KR101861866B1 - 의료용 튜브 및 그의 제조 방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를 용이한 제조 방법으로 안정적으로 제공하는 것을 과제로 한다. 본 발명의 해결 수단은 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 코일층을 갖는 의료용 튜브의 제조 방법이며, 상기 외층 튜브 내에 상기 코일층을 삽입하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법이다.

Description

의료용 튜브 및 그의 제조 방법{MEDICAL TUBE, AND MANUFACTURING METHOD FOR SAME}

본 발명은 박육, 유연하고 내킹크성(kink-resistance)과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브, 및 그의 제조 방법에 관한 것이다.

경피적으로 혈관 내에 삽입한 카테터를 뇌나 심장, 복부 등의 장기로 유도하여, 치료약, 색전 물질, 조영제 등의 투여, 주입이나, 내시경, 다른 카테터, 가이드 와이어 등의 전달, 혈전 등을 흡인하는 의료 행위는 종래부터 행해지고 있다. 최근, 의학의 진보에 의해 더 미세한 말초 혈관에 있어서의 치료나, 외경이 작은 카테터를 이용한 보다 저침습성의 치료 등이 실시되고 있고, 지금까지 이상으로 소경이면서 지금까지 이상으로 고성능의 카테터가 요구되고 있다. 카테터의 성능으로서는, 시술자의 압입력을 카테터의 선단까지 확실하게 전달하는 압입성(pushability), 미세하게 굴곡된 말초 혈관에의 도달성을 들 수 있는데, 상술한 약제의 주입이나 혈전의 흡인, 내시경이나 다른 카테터의 전달성 등에 대해서는 카테터의 내경이 매우 중요해진다. 또한, 저침습성의 치료를 실시하기 위해서는 외경에 대해서도 작게 할 필요가 있기 때문에 매우 박육한 튜브가 필요해진다. 지금까지는 이와 같이 박육한 튜브에서, 혈관의 굴곡부나 만곡부에서도 카테터가 절곡을 일으키지 않는 내킹크성이나 고굴곡시의 내강(inner cavity) 유지성, 카테터가 체내에서 걸렸을 때 등에 용이하게 파단되지 않기 위한 인장 강도의 확보에 대해서는 매우 어려웠다.

종래, 내킹크성이나 고굴곡시의 내강 유지성이 우수한 튜브로서 코일 구조를 보강층으로 한 수지 튜브가 검토되어 왔지만, 코일 구조는 내킹크성이나 고굴곡시의 내강 유지성이 매우 우수한 반면 인장 강도가 떨어진다. 그 때문에, 코일 구조를 사용한 튜브의 인장 강도를 확보하기 위해서는 수지 튜브를 매우 두껍게 하거나 강성이 높은 수지를 구비할 필요가 있었다. 그러나, 두껍게 하면 외경이 커지거나 또는 내경이 작아져서 보다 미세한 말초 혈관에 삽입할 수 없으며, 저침습성의 치료를 실시할 수 없고, 주입성이나 흡인성, 전달성의 성능의 저하 등의 문제가 발생하고, 강성이 높은 수지로 하면 일반적으로 인성이 낮아, 고굴곡시에 수지층이 갈라져서 내킹크성이나 인장 강도가 저하되어 안전하게 사용할 수 없는 문제점이 있었다.

코일 구조를 보강층으로 한 튜브의 인장 강도를 향상시키는 방법으로서, 카테터의 길이 방향에 축 방향 부재를 사용하는 방법이 개시되어 있다(특허문헌 1). 특허문헌 1에서는 브레이드(braid)를 포함하는 보강층을 따라 연신하는 축 방향 부재를 더 갖는 맥관 카테터를 기재하고 있다. 축 방향 부재를 넣음으로써 샤프트의 신장을 방지할 수 있는 것을 기재하고 있다. 또한, 축 방향 부재는 브레이드에 인접하는 어떠한 중합체층에도 고정되지 않는 구조이다. 그러나, 이 방법에서는 확실히 축 방향으로의 신장이 방지되지만, 보다 높은 인장력에 대해서는 축 방향 부재의 소선(素線) 강도를 높여갈 필요가 있어 굽힘 강성의 이방향성이 나올 가능성이 있다. 또한, 특허문헌 1의 실시 형태에서는 그의 제조 공정에 있어서 상기의 축 방향 부재, 브레이드, 중합체층 등을 포함하는 복합 서브 어셈블리를 가열하여 각 부품을 융착, 압축시키는 것이 기재되어 있다.

