて説明する。
図４（ａ）は、本発明の第２の実施形態に係る医療用チューブの概略構成を示す軸方向に沿う模式的な断面図である。図４（ｂ）は、図４（ａ）のＢ視側面図である。
本実施形態の医療用チューブ１１は、図４（ａ）、（ｂ）に示すように、上記第１の実施形態の医療用チューブ１の先端部材３に代えて、先端部材１２を備える。以下、上記第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。
先端部材１２は、外径ｄ４、長さＬ４の略円柱状の先端部本体１２ａの軸方向端部に、外径ｄ４、長さＬ５の外嵌部１２ｂが同軸に形成され、先端部本体１２ａおよび外嵌部１２ｂの中心に直径ｄ２の貫通孔１２ｃが形成されてなる。
そして、先端部材１２は、外嵌部１２ｂをチューブ部材２の一方の端部のチューブ表面２ａに外嵌した状態で、チューブ部材２に装着されている。
このため、先端部材１２は、軸方向の先端に先端面１２Ｂを備え、それに隣接して、チューブ軸方向に長さ（Ｌ４＋Ｌ５）の外周側面１２Ａが、チューブ部材２のチューブ表面２ａよりも大径の円柱部として形成されている。先端部材１２は、医療用チューブ１１の挿入時の先端部を構成している。
また、外周側面１２Ａの長さは、２０ｍｍ以下が好適である。これにより医療用チューブ１１の先端側の機械特性、例えば、可撓性、曲げ弾性などが大きく変更されることがなく、種々の湾曲を有する管路に軽荷重で挿入することが可能となる。また、先端部材１２を小型化することで製作コストを低減することができる。
そして、先端部材１２は、外嵌部１２ｂをチューブ部材２の一方の端部のチューブ表面２ａに外嵌した状態で、チューブ部材２に装着されている。
このため、先端部材１２は、軸方向の先端に先端面１２Ｂを備え、それに隣接して、チューブ軸方向に長さ（Ｌ４＋Ｌ５）の外周側面１２Ａが、チューブ部材２のチューブ表面２ａよりも大径の円柱部として形成されている。先端部材１２は、医療用チューブ１１の挿入時の先端部を構成している。
また、外周側面１２Ａの長さは、２０ｍｍ以下が好適である。これにより医療用チューブ１１の先端側の機械特性、例えば、可撓性、曲げ弾性などが大きく変更されることがなく、種々の湾曲を有する管路に軽荷重で挿入することが可能となる。また、先端部材１２を小型化することで製作コストを低減することができる。
先端部材１２の材質は、ベースマトリックスとなる高分子材料に、表面の摩擦特性を改善するための無機粒子を混合してなり、チューブ部材２の材質よりも摩擦係数が低くなるようにした複合材料を採用することができる。
高分子材料としては、上記第１の実施形態において、先端部材３に好適として列挙した高分子材料をすべて採用することができる。
本実施形態では、複合材料のベースマトリックスとしてＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１を採用している。
無機粒子としては、ベースマトリックスと複合化できる材料であれば、特に限定されるものではないが、例えば、硫酸バリウム、炭酸カルシウムなどの金属無機塩、アルミナなどの金属酸化物、窒化ホウ素などの窒素化合物、粉末炭素、針状炭素、カーポンナノチューブ、フラーレン、などの単一組成無機物などを採用することができる。
また、上記無機粒子の添加量についても、高分子材料と複合化できる量であれば特に限定されるものではない。無機粒子の複合化に際して、使用する無機粒子は単独であっても、２種以上の複合であってもよい。
高分子材料としては、上記第１の実施形態において、先端部材３に好適として列挙した高分子材料をすべて採用することができる。
本実施形態では、複合材料のベースマトリックスとしてＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１を採用している。
無機粒子としては、ベースマトリックスと複合化できる材料であれば、特に限定されるものではないが、例えば、硫酸バリウム、炭酸カルシウムなどの金属無機塩、アルミナなどの金属酸化物、窒化ホウ素などの窒素化合物、粉末炭素、針状炭素、カーポンナノチューブ、フラーレン、などの単一組成無機物などを採用することができる。
