JPS60168461A - 医学用管の膨張可能なカフ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 異なるポリマー材料からなる変更した組成物は、有意に
異なる性質を有する。特定の分子量の組成物を変性する
と、特定の用途に要求される特別の３− 性質を有する材料全製造することが可能となる。

最近、弾性を有する熱可塑性材料全製造できる可能性に
ついて研究されている。たとえば、天然ゴムおよび人造
ゴムは、それらの製造において加硫工程を必要とする。

生ずる橋かけされた塊は熱の作用下に溶融しない。むし
ろ、塊は単に燃焼する。、ｌ？リシロキサン構造をもつ
シリコーンゴムも橋かけして、弾性を生成する。再び、
シリコーンゴムは加熱したとき溶融しない。

シェル・オイル・カンノｅニーｔｒｉ　、一連（Ｄ　米
国％許３，４８５，７８７　；３，８３０，７６７　；
４，００６，１１６；４，０３９，６２９および４，０
４１，１０３において、ブロックコポリマーの配合物を
用いて熱可塑性を有するエラストマー孕製造する試みを
した。

典型的には、ブロックコポリマーは、式％式％（１） を有する。この熱可塑性エラストマーにおいて、４− コポリマーの中央ブロックＢは所望の弾性を有する。

しかしながら、普通に使用されているゴム材料と異なり
、弾性の中央ブロックは材料全体にわたって橋かけして
一体の塊を形成しない。むしろ、末端のブロックＡｌｆ
ｌ高分子間の要求される結合を提供する。これらの末端
ブロックは通常の熱可塑性的方法で明らかニー綿ニ結合
する。シェル・オイル・カンパニーの材料において、末
端の熱可塑性ブロックは高分子の合計重量の小部分を占
める。

したがって、末端の熱可塑性ブロックに、中央Ｂブロッ
クの弾性塊内に埋め込まれた比較的小さい粒子の形で互
いに付着する。

末端ブロックＡＶＣ、シェル社は典型的ニハモノアルケ
ニルアレン、典型的ニハスチレン、カラ形成したポリマ
ーを用いている。

中央ブロックＢＶＣ、シェル社は共役ジエンポリ　５− マーヲ使用している。ブタジェンおよびイソプレンは弾
性中央ブロックの例である。

コポリマーは、上の式（１）で示唆される３より多いブ
ロック全含有する。こうして、コポリマーは、 Ａ−Ｂ−Ａ−Ｂ−Ａ−Ｂ　（２＋ のように直線的に相互に結合した、いくつかの散在する
ＡおよびＢ２有する。別にあるいは追加的に、ブロック
コポリマーは、 Ａ−Ｂ−Ａ−Ａ−Ａ−Ｂ−Ａ のように主鎖へ結合した枝孕もつブロックを有すること
かできる。あるいは、それは簡単なＡ−Ｂ構造全もつこ
とができる。考察を続けるとき、簡単な式（１）はＢが
弾性ブロックを表わすこれらの変形のすべて全包含する
。文字Ａｔｒｉ、３つのブー　〇　− ロック分子の末端を構成する熱可塑性結合ブロックを表
わす。このブロックコポリマーは、種々の他の成分、た
とえば、鉱油、ポリスチレン、ポリプロピレンおよび酸
化防止剤を含むことができる。

シェル社へ譲渡した米国特許３．４８５．７８７におい
て、Ｗ、Ｒ，−−フェルらは鉱油を加えてブロック−Ｉ
ＩＩ　、Ｉ？リマーを増量している。この特定の特許ニ
おいて、中央弾性ブロックは水素化を行って、ブタジェ
ンブロックからエチレン−ブチレンブロックを生成して
いる。増量油のブリードを防ぐため、米国特許３．８３
０．７６７においてＮ、　Ｊ、コントンは石油炭化水素
ワックス全ブロックコポリマーに加えている。

シェル社の米国特許４，００６，１１６においてＲｌＪ
、　Ｇ、ドミンクエズおよび米国特許４．０３９．６２
９においてＧ、Ｒ，ヘイメスらは、スチレン末端ブロッ
クおよびエチレン−ブチレン中央ブロックの両方につい
て異なる分子量を有するスチレンーエチレンープチレン
ースチレンブロックコホリマーヲ生成している。これら
のブレンドは、明らかに１意図する履物にすぐれた特性
をもつ製品全生成する。

米国特許４，０４１，１０３ｖｃオイテｓ、ダヒトソン
らは、ポリアミドポリマーとスチレンーエチレンーフチ
レンースチレンブロックコポリマーヲフレンドしている
。この特許は、生成物が高温において改良された寸法安
定性を有すると、述べている。

高品質の熱可塑性エラストマーを生成する種々の努力に
かからず、生ずる材料は通常のゴム洞料に関連する性質
の多くを表わさない。たとえば、押出したとき、熱可塑
性エラストマーは表面の平滑性分もたず、また、天然ゴ
ム、人造ゴムまたはシリコーンゴムの弾性ケもたない。

改良された熱可塑性材料、ことに弾性をもつ材料、につ
いての特定の要求は、医学の分野において存在する。多
数のグラスチックが入手できるのにかかわらず、毒性、
不適合性、表面荒さ、柔軟性の不足などの問題のため、
完全に満足すべき解決は得られていない。

米国特許４．１２３．４０９においてり、Ｈ，ケルプル
は、主としてヒトの組織を通過する小口をシールするた
めの熱可塑性エラストマーを提供している。

この材料は、熱可塑性末端ブロックと弾性中間ブロック
を有するブロックコポリマーを利用する。

このコポリマーは、少量の高分子量の油を受け取′る。

この油はコｓｆ　リマーの弾性ブロックと相溶性であり
かつ会合できる。こうして、炭化水素弾性ブロックを有
するコポリマーは、所望の改良全達成するために、炭化
水素鉱油を含有する。同様に、ポリシロキサンが弾性ブ
ロックを表わすとき、シリコーン油は目的生成物の一部
分を形成する。得られる拐料は、この特許に従うと、柔
軟性ならび　９− に皮膚に湿れる能力を表わす。

米国特許３．０３４．５０９においてＲ、に、バーンス
タインらは外科用管に使用するポリエチレンに約０．１
５〜１．００重量係のシリコーン油を加えている。シリ
コーン油を加えると、管への血液の毒性反応を減少する
。また、それは管が生きている組織と長期間接触してい
る場合における血液の凝固全遅延することを助ける。

気管内管は、それを改良するためにがなりの時間および
努力が投入されているほかの医学装置の１つである。気
管内管に関連する問題は、次の文献において論じられて
いる：　Ｗ、Ｗｕ、ｅｔ　ａｌ、。

Ｇｒｉｔｉｃａｌ　Ｃａｒｅ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、　１
．１９７（１９７３）、Ｕ、Ｗｏｒｄｉｎ、　Ａｃｔａ
　Ｏｔｏｒｌａｒｙｎｇｏｌ　５ｕｐｐ１．。

３４５、？　（１９７５１およびＷｏＭＢ　ｅ　ｒｎｈ
ａｒｄ　。

ｅｔ　ａｔ、、　Ａｎｅｓｔｈｅｓｉｏｌｏｇｙ、　４
８．４１３（１９７８）。これらの文献は、気管内管の
主軸を取り巻１０− く膨張可能なカフ（Ｃｕｆｆ　）に問題全集中させてい
る。カフ（Ｃｕｆｆ　）は気管内管を患者の気管内の、
麻酔医が決定した位置に、しつかり固定する。さらに、
カフは気管の少なくとも、一部分を完全に満たして、吸
引流体、たとえば唾液、が気管全通って患者の肺に行く
のを防ぐ。

２つの型のカフは、現在気管内管上に使用されている。

好ましさに劣るカフは、比較的柔軟でない、すなわちし
なやかさに劣る材料を利用してし０る。カフは、収縮す
ると、残留体積が小さくなる。

この小さい体積の″カフは、その＠を膨張させ大きい圧
力が加わる。この大きい横壁の圧力は、気管を非常Ｖコ
著督しく損傷するので、患者は実際に死ぬことがある。

気管内管の第２の型は、高度にしなやかである壁を有し
、収縮したとき、大きい残留体積をもつ、カフを使用す
る。大きい体積のカフを形成する１つの方法は、ポリ塩
化ビニルから形成した小さい体積のカフを沸とう水中に
入れることからなる。

カフを過度に膨張すると、小さい体積のカフは延伸され
て大きいカフとなる。

実際の使用における大きい体積の気管内管の過度の膨張
は、気管に対する横１壁の圧力を小さい体積の型よりも
小さくする。いずれにしても、大きい体積の気管内管は
患者の気管をなお著しく損傷することがある。そして、
それは気管の大きい領域と接触するので、その悪い作用
は小さい体積の型よりも多く気管を損傷する。

その上、大きい体積の膨張はカフの壁中に折り目、すな
わち、°“刈り込み（ｐｒｕｎｉｎｇ　）　”と呼ばれ
る現象、全生成する。気管内で膨張するとき、大きい体
積のカフは通常その全寸法に膨張しない。

それが膨張した場合、それは小さい体積のカフと同じ悪
い作用を示すであろう。しかし、全寸法よりも小さい膨
張は少なくともある量の折り目を保持するカフ壁を生ず
る。しかしながら、これらの折り目は、吸引流体全患者
の肺へ通す流路、倉形成する。しわも気管の内粘膜中に
深いみそを残す。

一般に、気管内管のカフは、ポリ塩化ビニルの組成物を
有し、それはその荒い表面で、患者の気管全刺激する。

さらに、ポリ塩化ビニルは滲出し、毒性反応ｋｇ発しう
る可塑剤を含む。

気管内管上の他のカフは、ラテックスまたはシリコーン
ゴムの組成を有する。これらの両方は、浸漬と長い時間
の硬化を要する熱硬化性材料である。結局、これらの両
方は気管を同様に刺激しうる不均一の表面を有する。そ
の上、それらはピンホールを有することがあり、一般に
最終製品の不合格率が高い。さらに、熱硬化性プラスチ
ックで１３− あるので、不合格の製品は回収し、再使用することが不
可能である。