또한, 다른 방법으로서 코일 구조의 외측에 편조 구조를 부여하는 방법이 개시되어 있다(특허문헌 2). 특허문헌 2에서는 금속제 평판 밀권 코일의 외측에 금속제 평각 편조와, 또한 그 외측에 수지 피복층이 구성되어 있다. 코일 구조에 의한 굴곡시의 내압축력과, 편조 구조에 의한 내인장력을 양립시키는 것을 목적으로 하고 있지만, 고인장력에 대하여 편조를 구성하는 소선의 두께 또는 폭을 크게 하면 코일 구조에 의해 얻어지는 굴곡시의 내압축력이 저감되기 때문에, 유연성, 고인장력이 요구되는 카테터 선단측에의 적용은 어렵다.

이들 기술에 대해서는 코일층과 수지층 이외에 보강층을 더 필요로 하는 구조이므로, 박육한 튜브에 적용하는 것은 전혀 불가능하였다.

일본 특허 공표 제2002-535049호 공보 일본 특허 공개 (평)4-183478호 공보

본 발명의 목적은 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를 용이한 제조 방법으로 안정적으로 제공하는 것에 있다.

본 발명자는 상기 과제를 해결하기 위해서 예의 연구한 결과,

(1) 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 코일층을 갖는 의료용 튜브의 제조 방법이며, 상기 외층 튜브 내에 상기 코일층을 삽입하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법;

(2) 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 중간층을 가지며, 중간층의 내측에 코일층을 더 갖는 의료용 튜브의 제조 방법이며, 상기 외층 튜브 내에 상기 중간층과 상기 코일층을 배치하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 중간층을 통하여 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이들에 따르면, 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를 용이한 제조 방법으로 안정적으로 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (3) 상기 외층 튜브가, 상기 성형 온도에서 가열하였을 때에 내경이 10% 이하의 수축을 일으키는 것임을 특징으로 하는 상기 제조 방법을 제공하였다. 이에 따르면 저비용으로 의료용 튜브가 제작 가능해짐과 동시에, 이와 같은 특성을 갖는 것이면 외층 튜브의 소재에 한정되지 않고, 더욱 박육, 유연한 의료용 튜브를 용이한 제조 방법으로 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (4) 상기 성형 온도에서 가열할 때에 상기 외층 튜브의 내경을 축소시키는 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(5) 상기 외층 튜브의 더욱 외측에 내경이 수축하는 열 수축 튜브를 배치함으로써 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(6) 상기 외층 튜브의 더욱 외측으로부터 금형에 의해 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(7) 상기 외층 튜브를 다이(die) 안으로부터 인발함으로써 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(8) 상기 외층 튜브를 연신함으로써 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이들에 따르면, 더욱 내킹크성을 향상시킨 의료용 튜브를 안정적으로 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (9) 상기 코일층이 금속선을 포함하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(10) 상기 코일층을 형성하는 소선의 형상이 평선(平線)인 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이에 따르면, 더욱 박육하고, 내킹크성을 향상시킨 의료용 튜브를 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (11) 상기 코일층이 밀착 권취된 코일인 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이에 따르면, 굽힘 강성과 길이 방향의 압입력을 향상시킨 의료용 튜브를 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (12) 상기 코일층이 피치 권취된 코일인 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이에 따르면, 보다 유연하고, 내킹크성을 향상시킨 의료용 튜브를 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (13) 상기 중간층의 재료가 상기 외층 튜브의 재료보다 유연성이 높은 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(14) 상기 중간층은 상기 외층 튜브보다 융점이 낮은 재료로 구성되어 있는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(15) 상기 성형 온도가 상기 중간층을 구성하는 재료의 융점보다 높은 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(16) 상기 외층 튜브와 상기 중간층이, 상기 코일층에 피복하기 전에 2층 튜브인 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법;

(17) 상기 중간층의 재질이 상기 외층 튜브와 동종의 재질로 이루어지는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이들에 따르면, 코일의 흐트러짐을 방지할 수 있고, 안정적으로 의료용 튜브를 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (18) 외층 튜브의 외측에, 상기 외층 튜브보다 융점이 낮은 재질을 포함하는 제2 외층을 갖는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이에 따르면, 다른 튜브 등과 용이하게 접합할 수 있고, 여러 가지 형상의 의료용 조립체나 카테터에 의료용 튜브를 적용하는 것이 가능해진다.

또한, (19) 상기 외층 튜브가 열가소성 엘라스토머를 포함하는 것을 특징으로 하는 상기 의료용 튜브의 제조 방법을 제공하였다. 이에 따르면, 인성이 높고, 내킹크성 및 유연성이 보다 우수한 의료용 튜브를 제공하는 것이 가능해진다.