また、上記無機粒子の添加量についても、高分子材料と複合化できる量であれば特に限定されるものではない。無機粒子の複合化に際して、使用する無機粒子は単独であっても、２種以上の複合であってもよい。
本実施形態の先端部材１２は、一例として、Ｐｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１が１００重量部、平均粒子径１μｍのヒ性（水簸性）硫酸バリウム２０重量部、平均粒径１０μｍのチッ化ホウ素５重量部を、溶融混練した無機物分散高分子材料を採用している。
この無機物分散高分子材料は、ＩＳＯ １７８に基づいて測定した曲げ弾性率は４５０ＭＰaであった。また、面圧０．０８１３ＭＰａ（０.８３ｋｇｆ／ｃｍ２）、線速度６.２ｃｍ／ｓｅｃで相手材をＳ４５Ｃ鋼としたときの動摩擦係数は０.１５であった。
このように、ヒ性硫酸バリウムとチッ化ホウ素を複合させることで、Ｐｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１単体に比べて、動摩擦係数は０．０５低減されている。
この無機物分散高分子材料は、ＩＳＯ １７８に基づいて測定した曲げ弾性率は４５０ＭＰaであった。また、面圧０．０８１３ＭＰａ（０.８３ｋｇｆ／ｃｍ２）、線速度６.２ｃｍ／ｓｅｃで相手材をＳ４５Ｃ鋼としたときの動摩擦係数は０.１５であった。
このように、ヒ性硫酸バリウムとチッ化ホウ素を複合させることで、Ｐｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１単体に比べて、動摩擦係数は０．０５低減されている。
チューブ部材２と先端部材１２との装着、固定手段については、各材質に応じて適宜の手段を採用することができる。例えば、射出成形による一体成形、熱溶着、接着などの方法が挙げられる。本実施形態では、上記の例の先端部材１２をチューブ部材２の端部に射出一体成形して装着している。
先端部材１２は、ベースマトリックスが、チューブ部材２と同一のため、射出成形による一体成形が容易であり、良好な装着強度が得られる。
先端部材１２は、ベースマトリックスが、チューブ部材２と同一のため、射出成形による一体成形が容易であり、良好な装着強度が得られる。
このような医療用チューブ１１によれば、先端部材１２が、高分子材料に無機粒子を分散させることにより、チューブ部材２よりも低摩擦とすることで、先端面１２Ｂ、外周側面１２Ａの摩擦特性が、チューブ表面２ａよりも低摩擦となるため、医療用チューブ１１を先端部材１２側から湾曲された管路に挿入する場合、上記第１の実施形態の医療用チューブ１と同様に、挿入される側の管路に対する摩擦抵抗を低減することができる。また、チューブ部材２の材質を変更することなく挿入力量を低減することができる。
また、本実施形態の医療用チューブ１１では、先端部材１２として、ベースマトリックスに無機粒子を複合させて低摩擦とするので、ベースマトリックスが、例えば熱可塑性エラストマーなどのように、軟質材料であっても、低摩擦とすることができるため、よりチューブ部材２の機械特性に近い先端部を形成することが可能となる。
本実施形態の医療用チューブ１１の挿入力量の低減効果について、具体的な実施例および比較例の測定結果に基づいて説明する。
図５は、本発明の第２の実施形態に係る医療用チューブの実施例、および比較例の挿入力量の測定結果を示す棒グラフである。横軸は測定サンプルの名称、縦軸は挿入力量（Ｎ）である。
図５は、本発明の第２の実施形態に係る医療用チューブの実施例、および比較例の挿入力量の測定結果を示す棒グラフである。横軸は測定サンプルの名称、縦軸は挿入力量（Ｎ）である。
測定サンプルとして、医療用チューブ１１の実施例４、５、６、７を製作した。
チューブ部材２の寸法は、これらにすべて共通で、上記第１の実施形態の場合と同様に、長さ２０００ｍｍ、外径ｄ２＝φ２.４ｍｍ、内径ｄ１＝φ１.７ｍｍである。また、材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１である。
先端部材１２の寸法については以下の通りである。
実施例４の測定サンプルは、先端部本体１２ａ、外嵌部１２ｂの外径が、ｄ４＝φ２.７ｍｍ、長さが、それぞれＬ４＝１０ｍｍ、Ｌ５＝５ｍｍである。材質は、上記の無機物分散高分子材料である。