さらに、各製品は、必要な規準を満足することを確かめ
るために、試験をしなくてはならない。

完全な製品を用いてさえ、ゴム材料は実質的なガス透過
性を有する。結局、カフの内圧は気管内の周囲雰囲気に
依存して増加または減少しうる。もちろん、いずれも悪
い結果をもたらす。圧力が増加すると、気管への刺激は
増加し、圧力が減少すると、吸引流体のカフのまわりか
らの漏れを生ずる。

米国特許４．１５４．２４４においてり、Ｆ、ベラカー
らは、前述のシェル社の材料に類似するブロックコポリ
マーを管のシャンクお支びカフの両方に使用することを
示唆している。詳しくは、ベツカーラハ、スチレン−エ
チレン−ブチレン−スチレンブロックコポリマーの異な
る配合物全利用して、１４− 実質的に剛性のシャンクとは反対に、膨張可能なカフの
異なる性質を得た。その上、この材料は患者の気管を刺
激しうる荒い表面を有する。また、この組成物は、所望
の高度のしなやかさをもつカフを形成する、きわめて薄
い部分に押出すことができない。したがって、気管内管
のための改良された材料についての研究ハ続けられてい
る。

本発明は、弾性熱可塑性炭化水素ブロックコポリマーと
ポリシロキサンとの実質的に均一な混合物からなる組成
物に関する。この組成物は、１種より多い炭化水素ブロ
ックコポリマー全含有することができ、加硫された、あ
るいは橋かけした、ゴムによってのみ従来得られた物理
的および表面的性質を有する。本発明のポリシロキサン
とコポリマー全含有する組成物は、炭化水素ブロックコ
ポリマーの熱可塑エラストマーを用いて従来達成されな
かった、薄さに、加工および押出しが可能である。

熱可塑性弾性炭化水素の全体にわたってポリシロキサン
を分散させると、著しく平滑な表面ケ現わすことができ
る組成物が得られる。詳しくは、表面は微視的にシリコ
ーンゴムのそれに匹敵する平滑さ４有することができる
。

典型的には、組成物は（）、１〜１２重量％以上のポリ
シロキサンを含む。これは、ポリシロキサン分子がエラ
ストマーの高分子の炭化水素主鎖と比較して異なる性質
をもつので、予期されない結果ケ表わす。

組成物のポリシロキサン含量は、組成物が認められうる
量の鉱油を含有するとき、さらに異常なものとなる。事
実、鉱油は組成物の合計重量の６０％を占めることさえ
できる。それにもかかわらず、組成物は認められうる・
量のポリシロキサン全含有し、有益な結果全達成するこ
とができる。

組成物は２５％までのポリスチレンを含有スることがで
き、また他の添加剤、たとえば、ポリプロピレン、を一
般に組成物の合計重量４５％より少ない量で含むことが
できる。組成物−ｆｚＸ線に対して不透明とするために
、硫酸バリウムを添加できる。１．ｆ７：、、発泡剤は
組成物を気泡密度の生成物の形とすることができる。さ
らに、酸化防止剤を組成物に含めることができる。

ブロックコポリマーは、Ａ−Ｂまたは好ましくはＡ−Ｂ
−Ａの構造を有することができ？、）ここでＡはモノビ
ニルアレンポリマーブロックの形である。エラストマー
の性質を与えるために、Ｂｄ水素化またに非水素化共役
ジエンポリマーブロックであることができる。

スチレン−エチレン−ブチレン−スチレンの高分子はこ
の型のブロックコポリマーの主な例であり、ここでスチ
レンブロックは典型的にはコポリ−萱・７− マーの重量の約２０〜５０％を構成し、一方エチレンー
ブチレンブロックは残りの５０〜８０％を構成する。ス
チレンブロック自体は通常５，０００〜４０．１１００
の範囲の分子量を有する。エチレン−ブチレンブロック
はスチレンブロックの分子量を大きく超え、そして２０
．０００〜ｓ　ｏ　ｏ、　ｏ　ｎ　。

の近似範囲に入る分子量を有する。コン１￥リマーの合
計の分子′！ｉ′は、典型的には５０．１１　（１０〜
６００．００（１の範囲である。

１種より多いブロックコポリマーを用いて本発明の組成
物を調製するとき、ブロックコポリマーは末端Ａブロッ
クと中央Ｂブロックの含量が異なる。

ポリシロキサンは、本質的に線状のポリシロキサンであ
り、室温（２０〜２５℃）における動粘度が約２０〜約
１０６、好壕しくは約２００〜１３、ｏｏｏセンチスト
ークスである。ポリシロキ１８− ザンなの典型的な例は、シリコーン油である。ポリシロ
キサンは、反復構造 好−ましくｉｄ、ＣＨ３そして、ｎ１ｒｆ、１０〜２０
，０００の範囲の正の整数である、 を有する。

エラストマー組成物の製造は、弾性熱可塑性炭化水素ブ
ロックコポリマーをポリシロキサントマず混合すること
からなる。次いでこの混合物を十分に加熱して、コポリ
マーを溶融する。この溶融した混合物を加圧して、成分
を緊密に結合してエラストマー組成物全生成する。この
混合物を加熱し、そして剪断圧力を加える工程は、通常
押出機において実施する。溶融した混合物へ加える圧力
全増加すると、最終生成物の性質は改良されるように思
われる。押出機はその計喰区直においてスクリュー上に
大きい部分、たとえば、４０％のねじ上と４対１以上の
圧縮比をもつことさえできる。

こうして溶融した混合物に加わる圧力は、１．５００ｐ
　ｓ　ｉ　（１ｏ　５Ｋｇ／ｃａｌ、２，５０　ｏｐｓ
　ｉ　（１７８に？　／　ｃｒｌ　）　Ｙｉたはこれよ
りかなり大きいｆ直にさえなることがある。

ポリシロキサンケ含有するエラストマー組成物は、種々
の型の医学装置＃に使用できる。ン１？リシロキザンは
、ヒトの組織と長期間接触するエラストマーの適当性全
改良するように思われる。

本発明のポリシロキサン含有炭化水素エラストマーを用
いることができる医学装置の１つは、流体が通過できる
細長い中空管の形の軸を含む。膨張可能な流体密な容器
が、この管をその両端の間で取り囲む。それは管の端の
一方の近くに位置して、管ケ患者の体中の特定の位置に
定着する。フオレーカテーテルおよび気管内管は、この
型の医学装置を表わす。

次いで、この装置は容器中に膨張流体圧力全導入する圧
力手段を備えなくてはならない。これはる患者の体内に
位置する。通常、この圧力装置は装置の主軸の壁の内側
金走る導管の形を取る。容器また１丁カフは、有利には
、全体にわたって実質的に均一に分布した本質的に線状
のポリシロキサンケ有する熱可塑性弾性炭化水素ブロッ
クコポリマーの組成物を有することができる。

１１？リシロキサンを含有するブロックコポリマーは、
ヒトの組織に対してきわめて不活性であると思われる。

こうして、気管内管の膨張可能な容器は、毒性反対によ
る刺激なしに、気管の壁と接触２１− した状態にあることができる。

さらに、本発明の月料が有する薄い部分における弾性的
しな−やかさが大きいので、それが気管全密閉する圧力
より大きい膨張圧力ケ採用できる。

横壁の圧力全最小とすることにより、この拐料は他の現
在使用されている気管内管により誘発される多くの複雑
化した問題を回避する。

本発明のポリシロキサン含有コポリマーは大きい弾性を
もつと同時に残留体積が小さいので、気管壁に対して均
一に膨張して完全な密閉を形成することができる。こう
して、吸引流体が患者の肺へ入るのが防止される。

その上、その弾性のため、容器壁は、すぼむと、折り目
を形成しないで管軸に対して密に収縮できる。さらに、
この材料はきわめて平滑な表面を有する。−緒に、これ
らの特徴は、装置の挿入、保持、および取り出しのとき
、気管壁への損傷を避２２− ける助けをする。

装置の軸と膨張可能なカフが互いにぬれる相溶性の組成
を有する場合、ヒートシールによりそれらケ接着するこ
とができる。しかし、２つの組成はこのような相溶性を
欠くことができる。これは７１？す塩化ビニルの軸を用
いる場合を表わす。この場合において、熱収縮性プラス
チックのスリーブを用いてシリコーン含有ポリマーを軸
へ付着することができる。収縮性スリーブの一部分は、
熱収縮後、軸自体と接触すべきである。次いで、セメン
トのビードは、スリーブと管の主軸との間の密なシール
を保証する。

ポリシロキサンにより弾性熱可塑性炭化水素ブロックコ
ポリマーに付与された改良された加工性により、組成物
を押出してきわめて薄いシートにすることができる。事
実、組成物は約０．０１５インｆ　（０，０３８ｃ７ｎ
ｌより大きくない厚さを有するオリフィス全通してウェ
ブの形に押出すことができる。事実、それは０．００５
インチ（Ｑ、０１３ｃｙｍｌ程度に小さいオリフィス全
通して適切に押出すことができる。

さらに、この材利け、押出し後延伸すると、さらに厚さ
を減少することさえ可能である。管の形で押出したとき
、材料は管の形状全保持するとき助けとなる内部の空気
圧に耐え算ることができる。