또한, (20) 상기 제조 방법의 어느 하나에 의해 제조된 의료용 튜브;

(21) 상기 의료용 튜브를 적어도 일부에 갖는 의료 용구를 제공하였다. 이들에 따르면, 박육, 유연하면서 내킹크성, 인장 강도를 갖는 의료용 튜브, 그 의료용 튜브를 사용한 의료 용구를 용이한 제조 방법으로 제공하는 것이 가능해진다.

이상과 같이, 본 발명에 따르면 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를 용이한 제조 방법으로 안정적으로 제공하는 것이 가능해진다. 그 결과, 각종 카테터 등의 의료 용구의 구성 부품으로서 유효하게 사용할 수 있다.

도 1은 본 발명에 관한 의료용 튜브의 일 실시 형태의 일례의 개략을 도시하는 의료용 튜브의 축 방향의 단면도이다.
도 2는 본 발명에 관한 의료용 튜브의 일 실시 형태의 다른 예의 축 방향의 단면의 부분 확대도이다.
도 3은 본 발명의 의료용 튜브의 제조 방법과는 상이한 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브의 축 방향의 단면의 부분 확대도이다.
도 4는 본 발명에 관한 의료용 튜브의 다른 실시 형태의 일례의 개략을 도시하는 의료용 튜브의 축 방향의 단면도이다.

이하에 본 발명에 관한 의료용 튜브의 제조 방법 및 그의 제조 방법에 의해 제작된 의료용 튜브에 대하여 설명한다.

본 발명은 의료용 튜브의 제조 방법으로서, 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 코일층을 삽입하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법에 관한 것이다. 본 제조 방법을 제1 제조 방법으로 한다.

이와 같은 제조 방법에 따르면, 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를, 인장 강도 보강용의 특별한 구조나 제조 방법을 사용하지 않고 용이하게 제공하는 것이 가능해진다.

또한, 본 발명에 있어서 「접동 가능한 상태로 접촉 고정한다」란, 의료용 튜브에 대하여 신장, 굽힘 등의 응력이 부가되지 않는 상태에서는 서로 접촉하고, 마찰력 등에 의해 서로 접동하지 않도록 고정되어 있지만, 응력이 부가되었을 때에는 외층 튜브에 균열이나 파단을 일으키기 전에, 더욱 바람직하게는 외층 튜브의 소성 변형이 발생하기 전에 서로 독립적으로 접동할 수 있는 것을 의미한다.

본 발명의 의료용 튜브의 제1 제조 방법에서는, 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 코일층을 삽입하고, 상기 외층 튜브의 융점(본 발명에서는 외층 튜브를 구성하는 수지의 융점을 편의적으로 외층 튜브의 융점이라고 칭하는 경우가 있음. 후술하는 열 변형 온도에 대해서도 마찬가지임)보다 낮은 성형 온도에서 가열한다. 그 때문에, 내측에 있는 코일층의 권취 형상이나 코일 소선의 형상에 관계없이, 외층 튜브는 거의 원래의 튜브의 균일한 두께를 유지한 채 성형하는 것이 가능해지고, 외층 튜브가 단층의 수지 튜브로서의 인장 강도 및 인장 신도를 확보할 수 있다.

본 발명의 의료용 튜브의 제조 방법에 의해 얻어지는 의료용 튜브의 구조를, 본 발명과는 상이한 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브의 구조와 대비하면서 도면에 기초하여 간단히 설명한다. 도 1은 본 발명의 의료용 튜브의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브의 일 실시 형태의 일례를 도시한 것이다. 본 실시 형태의 예는 코일층으로서 후술하는 피치 권취된 코일을 이용한 경우의 예이다. 본 실시 형태의 예에서 의료용 튜브(101)는, 단층의 외층 튜브(102)의 내측에 피치 권취된 코일을 포함하는 코일층(103)이, 접동 가능한 상태로 접촉 고정되도록 구성되어 있다. 그리고, 외층 튜브(102)는 두께가 거의 균일하고 내경이 거의 변화 없이 일정하다.

또한, 도 2는 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브의 일 실시 형태의 다른 예에 대한 의료용 튜브의 축 방향의 단면의 부분 확대도를 도시한 것이다. 본 실시 형태의 예에서는 도 1에 도시한 예와 달리 오목부(105)가 형성되어 있는데, 외층 튜브(102)의 두께는 내부에 배치된 코일층의 유무에 관계없이 거의 균일한 두께를 나타내고 있다. 특히, 외층 튜브(102)의 내측에서 코일 소선 단부에 접촉하는 부분(104A)에 있어서도 거의 외층 튜브(102)의 두께가 유지되어 있다. 융점보다 낮은 온도에서 성형하면, 기본적으로 수지는 축 방향으로 흐르지 않기 때문에 축 방향에 수직인 각 단면에 있어서의 외층 튜브 두께는 코일 소선의 유무에 관계없이 대강 일정해지기 때문이다.