実施例５、６、７の測定サンプルは、実施例４の寸法に対して、先端部本体１２ａの長さが、それぞれ、Ｌ４＝２０ｍｍ、４０ｍｍ、１００ｍｍである点のみ異なる。
したがって、実施例４〜７では、外周側面１２Ａの長さ（Ｌ４＋Ｌ５）は、それぞれ、１５ｍｍ、２５ｍｍ、４５ｍｍ、１０５ｍｍである。
チューブ部材２の寸法は、これらにすべて共通で、上記第１の実施形態の場合と同様に、長さ２０００ｍｍ、外径ｄ２＝φ２.４ｍｍ、内径ｄ１＝φ１.７ｍｍである。また、材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１である。
先端部材１２の寸法については以下の通りである。
実施例４の測定サンプルは、先端部本体１２ａ、外嵌部１２ｂの外径が、ｄ４＝φ２.７ｍｍ、長さが、それぞれＬ４＝１０ｍｍ、Ｌ５＝５ｍｍである。材質は、上記の無機物分散高分子材料である。
実施例５、６、７の測定サンプルは、実施例４の寸法に対して、先端部本体１２ａの長さが、それぞれ、Ｌ４＝２０ｍｍ、４０ｍｍ、１００ｍｍである点のみ異なる。
したがって、実施例４〜７では、外周側面１２Ａの長さ（Ｌ４＋Ｌ５）は、それぞれ、１５ｍｍ、２５ｍｍ、４５ｍｍ、１０５ｍｍである。
これら、実施例４〜７の測定サンプルを用いて、上記第１の実施形態と同様に応力測定装置１０によって、それぞれの挿入力量を測定した。
各測定サンプルに対する測定結果を、図５のグラフに示す。ただし、比較のため比較例２のデータを併せて記載している。
実施例４〜７の医療用チューブ１１では、挿入力量はそれぞれ、０．２８４Ｎ（２９ｇｆ）、０．２５５Ｎ（２６ｇｆ）、０．２５５Ｎ（２６ｇｆ）、０．３０４Ｎ（３１ｇｆ）であった。
各測定サンプルに対する測定結果を、図５のグラフに示す。ただし、比較のため比較例２のデータを併せて記載している。
実施例４〜７の医療用チューブ１１では、挿入力量はそれぞれ、０．２８４Ｎ（２９ｇｆ）、０．２５５Ｎ（２６ｇｆ）、０．２５５Ｎ（２６ｇｆ）、０．３０４Ｎ（３１ｇｆ）であった。
これらの測定結果から、本実施形態の医療用チューブ１１では、実施例５、６が最も軽荷重であり、実施例４、７が、それらよりわずかに挿入力量が増大している。ただし、いずれも、比較例２の挿入力量と比べると格段に軽荷重となっている。
すなわち、先端部材１２を有しない比較例２との比較では、実施例４〜７は、それぞれ５８％、５２％、５２％、６２％の軽荷重となっている。したがって、チューブ部材２の先端に、外周側面１２Ａが１０５ｍｍ以下の先端部材１２を設けることで、挿入力量が大幅に減少していることが分かる。
すなわち、先端部材１２を有しない比較例２との比較では、実施例４〜７は、それぞれ５８％、５２％、５２％、６２％の軽荷重となっている。したがって、チューブ部材２の先端に、外周側面１２Ａが１０５ｍｍ以下の先端部材１２を設けることで、挿入力量が大幅に減少していることが分かる。
これら実施例の先端部材１２では、上記第１の実施形態の実施例１〜３の先端部材３の材質よりも摩擦係数が大きいため、いずれも、上記実施例１、２に比べて挿入力量が大きく、上記実施例３と略同等の結果となっている。
ただし、先端部材１２では、先端部材３と異なり、外周側面１２Ａの外径が、チューブ部材２の外径よりも大きいため、医療用チューブ１１の先端部では、より摩擦係数が大きいチューブ表面２ａが、湾曲部に接触しにくくなるため、挿入力量が先端部材１２の長さの影響を受けにくくなっていると考えられる。
したがって、先端部材１２として、より低摩擦の材質を採用すれば、挿入力量がより低下して好ましい。
ただし、先端部材１２では、先端部材３と異なり、外周側面１２Ａの外径が、チューブ部材２の外径よりも大きいため、医療用チューブ１１の先端部では、より摩擦係数が大きいチューブ表面２ａが、湾曲部に接触しにくくなるため、挿入力量が先端部材１２の長さの影響を受けにくくなっていると考えられる。
したがって、先端部材１２として、より低摩擦の材質を採用すれば、挿入力量がより低下して好ましい。
以上に説明したように、本実施形態の医療用チューブ１１によれば、先端部材１２を設けることで、湾曲された管路に挿入する際の摩擦抵抗を低下させ、挿入力量を低減させることができる。