本発明によれは、７１？リシロキサン、好壕しくはシリ
コーン油を１種以上の弾性熱可塑性炭化水素ブロックコ
、１ｆリマーに加えることによって、いくつかの顕著な
所望の結果が達成される。初め、材料はその加工性を実
質的に改良する。これは材料を薄いウェブに押出すとき
とくに重要である。、Ｉ？リシロキサンを加えないと、
材料は溶融した〕０ラスチツクを、押出し機のオリフィ
スから出るとき、液滴とさせ、こうして荒い表面とさせ
る、流れおよび表面の性刊ヲ有するように思われる。

溶融した材料の凝集する傾向は、いくつかの方法でその
加工性を妨害する。初め、押出された材料は高度の表面
平滑性をもつことができない。溶融した材料は液滴を形
成しようとするので、表面は山、谷、さらにはクレータ
−で特徴づけられるようになる。ポリシロキサンは、溶
融した材料の表面エネルギーを明らかに減少させること
により、押出されたプラスチックは非常に平滑な表面を
もつことができる。

第１図は、分散したポリシロキサンを含有する熱可塑性
弾性炭化水素ブロックコポリマーの表面の電子顕微鏡写
真である。この顕微鏡写真は、２、　ＯＯＯＸの倍率で
、エラストマー０表面上のほこりの粒子を示す。第１図
に示す材料は、ポリスチレンが端ブロックであり、そし
てエチレン−ブチレンコポリマーが中央ブロックである
Ａ−Ｂ−２５− Ａブロックコポリマーの組成を有する。それは寸た約５
０重量％の鉱油、５％の７１？リプロピレン、多分４？
リスチレンおよび種々の酸化防止剤を含む。

アメリカ合衆国テキザス州ノ・ウストンのシェル・ケミ
カル・カンノミニーは、Ｉ（ｒ（ＬｔＯｎ　Ｇ２７０５
と標示するポリシロキサンを含有しない基本ン亡すマー
を販売している。；１？リシロキ１〕゛ンは、最終組成
物の約３重量％全構成腰後述する方法に従いブ、ロ１ツ
クコ４￥リマー内に分散分れる。アメ１１力合米国ミシ
ガン州ミドランドのダウ・コーニング・カン・ぐニーは
、３６０医薬級脱蔵シリコーン油としてポリシロキサン
を提供している。適当な酸化防止剤（ｒ）ＶｉｌＪ　ｎ
　、チハーカイギー・コー、＋２レーションの製品のＩ
ｒｇａｎｏｘである。

医学的目的、ことに気管内管のカフに普通ＶＣ使用され
ている他の材料の匹敵する顕微鏡写真は、第２〜４図に
示されている。これらの各々は第１２６− 図と同じ倍率である。

詳しくは、第２図は、可塑化したポリ塩化ビニルから作
った気管内管のカフの表面を示す。この組成物は、気管
内管に広く使用されている。この顕微鏡写真から容易に
明らかなように、表面は実質的に不規則である。この表
面の荒さは、患者の内粘膜を刺激し、損傷する。

第３図は、ラテックスゴム材料の同様な２，０００×の
表面を示す。再び、容易に明らかな表面の荒さは、患者
に対する刺激作用を有する。

第４図は、シリコーンゴムから形成した気管内管のカフ
の表面の顕微鏡写真である。この写真から明らかなよう
に、ゴムは小滴を形成する傾向が多少ある。それは別と
して、表面は比較的平滑に見える。第１図と第２図を比
較すると、分散したｄｅ　ＩＪシロキザンを含有する熱
可塑性炭化水素ブロックコポリマーは、シリコーンゴム
の表面平滑性ることか示される。

ポリシロキサンにより生じた表面効果は、組成物の表面
におけるシリコーン分子のわずかに増大した濃度から誘
導されるように思われる。下に考察する加工技術は、組
成物全体にわたってポリシロキサンを均一に分散させる
。しかし、材料表面へのシリコーン分子のわずかの移動
が起こる。結局、利料の表面は、約５０〜２０．Ｏｕｍ
の深き１で、シリコーン分子の濃度が材料全体のそれの
ほぼ２倍であるように思われる。この層の薄さは、もち
ろん、そこの大きい濃度が材ｔ１全体にわたるポリシロ
キサンの容積濃度に影響をおよぼすの孕防ぐ。結局、巨
視的に、この利料は７１？リシロキザンを実質的に均一
に分散させて有する。これにより、この表面はポリシロ
キサン全含有しない炭化水素ブロックコポリマーと実質
的に異なる。

表面の平滑さとポリシロキサンの濃度の両方は、桐材の
血液の適合性を予告する。

前述のンエル社の特許は、弾性熱可塑性炭化水素ブロッ
クコポリマーについて一般に述べている。

それらの特許ならびにシェル社の米国特許再発行２７、
１４５　（Ｒ，Ｃ，ジョーンズ）に記載される情報は、
下記の熱可塑性ゴムの考察に一般に適用される。

典型的には、Ａ−Ｂ−Ａ弾性炭化水素ブロックコポリマ
ーの中央のＢブロックは、弾性をもつ分子を提供し、そ
してＢブロック自体はゴムの性質を有する。共役ジエン
から形成されたポリマーはこの役割に有利であることが
わかった。ブタジェンとイソプレンは、重合後、中央の
弾性ブロックを与えたモノマーである。さらに、ブタジ
エンブロックは水素化されてエチレン−ブチレンコポリ
マー弾性ブロックとなることができる。

２９− 生ずるブロックコポリマーに、典型的［Ｕ、弾性Ｂブロ
ックにより主として決定される機械的性質を有する。し
たがって、中央ブロックはブロックコポリマーの合計の
分子量の少なくとも主要部分を提供する。事実、それは
通常最終生成物の分子量（７）５０〜８０％を提供する
。中央Ｂブロックの分子量は通常２０，０００〜５００
，０００（７）範囲内に入り、そして典型的には２０．
０００〜２００、０００の狭い範囲内に入る。

コポリマーの末端の４ブロツクは、熱可塑性ゴム中の個
々の高分子間の結合を提供する。これらの末端ブロック
自体は、熱可塑性物質として作用する。それらは通常弾
性を表わさない。しかし、それらは最終ニジストマーの
分子量の主要部分を占めるが、それら自体の機械的性質
を生成物に付与しない。

Ａブロックの分子間の熱可塑的接着は、天然ゴ３０− ム、ラテックスゴムまたはシリコーンゴムの加硫の代わ
りをする。加硫において、実際の化学的結合はゴム全構
成する高分子の間で起こる。これらの橋かけ反応は一般
に高温において起こり、こうして材料にパ熱硬化性′″
という名称を付す。これらのゴムは一般に“硬化寸りは
必要な交差結合を行うのに長い時間を要する。橋かけは
、可逆ではない。結局、非可塑性ゴムは、いったん特定
の形に硬化すると、溶融して異なる形に適合させること
はできない。高温において、それらのゴムは単に酸化さ
れ、あるいはより極端な場合において、燃焼する。

ブロックコポリマーの末端Ａブロックは、すべて熱可塑
性物質の物理的引力結合特性により、互いに月着する。

こうして、固体の形であるとき、いくつかの分子の末端
ブロックは互いに付着して、材料全体にわたって必要な
結合全提供する。付着した末端ブロックは小さいグルー
ｆまたは°“粒子″を形成し、それらは材料の主要なエ
ラストマ一部分内に埋め込捷れている。これらの粒子は
、塊中の種々の高分子？結合して一体的な統−物にする
作用葡する。

高温において、これらの異なる高分子の物理的に結合し
た末端ブロックの“′粒子″は実際溶融する。次いで材
料全体は液体または溶融した状態をとり、そして通常の
加工技術、たとえば、押出し、プロ成形、ｉたは射出成
形全実施できる。冷却すると、異なる高分子の末端ブロ
ックは再び互いに物理的に結合し、粒子を形成する。次
いで材料は、末端Ａブロックにより融合して固体状＠Ｖ
Ｃなったとき、それが有した形状全一般に保持する。

モノビニルアレンと分類する分子のクラスは、これらの
ポリマーに適当な熱可塑性末端Ａブロックを与えた。重
合して末端ブロックとすることができるモノマーの例は
、イソグレンおよびアルファメチルイソプレンである。

これらの２つのうちの前者は、一般に広く分布されてい
る。

末端Ａブロックは一般に５，０００〜４０，０００の範
囲内の分子量を有し、はとんどはｓ、ｏｏｏ〜２０、０
００の範囲内に入る。末端ブロックは、高分子の合計重
量の約２０〜５０％を構成する。

前述のように、弾性ブロックコポリマー分子１Ａ−Ｂ−
Ａ式で示唆されるブロックを２つまたは３つ以上含むこ
とができる。高分子は式（２）または（３）で示唆され
る線状または分枝状で配置された追加のブロックを含有
できる。この結果、熱可塑性Ａブロックは分子のすべて
の末端における末端ブロックを実際に表わさないことが
ある。

いずれにしても、高分子は一般にｓ　ｏ、　ｏ　ｏ　ｏ
〜６００．０．００の範囲内の合計分子量を有する。

前述のように、ブロックコポリマーの１以上は３３− 組成物を形成するとき使用できる。■より多いブロック
コポリマーを使用するとき、これらのブロソクコ７１？
　ＩＪママ−それらの中に存在する末端Ａブロックおよ
び中央Ｂブロックの量に関して互いに異なる。たとえば
、約２８重量係のスチレンブロックＡ（例、シェル社ｔ
ｒ）Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ　１６５０　）　ｋ含有スる第１
ブロックコ、Ｉ？リマーと約３３重量％のスチレンブロ
ックＡ（例、シェル社のＫｒａｔｏｎＧ１６５１）全含
有する第２ブロツクコポリマーとの混合物を使用できる
。第１ブロツクコポリマー対第２ブロツクコポリマーの
重量比は、１５：８５〜５０：５０の間で変化できる。