도 3은 본 발명의 의료용 튜브의 제조 방법과는 상이한 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브, 즉 외층 튜브를 그의 융점보다 높은 성형 온도에서 가열한 경우에 얻어지는 의료용 튜브의 축 방향의 단면의 부분 확대도를 도시한 것이다. 이와 같이 외층 튜브의 융점보다 높은 성형 온도에서 가열하면, 코일층의 권취 형상이나 코일 소선의 형상에 따라서는 코일 소선 단부에 있어서 외층 튜브의 두께에 변동이 발생하고, 인장 강도 및 인장 신도가 국소적으로 저하되는 문제가 있다. 도 3에 도시한 바와 같이 외층 튜브(102)의 두께는 국소적으로 저하되어 있다. 특히, 외층 튜브(102)의 내측에서 코일 소선 단부에 접촉하는 부분(104B)에 있어서, 외층 튜브(102)의 두께가 저감되어 있다. 융점보다 높은 온도에서 성형하면, 수지가 녹음으로써 코일 소선 단부에 있어서의 수지는 코일 소선이 없는 부분으로 흐르기 쉽고, 외층 튜브(102)의 내측에서 코일 소선 단부에 접촉하는 부분(104B)에 있어서 국소적으로 외층 튜브(102)의 두께가 얇아지기 때문이다. 이 현상은, 코일층의 권취 형상이나 코일 소선의 형상이 각각 후술하는 피치 권취된 코일이나 평선인 경우나, 후술하는 외층 튜브 외측으로부터 힘을 가하는 경우에 특히 발생하기 쉽다. 그 때문에, 외층 튜브를 그의 융점보다 높은 성형 온도에서 가열한 경우에는 인장 강도나 인장 신도를 확보하기 위해서 외층 튜브의 두께를 상당히 두껍게 할 필요가 있었다. 그러나, 두께를 두껍게 하기 위해서 외경을 크게 하면 침습성이 높아져서 보다 미세한 체내 관강의 말초 치료가 불가능해지고, 내경을 작게 하면 약제의 주입성이나 혈전의 흡인성, 다른 카테터의 전달성을 현저하게 손상시키는 문제가 발생한다. 또한, 외층 튜브를 두껍게 함으로써, 외층 튜브가 킹크될 때의 힘이 강해져서 코일층마다 킹크되어 수술을 계속해서 실시할 수 없는 문제도 발생한다.

이와 같이, 예를 들면 특허문헌 1에 기재된 바와 같이 성형시에 중합체층을 포함하는 부재를 융착시키도록 하는 성형 온도에서 가열한 경우에는, 본 발명에서 의도하고 있는 바와 같은 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를 제작하기는 어려웠다.

본 발명에서 상기 성형 온도는 외층 튜브를 구성하는 수지의 융점보다 낮으면 되는데, 상기 융점보다 낮으며 열 변형 온도(하중 굴곡 온도)보다 높은 것이 바람직하다. 성형 온도가 열 변형 온도(하중 굴곡 온도)보다 높음으로써, 외층 튜브를 코일층에 의해 강하게 접촉(밀착)시키는 것이 가능해진다. 예를 들면 외층 튜브가, 소정의 성형 온도에서 가열시에 그의 내경이 10% 이하의 수축을 일으키는 것인 경우에는, 외층 튜브를 코일층에 의해 접촉(밀착)을 강하게 하고 균일하게 수축시키는 것이 가능해진다. 또한, 후술하는 바와 같이 외력을 가하여 외층 튜브의 내경을 축소시키는 경우에, 성형 온도가 외층 튜브의 열 변형 온도(하중 굴곡 온도)보다 높음으로써, 외층 튜브를 직경 방향으로 보다 균일하게 수축시킬 수 있기 때문에 바람직하다. 외층 튜브를 균일하게 수축시킴으로써, 코일층을 구성하는 코일의 외표면과 외층 튜브의 내표면과의 밀착이 강해져, 내킹크성을 더욱 향상시키는 것이 가능해진다.

본 발명의 의료용 튜브의 제조 방법에서는 상기 소정의 조작에 의해 코일층 상에 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정한다.