また、先端部材１２では、高分子材料からなるベースマトリックスに無機粒子を複合させて低摩擦として高分子複合材料を用いるため、高分子材料のみで低摩擦を実現する場合よりも成形が容易な材料を採用することができる。また、チューブ部材２と同一の材料をベースマトリックスとしても用いることが可能となり、この場合、射出成形などによるチューブ部材２との一体成形が容易であり、しかも良好な装着強度が得られる。そのため、製造容易な医療用チューブとなる。
また、先端部材１２では、高分子材料からなるベースマトリックスに無機粒子を複合させて低摩擦として高分子複合材料を用いるため、高分子材料のみで低摩擦を実現する場合よりも成形が容易な材料を採用することができる。また、チューブ部材２と同一の材料をベースマトリックスとしても用いることが可能となり、この場合、射出成形などによるチューブ部材２との一体成形が容易であり、しかも良好な装着強度が得られる。そのため、製造容易な医療用チューブとなる。
［第３の実施形態］
本発明の第３の実施形態に係る医療用チューブについて説明する。
図６（ａ）は、本発明の第３の実施形態に係る医療用チューブの概略構成を示す軸方向に沿う模式的な断面図である。図６（ｂ）は、図６（ａ）のＣ視側面図である。
本発明の第３の実施形態に係る医療用チューブについて説明する。
図６（ａ）は、本発明の第３の実施形態に係る医療用チューブの概略構成を示す軸方向に沿う模式的な断面図である。図６（ｂ）は、図６（ａ）のＣ視側面図である。
本実施形態の医療用チューブ２１は、図６（ａ）、（ｂ）に示すように、上記第１の実施形態の医療用チューブ１の先端部材３を削除し、チューブ部材２の先端にコーティング部２２を設けたものである。以下、上記第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。
コーティング部２２は、図６（ａ）、（ｂ）に示すように、少なくとも、チューブ部材２の先端面に形成された端面コーティング面２２Ｂと、端面コーティング面２２Ｂに隣接するチューブ側面で先端面から長さＬ６の範囲に形成された側面コーティング面２２Ａを備える。
コーティング部２２は、チューブ部材２の表面を低摩擦化する処理であれば、適宜のコーティング処理、あるいは表面処理を採用することができ、湿潤環境で用いる場合には、親水性コーティング処理を施すことが好ましい。
例えば、親水潤滑コート材料として、メチルビニルエーテル無水マレイン酸共重合体(ＶＥＭＡ)を用いたコーティング処理を採用することができる。
他の好適なコーティング材料としては、湿潤性能を有するハイドロゲルが好ましい。ハイドロゲルを固定する方法としては当業界公知の方法すべてが適用可能であり、例えば、放射線やプラズマ、紫外線を照射して表面基材にハイドロゲルモノマーをグラフト重合する方法や、ハイドロゲル溶液を表面基材に塗布し、基材表面の官能基とハイドロゲルの官能基を化学反応により結合する方法等が挙げられる。使用するハイドロゲルには特に制限はないが、例えば、ヒアルロン酸、カルボキシメチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリエチレングリコール、メチルビニルエーテル無水マレイン酸やこれらの共重合体が好ましい。
また、コーティング材料として、低摩擦特性を有するものであれば、親水性材料に限定されるものではなく、例えば、銀、銅、亜鉛、すず、チタンおよびその化合物など金属材料、ＰＴＦＥ、ポリウレタン、エポキシ材料などの有機材料、シラン化合物、チッ化ホウ素などの無機材料などを採用してもよい。
また、コーティングの厚みについても特に規定するものではなく、医療用チューブ２１の機能を損なわない程度の適宜の厚みに設定することができる。
コーティング部２２は、チューブ部材２の表面を低摩擦化する処理であれば、適宜のコーティング処理、あるいは表面処理を採用することができ、湿潤環境で用いる場合には、親水性コーティング処理を施すことが好ましい。
例えば、親水潤滑コート材料として、メチルビニルエーテル無水マレイン酸共重合体(ＶＥＭＡ)を用いたコーティング処理を採用することができる。