ポリシロキサンは、次の反復構造 ３４− そしてｎはｌＯ〜２０．０００の間の正の整数である、 を有する。入手容易なシリコーン油は、一般に基Ｒ７お
よびＲ２の両方がメチル基である。ポリシロキサンは、
上の式で示すように本質的に線状である。ポリシロキサ
ンの好ましい例は、シリコーン油である。

ポリシロキサンの粘度（ｒ：ｉ、エラストマーの塊また
にペレットの破損およびそれらとの混合が円滑に行える
ようなものであるべきである。この結果、動粘度は約２
０〜１．０００．０００センチストークスの範囲内であ
るということが一般に必要となる。

上の範囲の下限において、ポリシロキサンでポリマーの
ベレットヲ被覆することが困難となる。好ましい実施態
様として、２００〜１３，０００センチストークスの動
粘度を有するシリコーン油は好適に使用できる。

最終生成物全医学的用途に使用１するとき、医学等級の
ポリシロキサンを使用できる。さらに、ブロックコポリ
マーへの導入前にン１？リシロキサンケ脱蔵すると、滲
出し、患者の組織を刺激することがある非常に低分子欧
の物質が除去される。

ポリシロキサンは、一般に、エラストマー組成物の合計
重量の約０．１〜１２％、好１　Ｌ　＜　ｉｌ′ｉｉ〜
７％孕構成する。ポリシロキサンのこの量捷でを吸収し
うる炭化水素の能力は、驚くべきである。

ポリマーの炭化水素の主鎖は、２１？リシロキサンのシ
リコーン構造に比べて、全く異なる性質を有する。

潤滑剤として実質的な量の鉱油をすでに含む、１９リマ
一組成物について、予期されない結果が得られる。鉱油
は、存在する場合、組成物の合計重量の６０％まで全構
成できる。典型的には、鉱油は組成物の合計重量の２５
〜５０％全構成する。

さらに、鉱油とンＪ？リシロキサンは、また、明確に異
なる化学的性質を有する。前者はポリシロキサンのシリ
コーンに比べて炭化水素の組成を有する。その上、鉱油
はポリシロキサンを収容すると思われる空間を満たす。

しかも、５０％の鉱油全含有する組成物はなお数饅のポ
リシロキサンを含有して著しく異なるエラストマーを生
成することができる。

本発明の弾性組成物にポリプロピレン全バインダーとし
て加えると、弾性組成物は剛化する。ポリプロピレンは
またその弾性をわずか減少する。

ポリプロピレンの添加量は、一般に組成物の合計重量の
４５％より小にとどまる。

また、ＢａＳＯ４に加えると、ポリマー組成物は剛化す
る。Ｂ　ａ　Ｓ　Ｏ４は、もちろん、ポリマー組成物を
Ｘ線に対して不透明にする。二酸化チタン顔料も、ポリ
マーの外観に影響を及ぼすことができ３７− る。ポリスチレンは、ポリマーのレオロジー性孕助ける
ことができる。

配合の間ポリマーに発泡剤全卵えると、著しく異なる型
の生成物が得られる。実質的に充実の桐材よりむしろ、
空気全含有し、密度が著しく減少した気泡生成物が得ら
れる。この気泡熱可塑性エラストマーは、一般にスポン
ジの触感を有する。

非毒性の発泡剤を用いると、得られる生成物ケ医学的に
使用できる。１つの非毒性の発泡剤はアゾビスホルムア
ミドである。約２％の量で加えると、それｔｒｓｃｏ２
ガス全発生する。溶融したエラストマーでおおわれた気
泡は、固化後、スポンジ様月料を生成する。この発泡し
た生成物は、創傷の詰め物として使用できる。

分散したポリシロキサンを含有するエラストマー組成物
の製造は、炭化水素ブロックコポリマーを用いて開始す
る。弾性熱可塑性物質を製造する＝３８− 技術は、前述の特許を含む多くの参考文献に記載されて
いる。また、通常の添加剤の添加についても、考察され
ている。

異なる量の構成ブロックを有する１以上のブロックコポ
リマーであることのできる弾性樹脂の塊寸りに、ベレッ
ト全、ポリシロキサンと混合すると、前者は後者で被覆
される。これを行うため、被しット捷たは塊とポリシロ
キサンをタンブラ−内で混合できる。追加の成分、たと
えば、ポリプロピレン、月？リスチレンおよび７寸たは
ＢａＳＯ４１ｚ、この時点で混合物に加えることもでき
る。

被覆すれたエラストマーのベレットまたは塊は、次に加
熱して溶融する。溶融した被覆された塊またはペレット
に剪断圧力を加えると、ポリシロキサンは混合物中に実
質的に均一に分散されるように思われる。溶融に要求さ
れる熱は、もちろん、個々のエラストマーに依存する。

典型的ニハ、それは１６０℃〜２２５℃の範囲である。

ブロックコポリマーを加熱により溶融した後、ブロック
コポリマー１．Ｈ５リシロキサンおよび他の前述の適当
な成分からなる混合物ケ、必要に応じて複数のカレンダ
ーロールに供給して混合物のシートを形成することがで
きる。その後、それらのシートの切断ストリップを押出
し機または圧縮成形機に供給して剪断圧力を加えて、ポ
リシロキサンの分散全良好にすることができる。

ポリシロ゛キサン全適切に分散するために、この組成物
全適当縫の圧力、通常約１，５００ｐｓｉ（ｌｏ　ｓ　
Ｋｇ／ｃａｌに暴露する。しかしながら、圧力ケ増加す
ることにより、生成物の性質は改良される。こうして、
溶融した混合物に２，５００ｐｓｉ（１７６Ｋｑ／ｃｒ
ｌ）、３．ｏｏｏ　（２１１ｈ／ｃ＋Ｊ）ｔタホそれよ
り高い圧力に暴露することができる。

押出し機は、ポリシロキサン全組成物中に分散させるの
に必要な温度および圧力を達成する最も便利な手段を提
供する。押出し機はいくつかの温度ゾーンを有し、こう
してポリマーの塊ｔｆ７ＣｕぺＪット全溶融に要求され
る温度段階に通すことができる。

しかしながら、標準の押出し機はポリシロキサンを完全
に分散させるために十分な圧力を加えることができない
。第５図は、より大きい剪断圧力を樹脂材料に加えるよ
うに変更した。押出し機のスクリュー２０を示す。

スクリュー２０は、大ていの押出し機に％徴的な３つの
ゾーンを有する。供給ゾーンとして知られた第１区両２
１ば、ポリマーの波レットの溶融を開始し、そしてベレ
ット全圧縮または遷移ゾーン２２へ勅かす。そこでポリ
マーは一般に完全に溶融し、そして十分な剪断応力４受
けて、成分は一緒に混合される。計量区画２３は、通常
溶融し４１− た樹脂をダイへ既知の速度および圧力で供給する。

第５図に示すスクリューは、２４：１の長さ対直径（Ｌ
／Ｄ”）比を有する。この型のスクリューにおいて、計
量区画２３は典型的にけ全スクリューの合計ねじ山−！
タハピンチ長さの約２０〜２５％を有する。第５図に示
す変魁したスクリュー２０において、計覇゛ゾーン２３
は２４．６２のねじ山のスクリューの合計の１０のねじ
山２４を有し、供給区画２１は６．６２のねじ山２７を
有し、そして遷移区画２２は８つのねじ山を有する。

こうして、スクリュー２０について、計量区画２３は合
計のねじ山の４０％を有する。ねじ山のこの大きい部分
は、樹脂が計量区画２３中にとどまりかつ前記歇の圧力
がそれに加わる時間の長さ全増加する。

さらに、第５ａ図に示すように、計量区画２３のねじ山
２４け、供給区画２１のねじ山２７より４２− も非常に小さい断面積を有する。事実、供給区画のねじ
山２７の深さ２８は、計量区画のねじ山２４の深さ２９
の４倍寸でである。この４：１の高い圧縮比は、計量区
画２３における付所へ加わる圧力を著しく増加する。圧
力をさらに増加するためＫば、供給区画のねじ山２１か
ら計量区画２３におけるねじ山への圧縮比は５：１以上
とすることさえすることができる。この比が増加するに
つれて、材料はより小さいねじ山２４中に絞られ、こう
して、より大きい剪断カケ受ける。

当然、ねじ山２４におけるポリマーが受ける圧力は捷た
押出機を去るときポリマーが通過するオリフィスの大き
さに依存する。００１５インチ（０，０３８ｃｍ　）、
０．０１０インチ（０，０２５ｃｒｎ）または０．００
５インチ（０，０１３釧）のより小さいオリフィスの大
きさにおいて、ある時間にわたって押出機をわずかに少
量の樹脂が去るだけである。残部はオリフィス開口に対
してたまり、そしてポング区画２３におけるポリマーへ
の圧力を維持する。

大きいオリフィスは、もちろん、計量区画２３における
圧力を消散させる。しかし、ベレー力−ブレートと呼ば
れるスクリーン紮、１・−ピード区画３０に隣接して配
置して、１ｆｌＴ！区画２３において十分な背圧を保持
できる。このスクリーンは１００メツシユまたはこれよ
り細かい網目４有することができる。

ブレーカーグレートケ越えた溶１ｉ１１１１フＪ？リマ
ーの通路中に追加の障害物を配置して、計量区画２３に
おける圧力を増加することもできる。さらに、押出機の
孔がオリフィスの大きさに狭くなる距離であるランドを
長くして、ねじ山２４において所望圧力全保持すること
ができる。圧力ブレンダ−と混合ヘッドｉｔた圧力全増
大することができる。

適当に変更した押出機は、ブレーカ−プレートにおいて
３，００　（ｌｐｓ　ｉ　（２１１Ｋｒ／ｃｔＩ）の圧
力下に樹脂をダイに送ることができる。

２社で製造された押出機は、ポリシロキサンをブロック
コポリマーと適切に混合した。第１のブラヘンダー（Ｂ
ｒａｂｅｎｄｅｒ　ｌ押出し機は、２０〜１０５ｒ　ｐ
ｍで作動する３／４インチ（１，９１ｍ）の５：１の圧
縮比のスクリューを用いる。３つのゾーンは１８０°Ｃ
にとどまり、一方ダイは１７０℃である。この押出機は
、ポリマーの幅００２０インチ（０，０５１ｃｒｎ）’
にもつ２インチ（５，０８ｃｍ１のシート全製造する。

ＨＰＭ押出機（アメリカ合衆国オハイオ州マウント・キ
ＩＪ　−）”のＨＰＭコーポレーション製）ハ、４：１
の圧縮比の２５インチ（６，３５ｃｍ　）のスクリュー
全使用する。スクリューは１０〜５ａｒｐｍで作動し、
そのゾーンは１８８℃〜１９３°Ｃの温４５− 吸音維持する。ダイの温度は２００℃である。

この月料は、いったん製造されると、熱可塑性物質とし
て、通常の製品形成技術に付す。こう１〜で、それを、
もとの押出しにおいて形成されていないとき、特定の形
状にさらに押出すことができる。それ１ｄ−ｆた通常の
ブロー成形技術に付すことができる。その−ヒ、この材
料は熱可塑性であるため、スクラップおよび不合格部品
を再使用できる。

分散したポリシロキサン全含有するエラストマーは、広
範な用途を有する。事実、唯一の制限はこのような用途
を思いつく能力であると思われる。

用途に、食品の包装材料−！たは自動車のシートカバー
のような普通の製品を含めることができる。

事実、分散したポリシロキサン全含有する熱可塑性エラ
ストマーは非常に低温においてその弾性を保持する。こ
うして、それは前述の食品の包装材料およびシートカバ
ーのような用途に高度に適す４６− ると思われる。

その−ヒ、分散したポリシロキサンを含有する熱可塑性
ニジストマーは、医学器具のような高度に複雑な用途を
有することもできる。毒物試験により、前述の例に従っ
て製造した材料はヒトの組織と接触したとき非毒性にと
ど凍ることが示される。

さらに、７日間の試験期間中、浸出によるマイナスの効
果は起こらなかった。こうして、この材料はヒトの体中
に移植できる物体として使用することもできる。

とくに、中実軸上の膨張可能な気球を有する医学装置附
１、本発明の分散したポリシロキサンを含有する熱可塑
性エラストマー組成物の利点を得ることができる。第６
図に示す気管内管３３は、この型の医学器具の一例であ
る。

気管内管３３に、主軸３４を含む。犬ていの気管内管に
おける軸３４は、透明の柔軟な医学的−外科等級のポリ
塩化ビニルの組成を有する。前述のように、５ＥＢＳ熱
可塑性エラストマーを＋１ｑ１１３４として使用するこ
ともできる。＋Ｉｉｌ＋　３４は、一般に、実質的に剛
性の構造をもち、そして気管中への挿入全促進するため
に、一般に１３０〜１４０間の半径の永久的な均一な円
弧をもつ。

軸３４は、２５關〜１０ｍｍの範囲の内径をもつことが
できる。その長さは内径に依存して２４０Ｉｌ１ｍ〜３
６０１Ｉ１ｍの範囲である。

“末″端３５げ３０°〜４５°をなし、そしてアイ３６
をもつマーフィン先端を有する。末端；う５およびアイ
：３６は、所属医が管３３を気管中に遠くに挿入すると
、患者の両方の気管支への通路を提供する。

軸３４の他方の“′基部″”；４”ｔＡ　３７　ｎ、ア
ダプター３８全受は入れる。それは、一般に、ポリプロ
ピレンの組成をもち、そしていくつかの会社から別々に
販売されている。アダプター３８に、患者の呼吸全促進
する実際の装置へ接続される。

１．た、軸３４は膨張可能なカフ４１を有する。

カフ４１は、一般に前述した、分散したポリシロキサン
を含有する本発明の５ＥＢＳブロツクコポリマーから形
成される。好ましい５ＥＢＳブロツクコポリマーは、シ
ェル社のにγａｔｏｎ　Ｇ　２７０５であり、これは２
８ニア２の重量比のスチレンとエチレン−ブチレンとの
混合物からなる。さらに、この混合物は５重量楚のポリ
ン０ロピレンと４５重情襲の鉱油を含有する。カフを作
るために、４重ｆｉ係のポリシロキサンと残部のシェル
社のＫｒａｔｏｎＧ２７０５からなる組成物を形成し、
加工する。

カフ４１のための管は典型的には０００９〜０、０１０
インチ（０，０２０〜０．０２５　ｃｍ　］の厚さを有
する。

この管と気密室を形成するために、カフ４１の４９一 端４２および４３全軸３４ヘシールすることが必要で」
）る。軸３４がカフ４１と同じ組成ケもつとき、それら
は熱溶接により互いに接着することができる。たとえは
、端４２および４３とｌ１ｑｌｌａ４の隣接部分全音波
溶接により溶融することができる。

次いで各成分からの溶融材料は混合し、冷却後、互いに
接着することができる。一般に、これらの２つの成分の
材料が相溶性であり、浴融したとき、互いにぬれるどき
、カフ４１を４１１１３４ヘヒート・ンールすることが
できる。

しかしながら、カフ４１の５ＥＢＳブロツクコポリマー
との相溶性に欠けるポリ塩化ビニルから軸３４を形成す
るとき、それらはヒートンールすることができない。し
たがって、カフ４１ｉンールするためには、収縮性スリ
ーブ４４および４５を用いてカフの端４２および４３を
軸３４に対して圧縮する。ジルブレス・インターナショ
ナル・５０− コー７ノ？レーションは、この材料ケ“５ｋｉｎ　Ｔｉ
ｇｈｔ４３ｏＲＫ”として医学−外科等級で販売してい
る。この材料は、３秒間３００Ｆ（１４９°Ｃ）に加熱
すると、カフ４１の端４２および４３のまわりに気密シ
ール全軸３４に対して形成する。

通常、収縮性スリーブ４４および４５は、十分子カッ４
１を所定位置に保持し、そしてカフの端４２および４３
の丑わりに気密シールを形成する。

しかし、シールはセメントのビード４６および４７によ
りさらに維持することができる。典型的な例として、セ
メントは５部のテトラヒドロフラン中に溶けた１重量部
の透明な８５デユロ（ｄｒｂｒｏ１食品医薬投与（ＦＤ
Ａ）外科等級ポリ塩化ビニル（ｐｖｃ、）２含む。次い
で、この混合物に７部のメチルイソブチルケトンを加え
て、最終セメントケ調製する。このＰＶＣ基七メン）Ｕ
、輔３４と収縮性スリーブ４４および４５の両方のポリ
塩化ビニルに付着する。スリーブ４４および４５に４、
収縮シてカフ４１の気密シール？形成した後、セメント
４６および４７のビードは＋ｉｌ＋　３１１のスリーブ
４４および４５の接合部に配置する。

患者の気管の内１ｉｌｌＩにいったん配置した後、カフ
４１に１膨張流体、通常空気、全導入してそれを患者の
気管壁に対して定着しなくてはならない。しかし、患者
の気管の内側において、軸３４の末端３５ならびにカフ
４１は、所属医により直接に取り扱い不可能となる。し
たがって、第７図に示す軸３４は、その全長を走る内腔
５０を有する。内腔５０は膨張流体をカフ４１に導入可
能とする。

内腔５０中の流体ケカフ４１へ導入するために、軸３４
はノツチ５３ケ形成されて有する。ノツチ５３は軸：（
４」−のｉ）る位置を有し、セして内腔５０全横断する
のに十分な深さケ有する。したがって、内腔５０内の流
体はカフ４１に入り、それを膨張させることができる。

棒５４は内腔５０全ノツチ５３と軸の端３５との間で満
たす。これは内腔５０中の流体が軸の端３５中の内腔の
開口から逃げるのを防ぐ。棒５４は、とくに、７０デュ
ロ硬度の非毒性のＰＶＣの組成葡有する。それは捷た３
００重量部ＢａＳＯ４を含有して、Ｘａに対して不透過
性である。これにより、Ｘ線の機械で、気管内管３３の
気管への挿入を観察できる。少量のメチルイソブチルケ
トンは、挿入全促進し、棒５４を内腔５０中にシールす
る。

軸３４は内腔５０と連絡する第２ノツチ５７を含む。次
いで、空気膨張管５８はノツチ５７を経て内腔５０へ入
る。少量のメチルイソブチルケトン會適用すると、管５
８の導入が促進される。これにより、ＰＶＣから作られ
た管５８は内腔５０の内表面に付着し、流体密なシール
を形成する。

５３− 前述の同じＰＶＣセメントの小滴５９ば、管５８を軸３
４へしつかり付着させる。

膨張管５８は、次に浸漬したプラスチゾルの医学等級Ｐ
ＶＣから形成された・々イロソト気球６０へ接続する。

高度に柔軟な構造を有する気球により、カフ４１に実際
に入る膨張圧力を視的に監視することができる。カフ４
１中の圧力が増加すると、・ぐイロット気球６０の大き
さは大きくなる。

最後に、ノξイロット気球はロバーツ（Ｒｏｂｅｒｔｓ
　１）弁６２　（ハルキーーロパーツ・コーポレーショ
ンから入手できる）へ接続する。その弁は、ロバーツの
弁Ａ１０−ＡＣ８と標示され、ビニルフポリマーの組成
を有する。