他の好適なコーティング材料としては、湿潤性能を有するハイドロゲルが好ましい。ハイドロゲルを固定する方法としては当業界公知の方法すべてが適用可能であり、例えば、放射線やプラズマ、紫外線を照射して表面基材にハイドロゲルモノマーをグラフト重合する方法や、ハイドロゲル溶液を表面基材に塗布し、基材表面の官能基とハイドロゲルの官能基を化学反応により結合する方法等が挙げられる。使用するハイドロゲルには特に制限はないが、例えば、ヒアルロン酸、カルボキシメチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリエチレングリコール、メチルビニルエーテル無水マレイン酸やこれらの共重合体が好ましい。
また、コーティング材料として、低摩擦特性を有するものであれば、親水性材料に限定されるものではなく、例えば、銀、銅、亜鉛、すず、チタンおよびその化合物など金属材料、ＰＴＦＥ、ポリウレタン、エポキシ材料などの有機材料、シラン化合物、チッ化ホウ素などの無機材料などを採用してもよい。
また、コーティングの厚みについても特に規定するものではなく、医療用チューブ２１の機能を損なわない程度の適宜の厚みに設定することができる。
コーティング部２２のチューブ軸方向の長さＬ６は、１５０ｍｍ以下が好適である。
長さＬ６が１５０ｍｍより長くなると、コーティングのムラなどによって、コーティング部の品質が不均一となり、安定した低摩擦特性が得られない。また、製造コストが増大してしまう。
長さＬ６が１５０ｍｍより長くなると、コーティングのムラなどによって、コーティング部の品質が不均一となり、安定した低摩擦特性が得られない。また、製造コストが増大してしまう。
このような医療用チューブ２１によれば、端面コーティング面２２Ｂと側面コーティング面２２Ａを有し、チューブ部材２の表面を低摩擦化するコーティング部２２が、チューブ部材２の先端部に設けられているので、医療用チューブ２１をコーティング部２２側から湾曲された管路に挿入する場合、上記第１の実施形態の医療用チューブ１と同様に、挿入される側の管路に対する摩擦抵抗を低減することができる。また、チューブ部材２の材質を変更することなく挿入力量を低減することができる。
本実施形態では、上記第１、第２の実施形態のように、先端部材を有しないため、部品点数が削減されている。
また、チューブ部材２に比べて硬質の先端部材を有しないため、先端部の可撓性や曲げ弾性などの機械特性が、チューブ部材２と略同様となる。そのため、湾曲部での挿入を円滑に行うことができる。さらに、先端部材などと異なり、コーティング部２２の長さを長くしても、機械特性が悪化させることなく低摩擦となる領域を増やすことができ、より軽荷重での挿入が可能となる。
本実施形態では、上記第１、第２の実施形態のように、先端部材を有しないため、部品点数が削減されている。
また、チューブ部材２に比べて硬質の先端部材を有しないため、先端部の可撓性や曲げ弾性などの機械特性が、チューブ部材２と略同様となる。そのため、湾曲部での挿入を円滑に行うことができる。さらに、先端部材などと異なり、コーティング部２２の長さを長くしても、機械特性が悪化させることなく低摩擦となる領域を増やすことができ、より軽荷重での挿入が可能となる。
本実施形態の医療用チューブ２１の挿入力量の低減効果について、具体的な実施例および比較例の測定結果に基づいて説明する。
図７は、本発明の第３の実施形態に係る医療用チューブの実施例、および比較例の医療用チューブの挿入力量の測定結果を示す棒グラフである。横軸は測定サンプルの名称、縦軸は挿入力量（Ｎ）である。
図７は、本発明の第３の実施形態に係る医療用チューブの実施例、および比較例の医療用チューブの挿入力量の測定結果を示す棒グラフである。横軸は測定サンプルの名称、縦軸は挿入力量（Ｎ）である。
測定サンプルとして、医療用チューブ２１の実施例８、９と、比較例３の医療用チューブを製作した。
チューブ部材２の寸法は、これらにすべて共通で、上記第１の実施形態の場合と同様に、長さ２０００ｍｍ、外径ｄ２＝φ２.４ｍｍ、内径ｄ１＝φ１.７ｍｍである。また、材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１である。
コーティング部２２は、ＶＥＭＡを厚さ１００μｍでコーティングした。各測定サンプルの違いは、長さＬ６のみである。
実施例８、９の測定サンプルは、それぞれＬ６＝１０ｍｍ、１５０ｍｍである。