弁６２はレウアーーロツク（ｌｅｒｔｒ　−１ｏｃ　）
注射器を受け入れる。注射器を弁６２へ挿入すると、カ
フ４１の内圧を変化させることができる。詳しくは、弁
６２へ導入された流体はパイロット気球−５４＝ ６０、膨張管５８、内腔５０、およびノツチ５３を通過
してカフ４１を膨張する。同様に、弁６２へ取り付けら
れた注射器によりつくられた負圧は流体ヶカフ４１から
ノツチ５３、内腔５０、膨張管５８およびノにイロット
気球６０ケ経て吸い込む。

カフ４１け、初め気管内管３３へ取り付けた後、成形し
た後に患者に実際に使用できる。そうでないと、カフ４
１Ｕその端４２と４３の間の非常に小さい領域で単に膨
張するだけである。この成形により、カフ４１１１′ｉ
スリーブ４４と４５の間のその全長にわたって膨張する
。

第８図は、最終の成形および延伸工程前の気管内管３：
３のカフ４１ヶ示す。図示するように、カフ４１を形成
する熱可塑性弾性管に、直径０．４インチ（１，（ｌｃ
＋ｎ）、Ｉワさ０．００８〜０．　＋１１０インチ（０
，０２０〜０．０２５　ｃｍ　’Ｊ　、長さ２インチ（
５１ａｎ）である。各ＰＶＣスリーブ４４および４５は
長さ０３フインチ（０，９４Ｃ／ｎ）であり、そしてそ
れらの各々の半分は軸に接触し、−万他方の半分はカフ
４１に接触する。

成形性全開始するために、カフ４１を有する気管内管の
端３５分型６６ＶＣ入れる。型は時間および熱で硬化し
たＲ、Ｔ、Ｖ、成形シリコーンから形成された２つの半
分６７および６８を有する。形６６の内面６９は、一般
にクローバ−の葉に類似する断面形状を有する。第９図
および第１０図の断面を示す平面は、型の中火ケ通り、
こうして、気管内管３３の中央を通る。

型６６の広いディスク７１および７２の各々は直径４７
５インチ（１２０７ｃ１ｎ）を有する。型の狭いスロー
ト７３は直径２インチＩ　５．１　ｃｍ　）　ｋ有する
。さらに、端表面７４および７５は各々から２インチ（
５，１ａｎ　）である。

気管内管ヶ型６８の内部に入れて、流体を入れ、カフ４
１をそれが型の内面６９に接触するまで膨張させる。膨
張は室Ｙ晶に維持した型６６を用いて行う。

第９図における膨張の間、型の領域７１および７２にお
けるカフの部分は直径０．４インチ（１０釧）から直径
４７５インチ（１２，０？　ｃｍ　）に膨張する。この
カフ４１のほとんど１２倍の膨張により、材料はその弾
性限界を越える。結局、それは、膨張すると、第９図に
示した形状から新らしい延伸および形状を保持する。

永久延伸を達成するのに要する正確な膨張は、使用する
特定のエラストマーに依存する。弾性に劣る材料は、そ
のもとの大きさのわずか３倍の膨張を要するだけである
。他の材料について、もとの寸法の５〜８倍の膨張は十
分であろう。

図示するように、分散したポリシロキサンを含有する本
発明の組成物は、破断せずにそのもとの５７− 大きさの約１２倍の膨張を行うことができる。熱可塑性
または熱硬化１生のいずれにかかわらず、存在した場合
、非常にわずかの他の材料は、実質的な回復不能な破壊
なしに、この膨張全達成できる。

カフ４１の形状は膨張の量変化するばかりでなく、カフ
を形成する熱可塑性エラストマーの厚さも変わる。カフ
４１のへり７８は収縮スリーブ４４および４５の下にと
どまり、そして延伸を１つたく行わない。結局、それら
にもとの厚さｏ、　ｏ　ｏ　ｓインチ（００２０ｃｍ　
ｌ　ｆ保持する。型６６の初めに直ぐに隣接するカフ部
分７日は、わずかに膨張し、第１膨張工程後、０．００
フインチ（０，０１８ｃｍ）の薄さになる。カフ４１の
領域８０はクローバ−の葉の型６６の脚７１および７２
に膨張し、そして最大に膨張する。結局、それらは厚さ
＋１．００５インチ（０，０１３ｃｒｎ）で最終膨張工
程を終る。カフ４１の中央８１１ｄ、型６６５８− のネック７３と接触する捷で、膨張するだけである。そ
の厚さに０．０００６インチ（（１，０１５□□□）に
減少する。

気管内管を第１０図および第１１図に示す形状を有する
カフ４１とともに使用した場合、それはその全長に沿っ
て患者の気管に対して膨張しないで干）ろう。カフ４１
に第１０図に示すふくらみ８０のまわりの２つの主膨張
領域ケ経験するであろう。これは患者の気管に対する２
つの小さい接触領域を提供する。中央部分８１は接触す
るまで膨張しない。したがって、カフ４１は第１２図に
図解する造形工程に付される。

第１２図、第１３図および第１４図に示す型８３１ｄ、
再ひＲ，Ｔ、Ｖ、成型シリコーンから作った２つの半分
８４および８５を有する。気管内管の端：３５全型８３
内に配置し、カフ４１げ中空キャビティ８７の中央に配
置する。型８３を室温にして、カフ４１が型８３の内面
に接触する壕で、カフ４１に膨張流体を入れる。この膨
張により、カフ４１ケ直径４．７５インチ（１２，０７
Ｇ）に膨張して型８３の横へり８８に到達する。

型８３の端表面８８および８９は、互いに分離している
。これは第９〜１１図の第１型中の７４および７５の表
面の２０インチ（５，１ｃＩｎ）より多少小さい。

すぼんだ後、カフ４１は型８３内の膨張により変った残
留形状全保持する。この残留形状は第１３図および第１
４図に示されている。

型８３内の造形の結果、カフのへり７８は０００８イン
チ（０，０２０ｃｍ　）のもとの厚さを保持する。型の
へり付近のカフ４１の部分７９は第１２図における型と
非常にわずかに変わっているだけであり、また（１．０
０　フインチ（０，０１８副）の厚さを保持する。カフ
４１の内部８０は、カフの中央かられずかにかたよって
おり、０００３インチ（＋１．００８釧）の厚さとなる
。

カフ４１の甘さに中央８１は、０．００２インチ（０，
００５ｃｍ　］の厚さ、すなわち、もとの厚さのほぼ４
分の１の厚さを有する。こうして、常温成形法はカフ４
１の中央の厚さｉｏ、００３インチ（Ｌｌ、　０２０　
ｃｍ　）から０００２インチ（０，００５ｃｒｎ１に減
少する。常温床法は、弾性熱可塑性５ＥＢＳブロツクコ
ポリマーと一緒に、厚さ１１５００イソチ（０，００５
ｃｍ　） その上、この材料は実質的な弾性と強さを有する。常法
成形に含捷れる過延伸は、エラストマーを弱化するより
はむしろ、ブロックコポリマーの強さと弾性を改良する
ように思われる。

さらに、常温成形法における型の使用は、エラストマー
の薄い領域の過応力を避ける。カフが膨張するにつれて
、薄い領域は優先的に膨張する傾６１− 向がある。しかし、薄い領域は型の内面に接触するとき
、それ以上膨張せず、型はこれらの領域が主として膨張
しつづけ、異常増大し、そして破断するのを防ぐ。薄い
領域はもはや膨張できないので、材料の残部は同様に型
の内面に接触する１で膨張し、薄くなる。このようにし
て、常温成形法はポリマー材料の厚さを等しくする傾向
がある。

常温成形法は、第９〜１４図のような型全利用すること
により、前もって決定した、精確な設計を弾性材料に付
与する。その上、この材料は加熱されたり、あるいは冷
却されたりしないので、この方法は急速であり、効率が
高い。

分散したポリシロキサン全含有する弾性熱可塑性炭化水
素ブロックコポリマーから形成したカフを用いる気管内
管は、従来使用された装置よりすぐれたいくつかの利点
を有する。一般に、それは患者への損傷または不快が少
ない。

６２− 第１３図に示すカフ４１が患者の気管内で膨張するとき
、それは、常温成形のため、患者の組織と実際に接触す
る有効領域が増大している。この領域はむだやかな圧力
を気管壁へ加え、常温成形法を用いず、気管壁ニ対して
大きい圧力ケおよぼす、カフ４１の小さい領域よりも与
える損傷は小さい。

第９〜１４図に示しかつ゛′弾弾性材材料して解釈され
るように、分散したポリシロキサン全含有するポリマー
組成物から形成されたカフは、膨張したとき、大きさ全
実際に増加する。結局、使用前、それは非常に小さい大
きさを有し、こうして、気管内管の軸のまわりに小さい
輪郭を示すことができる。その上、それは完全に収縮し
たとき材料の重なりはほとんどないか、あるいは１つた
くない。突起が最小であるか、あるいはまったくない１
゜装置の軸へ密に付着する収縮したカフのこの形状ば、
挿入の間患者の気管へ平滑な表面を提供する。

結局、それは気管へ導入したとき患者へ与える不快また
は損傷が少ない。

その上、カフは実質的な重なりなしに着手するので、気
管内で膨張したとき、折り重ねゲもたない。気管内管の
カフは、こうして、第１５図に示すように気管壁に対し
て平滑な連続な表面を適用する。そこに示されているよ
うに、カフ４１は気管壁９４に対してなめらかに横たわ
る。それは気管壁の起伏から生ずる山９５および谷９６
へ密接に順応する。それｌｌ″ｉ’！＊気管壁中の不規
則な部分゛により形成されたくぼみ中に膨張する。第１
６図は、比較のため、ポリ塩化ビニルから形成したカフ
９８を有する気管内管９７を示す。ＰＶＣは、弾性では
なく、膨張したときでさえ管軸のまわりの折り重ね中に
横たわる。こうして、気管壁９４と十分に接触するよう
に膨張したとき、カフ９８はその全長に沿って走る折り
重ねまたはしわを有する。これはＭ者の口から流体、た
とえば、唾液が患者の肺の中へ吸引させる。このように
肺の中へ十分子ｘ流体が入ると、肺炎全誘発させること
がある。この問題は変形および不規則がひどい気管にお
いてことに一層悪化する。なぜなら、ＰＶＣは気管９６
の形状に単に従うことができないからである。さらに、
ひだ９９は患者の気管中にみぞおよび傷を残す。