比較例３は、Ｌ６＝２０００ｍｍ、すなわち、チューブ部材２の全長をコーティングしたものである。
チューブ部材２の寸法は、これらにすべて共通で、上記第１の実施形態の場合と同様に、長さ２０００ｍｍ、外径ｄ２＝φ２.４ｍｍ、内径ｄ１＝φ１.７ｍｍである。また、材質は、上記のＰｅｂａｘ（登録商標）６３３３ＳＮ０１である。
コーティング部２２は、ＶＥＭＡを厚さ１００μｍでコーティングした。各測定サンプルの違いは、長さＬ６のみである。
実施例８、９の測定サンプルは、それぞれＬ６＝１０ｍｍ、１５０ｍｍである。
比較例３は、Ｌ６＝２０００ｍｍ、すなわち、チューブ部材２の全長をコーティングしたものである。
これら、実施例８、９、および比較例３の測定サンプルを用いて、上記第１の実施形態と同様に応力測定装置１０によって、それぞれの挿入力量を測定した。
各測定サンプルに対する測定結果を、図７のグラフに示す。ただし、比較のため比較例２のデータを併せて記載している。
実施例８、９の医療用チューブ２１では、挿入力量はそれぞれ、０．１８６Ｎ（１９ｇｆ）、０．１５７Ｎ（１６ｇｆ）であった。
比較例３の医療用チューブの挿入力量は、０．１４７Ｎ（１５ｇｆ）であった。
各測定サンプルに対する測定結果を、図７のグラフに示す。ただし、比較のため比較例２のデータを併せて記載している。
実施例８、９の医療用チューブ２１では、挿入力量はそれぞれ、０．１８６Ｎ（１９ｇｆ）、０．１５７Ｎ（１６ｇｆ）であった。
比較例３の医療用チューブの挿入力量は、０．１４７Ｎ（１５ｇｆ）であった。
これらの測定結果から、本実施形態の医療用チューブ２１、および比較例の医療用チューブは、いずれも、比較例２の挿入力量と比べると格段に軽荷重となっている。
すなわち、先端部材３を有しない比較例２との比較では、実施例８、９は、それぞれ３８％、３２％の軽荷重となっている。したがって、チューブ部材２の先端に、コーティング部２２を、チューブ軸方向長さ１５０ｍｍ以下で設けることで、挿入力量が大幅に減少していることが分かる。
なお、比較例３は、最も良好な結果であるが、Ｌ６＝１５０ｍｍの実施例９とは、ほとんど実験誤差程度の違いしかない。また、Ｌ６＝１０ｍｍの実施例８ともわずかの差しかないことから、コーティングの効果は、側面コーティング面２２Ａよりも、端面コーティング面２２Ｂの寄与が大きいと考えられる。そのため、比較例３の全面的なコーティングはコスト高となり、また、量産時にはコーティングの不均一性などによる挿入力量の変動などが発生する可能性もある。
したがって、長さＬ６は１５０ｍｍ以下とすることが好ましいことが分かる。長さＬ６は短いと挿入力量が増大するが、必要な挿入力量に応じて、適宜設定すればよい。上記結果から少なくとも１０ｍｍ以上とれば十分である。
すなわち、先端部材３を有しない比較例２との比較では、実施例８、９は、それぞれ３８％、３２％の軽荷重となっている。したがって、チューブ部材２の先端に、コーティング部２２を、チューブ軸方向長さ１５０ｍｍ以下で設けることで、挿入力量が大幅に減少していることが分かる。
なお、比較例３は、最も良好な結果であるが、Ｌ６＝１５０ｍｍの実施例９とは、ほとんど実験誤差程度の違いしかない。また、Ｌ６＝１０ｍｍの実施例８ともわずかの差しかないことから、コーティングの効果は、側面コーティング面２２Ａよりも、端面コーティング面２２Ｂの寄与が大きいと考えられる。そのため、比較例３の全面的なコーティングはコスト高となり、また、量産時にはコーティングの不均一性などによる挿入力量の変動などが発生する可能性もある。
したがって、長さＬ６は１５０ｍｍ以下とすることが好ましいことが分かる。長さＬ６は短いと挿入力量が増大するが、必要な挿入力量に応じて、適宜設定すればよい。上記結果から少なくとも１０ｍｍ以上とれば十分である。
以上に説明したように、本実施形態の医療用チューブ２１によれば、コーティング部２２を設けることで、湾曲された管路に挿入する際の摩擦抵抗を低下させ、挿入力量を低減させることができる。また、部品点数を低減することができる。また、側面コーティング面２２Ａの長さ寸法を最先端部から１５０ｍｍ以下とすることで製作が容易で、低コストのコーティング部２２を形成することが可能となる。