その上、カフ９８の剛性のポリ塩化ビニルは気管の山９
５および谷９６に順応しない。結局、空間１００は、気
管壁中に形成した谷９６の領域において、気管壁９４と
カフ９９との間に残ることがある。結局、ポリ塩化ビヒ
ルは気管壁９４の小さい白領域に対して圧力をおよぼす
。これらの高められた領域は、増大した圧力のもとで、
痛み、外傷を起こしやすくなる。

一！ｑａ５− 第９図および第１２図に関して前述したように、分散し
たポリシロキサン全含有する本発明の熱可塑性エラスト
マーから形成したカフ４１は、破裂しないでそのもとの
大きさの１２倍に膨張することができる。それは悪影響
なしにそのもとの直径の８〜１０倍に容易に膨張するこ
とができる。これにより、異常に大きい気管中に使用す
るとき要求される大きさに膨張させることができる。カ
フが気管壁に接触するまでのカフの膨張は安全な手順と
なり、そして破裂なしにあるいは患者を実質的に損傷せ
ずに、気管を完全に密閉することを保証する。

゛　さらに、材料は弾性が大きいので、カフの体積が増
加するとき、カフの内圧の増加は最小にすぎない。こう
して、カフは十分な大きさになって気管壁へ接触すると
き、気管壁に対してわずかに最小の圧力をなお加える。

結局、気管内管のサイズ−６，６− の数に、病院における全範囲の患者に対してわずかです
む。こうして、病院は少ない数のザイズ孕貯蔵し、そし
て在庫品を減少することができる。

さらに、材料は弾性をもつため、気管を密閉するために
十分な体積に膨張したとき、気管壁へ加わる圧力はわず
かである。この低い圧力のため、大きい横壁の圧力をお
よぼす従来のカフにより起こされる損傷は回避てれる。

さらに、本発明の材料は、膨張したとき、平滑な柔らか
い表面を有する。この性質により、また、患者の気管壁
への刺激と粘膜の損傷は小さい。

カフを気管壁に対してシールするのに要する圧力は低く
、そして本発明の材料の独特の柔軟性をもつので、カフ
はなめらかにたわむことができる。

この性質は、呼吸装置がしばしば気管内管を患者の気管
の出入りにおいてわずかに脈動させるという事実に照ら
して、重要となる。柔らかいカフ４１はこの運動を吸収
する。結局、カフ４１は気管壁に対して引っかかない。

これに対して、ＰＶＣカフはこの柔らかさおよび弾性に
欠ける。呼吸装置が脈動するとき、ＰＶＣカフげ実際に
気管壁を引っかく。ＰＶＣカフは荒い表面をもつので、
患者の気管を損傷することがあり、事実損傷する。

寸た、本発明の組成物はフォレー（、Ｆｏｌｅｙ）カテ
ーテルとして知られている気球型カテーテルの製造にお
いて使用できる。組成物はカテーテルの全体または気球
（カフ）部分のみを形成するために使用できる。

次の実施例において、シェル・ケミカル・カンハニーか
らＫｒａｔｏｎ　Ｇ　２７０５として販売されている鉱
油潤滑剤全含有する、ポリスチレン−エチレン−ブチレ
ン−、Ｉ？　ＩＪスチレンｊＳＥＢＳ）、＋ｅリマーを
用いる。このポリマーのペレットに、ポリシロキサンと
して使用するシリコーン油孕ゆっくり加え、この混合物
を一緒に混転して、ｄレットをシリコーン油で均一に被
覆する。追加の成分、たとえば、ＢａＳＯ４”！たにポ
リプロピレンをこの時点でこの混合物に加える。次いで
すべての成分を含有する最終混合物を、押出機のホラ・
ぐ−へ供給して、押出機の供給区画へ運ぶ。

次の実施例において、成分の量は重量係で表わす。さら
に、引張り強さについて、標準の打抜いたダンベル試料
全インストロン引張り試験機で２０インチ（ｓ　Ｏ，８
ＣＴｎ）　／分で室温で試験する。

実施例１〜７ Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ２７０５５ＥＢＳ樹脂の４レツトと２
〜５％のシリコーン油との混合物を、ブラベンダー押出
機へ供給する。使用する特定の油は室温において３５０
センチストークスの動粘度を有し、そして使用前に脱蔵
する。ミシガン州のダウ・コーニング・カン・ぐニーは
、この油を３６０医学等６０− 級の標示で提供する。

２％のポリシロキサンを有するエラストマーを調製する
ために、３ポンド（１，３６２ｒ　）の５ＥＢＳペレッ
トｆｆ１２７．２１９のシリコーン油と混合する。押出
された材料１ｄ　０．０１６〜０．０１８インチ（０，
０４１〜０．０４６ｃｍ）の厚さを有し、そして２８０
　ｐ　ｓ　ｉ　（１９，７Ｋｇ／ｃｒ；ｉｌの１００％
弾性率を示す。

この２％の生成物の伸びおよび引張り強さを、３％、４
％および５％のシリコーン油を含有するエラストマーと
一緒に、表１に記載する。これらの後者の１ｆｌＦおい
て、それぞれ４０．８２　ｆｔ’、５４．４３１．およ
び６８．０４１ｉ’のシリコーン油全３ポンド（１，３
６２ｆ）のエラストマーのペレットに加える。

実施例２．４および７は、表１に現われる他のものと異
なる時間において実施する。これらの材７０− 料についてのこれらの結果の差は、押出機内で異なる圧
力を示すことができる。これらの実施例における材料に
、３００　ｐ　８　ｉ、　（２１，１ＦＣＩ　／　ｃｒ
ｌ　）　’７）１００％弾性率孕有する。

表　１ ２インチ（５，０８ｃｍ　＞　／分における歿インチ（
１２７ｍンゲージの材料について実施したヒートシール
の引裂試験において、２％のシリコーン油全含有する実
施例２の組成物を、１３０ｐｓｉ（９，１４Ｋｙｌｔｒ
り　ｋ用い４．１ボンド／インチ（７３２，８ｆ／ｃｒ
ｎ）において試験した。３条のポリシロキサンを含有す
る実施例４の材料は、２．９ポンド／インチ（ｓｌｇ、
３ｙ、’漂）およびＴｏｐ８ｉ　（４，９Ｆ４／ｃａ）
　Ｖ’−おいて試験した。

実　施　例　８および９ これらの実施例において、５ＥＢＳベレツトを、シリコ
ーン油に加えて、５％のポリプロピレンと混合する。こ
のポリプロピレンはＡＳＴＭ規格Ｄ−１２３８−７０に
従い１２のメルトフローを有し、シェル社から標示５８
２０のもとて販売されている。これらの実験の第１ＶＣ
おいて、３ポンド（１，３６２ｉＰンの５ＥＢＳペレツ
ト、４０．８２５’の前述のシリコーン油および５８．
０４ｆＦの前記ポリプロピレンからなる混合物を、同じ
ブラベンダー押出機へ供給する。押出した材料は０．０
１５−〇、　０１　フインチ（０，０３８〜０．０４３
　ｃｍ　）の厚さを有し、３０．０７）８ｉ　（３０５
Ｋｇ／ｃｍ）ノｌ　ｏ。

％弾性率を表わす。

シリコーン油の量全３％から５％（５４，４３ｒ　ｌに
増加すると、増加した伸びと同じ引張り強さを有する材
ｆ４’に提供する。表２に結果を記載する。

実施例１０〜１２ これらの実施例において、３ポンド（１，３６２ｙ）の
５ＥＢｓ樹１旨ヘレツトオよヒ’２０４．１２　ｆ（１
５％）のＢａＳＯ４２有する混合物ケ調製する。

これらの混合物中のシリコーン油の量孕３％（４０，８
２１Ｐｌ、４％（５４，８２ｆ　）がら５％（５８，０
４１１）に変える。これ、らの混合物を押出７３− すことによって製造したシートは、（１，０１４−０，
１６インチ（０，０３６〜０．４０６ｃｍ１の厚さであ
り、３１Ｏｐ　ｓ　ｉ　（２１，８１（９／ＣｎＴつの
１００％弾性率全有する。これらの生成物の伸びおよび
引張り強さを、表３に記載する。

表　３ 実施例１３〜１５ 第５図に示す２５インチ（６，３５ｃｍ　）のスクリュ
ーを有する前述のＨＰＭ押出機全使用して、最も望まし
い性質？有する材Ｒｋ製造する。スクリ−１−−４１４
：１の圧縮比を有し、そしてｌＯｒ７ｙｍ７４− で回転する。この押出機の３つのゾーンは１８５’Ｃ，
１９３℃および１９９℃で作動し、ダイは２０４５℃で
ある。

この押出機に、２％（ａ　ｓ、　３６　ｆ　）の前に使
用したのと同じシリコーン油と５ポンド（２，２７０！
ｉ＋）のシェル社のＫｒａｔｏｎ　Ｇ　２７０　ｓペレ
ットとの混合物を供給する。管状生成物音、別々の実験
において、異なる壁厚さに押出す。この材料は、２　ｓ
　ｏｐ　ｓ　ｉ　（１７，６Ｋｇ／ｃＪ）の１００％弾
性率を有する。

００１０インチ（０，０２５（１））の管状壁厚さとす
るために、直径０．４７８インチ（１，２１４ｃｙ＋＋
）のダイと０．４５６インチ（１，１５８ｃｒｎ）のピ
ンを押出機で使用する。この材料を押出し後わずかに延
伸する。伸びおよび引張り強さを、壁厚さ０００４〜０
００５インチ（０，０１０〜００１３Ｃｒｎ）および０
．００２５〜０．００４　（０，００６４〜０、０１０
ＣｒｎｌＯ管と一緒に、表４に記載する。表４に示すよ
うに、壁厚さ全減少すると、管の伸びおよび引張り強さ
が減少する。

表　４ 上の実施例が示唆するように、約２〜４％のシリコーン
油を含有するシェル社のＫｒａｔｏｎＧ２’１０５ＳＥ
ＢＳエラストマーから形成したポリマーは、高い強さ、
低い弾性率および最大の伸びの最も望ましい組み合わせ
を有する。５％のポリプロピレンの添加は、製造した材
料の引張り強さを変化しない。

１５％のＢａ５Ｏ４ｆ加えると、得られるエラストマー
の引張り強さは減少する。しかしながら、伸びは増加す
る。３〜４％のシリコーン油全含有する組成物子のＢａ
ＳＯ４は、また、剛性がわずかに増加したエラストマー
を与える。

実施例１６ 次の組ＦＭ、を有する混合物全調製する：成　分　重量
１　重量％ ＫｒａｔｏｎＧ−１６５１９０，３３０，０８（シェル
社の製品） Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ−１６５０３８゜７　１４８９（シェ
ル社の製品） ポリプロピレン＝＃１５８２０　１５．０　４．９９（
シェル社の製品） ンノぐニーの製品） ７Ｚ　− ３００，１５１００，００ １動粘度＝１２５００センチストークス２　粘　度＝：
う５０センチ７１？アズ上の混合物において、Ｋ’ｒａ
ｔｏｎ　Ｇ　−１６５１対Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ　−１６５
０の重緬比Ｕ７０：：う０である。この混合物を乾式混
合し、次いでパンツ＜クーミキサー中で１１０　ｐ　ｓ
　ｉ　（７−７ｈ／Ｃ４）の全水蒸気圧において；う〜
５分間溶溶融金する。この溶融物を次にゴムミルで全水
蒸気圧（１１０ｐｓｊｌｌ〜２分間に分出しする。ミリ
ングしたシートに圧縮成形し、あるいけ切断ストリップ
から押出しする。３インチ×１／ｉインチＸ０．０フイ
ンチ＋７．６２、Ｘｏ、６４鋸Ｘ０．１８ＣＴｎ）のか
みそりで切断したストリップからなる試験試料？製造し
、試験し、−７・８ｊ− そして次の物理的性質が得られる。

ショアーＡ硬度　４６ 伸び　％　７５０ 引％強さ　ｐ、ｓ、ｉ、　８１　［１ 実施例１７ 実ノイ１１例１６を同様な配合ケ用いて反復し、ただし
９６９７のＫｒａｔｏｎ　Ｇ−１６５１，１７，１？（
１）Ｉ（ｒ（ＬＩＯｎ　Ｇ　１６５０および１５０１ｉ
’（７）鉱油２用い、他の成分についての量は不変化で
ｔ）る。この混合物において、Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ　−１
６５１対Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ　−１６５０の重Ｈ゛比Ｕ８
５：１５である。この混合物は、次の性質を有する組成
物を有する。

ショアーＡ硬度　４４ 伸び、％　８８０ 引張り強さ　ｐ、８．ｉ、　１０００ 実施例１８ ７９一 実施例１６を同様な組成を用いて反復し、ただし５１ｇ
のＫｒａＬｏｎ　Ｇ−１６５１，５７８のに、ｒａｔｏ
ｎ　Ｇ−１６５０および３０ｇのポリプロピレン井５８
２０を使用し、池の成分の量は不変化である。この混合
物において、Ｋｒａｔｏｎ　Ｇ−１６５１対Ｋｒａｔｏ
ｎ　Ｇ−］　６５０の重量比はＳｒ）：５ｒｌである。

この混合物は、次の性質を有する組成物を生ずる。

ショアーＡ硬度　５６ 伸び、％　６０５ 引張り強さ　ｐ、ｓ、　ｉ、　５３　（’、）実施例１
６〜１８の結果から明らかなように、ブロックコポリマ
ーのブレンドもきわめてすぐれた性質を有する組成物を
生成する。

【図面の簡単な説明】

第１図は、３重量％の分散したポリシロキサンを含有す
る弾性熱可塑性炭化水素ブロックポリマーの表面組織の
２　、　ｒｌ　（’１０倍の倍率の電子顕微鏡写真であ
る。 ８０− 第２図は、気管内管のカフを形成するためにしばしば使
用される、可塑化ポリ塩化ビニルの表面組織の、同様に
２　、　ｒｌ　（’）　ｆ’１倍の倍率の電子顕微鏡写
真である。 第３図は、ラテックスゴム材料の表面組織の２　、　ｔ
’＋　ｏ　ｏ倍の倍率の電子顕微鏡写真を示す。 第４図は、シリコーンゴムの表面組織の２，０００倍の
倍率の電子顕微鏡写真を示す。 第５図は、溶融した熱可塑性ポリマーへ太きＶ）剪断圧
力を加えるように変更した押出機のスクリューを表わす
。 第６図は、４重量％の分散したポリシロキサンを含有す
る弾性熱可塑性炭化水素のブロックコポリマーから形成
した膨張可能なカフを有する気管内管を示す。 第７図は、第６図の気管内管の軸の線７−７に沿った断
面図である。 第８図は、カフの造形前の、分散したポリシロキサンを
含有する弾性熱可塑性コポリマーから形成したカフを有
する気管内管を示す。 第９図は、クローバ−葉形型において延伸法の第１工程
を実施する気管内管のカフである。 第１０図は、第９図に図解する造形を実施した後の第８
図の気管内管を示す。 第１１図は、第１０図の型と予備的に造形した気管内管
の線１　］−１１に沿った断面図である。 第１２図は、長方形の型において第２造形工程を実施す
る気管内管を示す。 ＄１３図は、第９〜１１図におけるクローバ−葉形型に
おける造形と第１２図における型の第２造形工程の両工
程を実施した気管内管を示す。 第１４図は、第１３図に示す型および造形したカフを有
する気管内管の線１４−１４に沿った断面図である。 第１５図は、管のカフが分散したポリシロキサンを含有
する弾性熱可塑性炭化水素のブロックコポリマーの組成
する、患者の気管内の気管内管の部分的に破断した図で
ある。 第１６図は、管のカフがポリ塩化ビニルの組成を有する
、患者の気管内に配置した先行技術の気管内管を図解す
る。 第１５図において、３３・・・気管内管、３４・・・主
軸、３５・・・末端、３６・・・アイ、・１１・・・カ
フ、４２．４３・・・カフの端、４４．４５・・・収縮
スリーブ、４６．４７・・・セメントのビード、９４・
・・気管内壁、９５・・・１１１．９６・・・谷 ８３− 手続補正書（放） 昭和６０年３月１１日 特許庁長官　志　賀　学　殿 １、事件の表示 昭和５９年特許顧第２０５４６１号 ２、発明の名称 医学用管の膨張可能なカフ ３、補正をする者 事件との関係　特許出願人 ドライブ５２０５ へ名　ロバート・イー−スターリング ４、代理人　〒１０７ 電話５８５−２２５６ ５、手続補正指令の日付　昭和６０年２月２６日（発送
日）６、補正の対象 明細書の「図面の簡単な説明」の欄 ７、補正の内容 別紙のとおり。 （１）明細書第８１頁第１１行と第１２行の間に以下の
文を加入する。 「第５α図は、押出機のスクリューの計量区画及び供給
区画のねじあの断面形状を示す。」以上

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、（Ａ）　少なくとも１種の弾性熱可塑性炭化水素ブ
   ロックコポリマーであって、約５０，０（）０〜６００
   ，０００の合計分子量を有するもの；（Ｂ）　室温にお
   いて約２０〜１，０００，０００センチストークスの動
   粘度を有し、そして前記組成物の合計重量の約０．１〜
   １２％を構成する本質的に線状のポリシロキサン；およ
   び （Ｃ）　組成物の合計重量の約６０％より小を構の膨張
   可能なカフ。 ２、組成物が（Ｄ）前記組成物の合計重量の約４５％よ
   り小を構成するポリプロピレンをさらに含む特許請求の
   範囲第１項記載のカフ。 ３、　前記ブロックコポリマーがＡ−Ｂ−Ａの構１− 造を有し、ここでＡはモノビニルアレンポリマーブロッ
   クであり、そしてＢは水素化または非水素ｆｔＪｔｉ役
   ジエンポジエンポリマーブロック許請求の範囲第２項記
   載のカフ。 ４、前記ブロックコポリマー（Ａ＞がスチレン−エチレ
   ン−ブチレン−スチレンブロックコポリマーであり；前
   記ポリシロキサン（Ｂ）が前記組成物の合計重量の約１
   〜１２％を構成し；前記鉱油が前記組成物の合計重量の
   約２５〜５０％を構成し；そして前記ポリプロピレン（
   ｒ））が前記組成物の合計重量の約５〜１０％を構成す
   る特許請求の範囲第３項記載のカフ。 ５、　前記コポリマーのスチレンブロックが約８　、０
   ０　（１〜２０　、０００の分子量を有し、そして前記
   コポリマーの合計重量の約２０〜５０％を構成し、そし
   でエチレン−ブチレンブロックが約２０　、０００〜５
   ００，００（’）の分子量を有し、そして前記コポリマ
   ーの合計重量の約５０〜８０％を構成する特許請求の範
   囲第４項記載のカフ。 ２− ６、　前記組成物が少なくとも１種の追加の、スチレン
   ブロック含量が異なるスチレン−エチレン−ブチレン−
   スチレンブロックコポリマーをさらに含む特許請求の範
   囲第５項記載のカフ。