なお、上記の説明では、医療用チューブの一例として、チューブ部材を、その内径、外径が一定の円管状の部材として説明したが、チューブ部材の形状は、これに限定されるものではなく、必要に応じてこれと異なる形状としたり、チューブ部材上に他の形状を付加したりしてもよい。
また、医療用チューブは、適宜の医療機器の先端側の一部を構成するものであってもよい。
また、医療用チューブは、適宜の医療機器の先端側の一部を構成するものであってもよい。
また、上記の第２の実施形態の説明では、貫通孔１２ｃの孔径がチューブ部材２の内径と同径の場合の例で説明したが、貫通孔１２ｃの孔径は、これに限定されるものではなく、医療用チューブ１１の使用目的に応じて、適宜の孔径とすることができる。
また、上記の説明では、先端部材が中心軸上に貫通孔を備え、医療用チューブが管状とされた場合の例で説明したが、上記第１、第２の実施形態の先端部材３、１２において、貫通孔３ｃ、１２ｃは削除する変形を施してもよい。例えば、図８（ａ）、（ｂ）に示すように、先端部材３、１２に代えて、先端部材３１、４１を備える医療用チューブ３０、４０のような構成としてもよい。
また、上記に説明した各実施形態の構成要素は、技術的に可能であれば、本発明の技術的思想の範囲で適宜組み合わせて実施することができる。
例えば、先端部材３、１２の表面に、第３の実施形態で用いたコーティング処理を施してもよい。
例えば、先端部材３、１２の表面に、第３の実施形態で用いたコーティング処理を施してもよい。
１、１１、２１、３０、４０ 医療用チューブ
２ チューブ部材
３、１２、３１、４１ 先端部材（先端部）
２ａ チューブ表面
３ａ、１２ａ 先端部本体
３ｂ 挿入部
３Ａ、１２Ａ 外周側面
３Ｂ、１２Ｂ 先端面
２２ コーティング部
２２Ａ 側面コーティング面
２２Ｂ 端面コーティング面
２ チューブ部材
３、１２、３１、４１ 先端部材（先端部）
２ａ チューブ表面
３ａ、１２ａ 先端部本体
３ｂ 挿入部
３Ａ、１２Ａ 外周側面
３Ｂ、１２Ｂ 先端面
２２ コーティング部
２２Ａ 側面コーティング面
２２Ｂ 端面コーティング面
Claims (8)
- 湾曲可能な管路に先端部から挿入して用いる医療用チューブであって、
前記先端部が、該先端部を除くチューブ本体表面に比べて低摩擦となるように構成されたことを特徴とする医療用チューブ。 - 前記チューブ本体は、前記先端部を構成する先端部材と、該先端部材に接続されたチューブ部材とからなり、
前記先端部材の材質の摩擦係数が、前記チューブ部材の材質の摩擦係数より低くなるようにしたことを特徴とする請求項１に記載の医療用チューブ。 - 前記先端部材のチューブ外側面におけるチューブ軸方向の長さは、２０ｍｍ以下であることを特徴とする請求項２に記載の医療用チューブ。
- 前記先端部材は、高分子材料からなることを特徴とする請求項２または３に記載の医療用チューブ。
- 前記先端部材は、高分子材料からなるベースマトリックスに、無機粒子を混合してなる複合材料からなることを特徴とする請求項２または３に記載の医療用チューブ。
- 前記先端部は、前記チューブ本体の先端面および先端面に隣接するチューブ外側面にチューブ表面を低摩擦化するコーティングが施されたコーティング部で形成されたことを特徴とする請求項１に記載の医療用チューブ。
- 前記コーティング部のチューブ軸方向長さが、前記先端面から１５０ｍｍ以下であることを特徴とする請求項６に記載の医療用チューブ。
- 前記コーティング部は、親水性材料で形成されたことを特徴とする請求項６または７に記載の医療用チューブ。
Priority Applications (1)
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| JP2008164202A JP2010004919A (ja) | 2008-06-24 | 2008-06-24 | 医療用チューブ |
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| JP2008164202A JP2010004919A (ja) | 2008-06-24 | 2008-06-24 | 医療用チューブ |
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