이와 같이, 외층 튜브와 코일층 사이에 접동 가능한 상태로 접촉 고정된 상태가 형성되기 때문에, 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브가 인장되어 연신될 때, 코일과 외층 튜브는 고착되어 있지 않고 각각 별도의 거동을 취하는 것이 가능해지고, 외층 튜브가 단층의 수지 튜브로서의 인장 강도 및 인장 신도를 확보할 수 있다. 또한, 의료용 튜브가 고굴곡으로 구부러질 때에도 코일층과 외층 튜브가 각각 별도의 거동을 취하여 양호한 내킹크성을 확보할 수 있다.

또한, 여기서 고착이란 형성된 의료용 튜브에 대하여 인장 응력 등의 응력이 발생한 경우에, 외층 튜브에 균열이나 파단을 일으키기 전에 또는 외층 튜브의 소성 변형이 발생하기 전에, 외층 튜브와 코일층 사이에서 접동하여 각각 별도의 거동을 취할 수 없는 상태로 서로 고정되어 있는 것을 말한다.

예를 들면 특허문헌 1에 기재된 바와 같이 외층 튜브의 융점보다 높은 성형 온도에서 가열하거나, 일반적으로 생각되는 바와 같이 코일층과 외층 튜브 사이에 접착제를 도입하거나 하는 방법에 의해 코일 외표면과 외층 튜브 내표면이 고착되어 있으면, 의료용 튜브가 인장되어 연신될 때 코일 외표면에 고착된 외층 튜브 부분은 코일과 함께 인장되고, 코일의 소선 사이에 있는 외층 튜브만이 국소적으로 연신되기 때문에 인장 강도 및 인장 신도는 현저하게 저하된다. 임상 현장에서 카테터를 조작할 때에 카테터가 체내에서 걸렸을 때 등에 안전하게 카테터를 제거하기 위해서도, 카테터에 사용되는 의료용 튜브에는 어느 정도의 인장 강도 및 인장 신도가 요구된다. 인장 강도가 낮으면 바로 파단될 위험성이 있고, 인장 강도가 높아도 인장 신도가 낮으면 급격한 발거에 견딜 수 없을 가능성이 있다. 또한, 코일과 외층 튜브 사이에 접착제를 도입하는 방법에서는, 접착제가 의료용 튜브의 내강에 흘러내리는 것을 방지하는 목적에서, 내층이 존재하거나 코일의 권취 형상을 후술하는 밀착 권취로 할 필요가 있는 등으로 구조가 한정된다.

이에 대하여, 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브에서는 의료용 튜브가 인장되어 연신될 때, 코일 외표면과 외층 튜브 내표면이 접동 가능한 상태로 접촉 고정되어 있기 때문에, 각각 별도의 거동을 취하여 외층 튜브 전체에서 인장 응력을 받는 것이 가능해지고, 외층 튜브의 특정한 부분에서 국소적으로 연신되는 것이 방지되어, 박육, 유연하고, 내킹크성과 인장 강도가 우수한 것이 된다. 또한, 접착제를 사용할 필요가 없기 때문에 접착제가 의료용 튜브의 내강에 흘러내리는 것을 방지하는 목적에서, 내층을 설치하거나 코일층을 구성하는 코일을 밀착 권취된 코일로 한정할 필요도 없다. 그 때문에, 의료용 튜브 내경을 크게 확보하는 것이 가능하고, 의료용 튜브의 용도 등에 따라 코일층의 구성을 임의로 선택하는 것이 가능하다.

단, 본 발명에서는 상기와 같이 접착제를 사용할 필요는 없지만, 의료용 튜브의 파단이 발생하지 않는 범위 또는 외층 튜브가 소성 변형되지 않는 범위에서 외층 튜브와 코일층을 접착제 등에 의해 고정시킬 수도 있다. 또한, 후술하는 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브를 갖는 의료 용구를 제작할 때 등에, 의료용 튜브의 단부를 접착제 등에 의해 고정시킴과 동시에 외층 튜브와 코일층을 단부에서 고정시킬 수도 있다.

또한, 본 발명에서는 의료용 튜브의 용도에 따라 그의 내경을 확보하는 것이 가능한 범위에서 코일층의 내측에 내층을 설치할 수도 있다.

또한 의료용 튜브의 구조로서, 단순히 외층 튜브 내에 코일을 배치만 한 것으로, 코일 외표면과 외층 튜브 내표면이 거의 접촉하고 있지 않은 구조가 생각될 수 있다. 그러나, 이와 같은 구조를 갖는 튜브를 고굴곡시킨 경우에는 코일이 자유로운 상태에서 굴곡되기 때문에, 코일의 어긋남이나 꺾임, 겹침 등이 발생한다. 이와 같은 상태가 되면, 튜브의 내외 직경에 변화가 발생하거나 튜브가 킹크되거나 하여 수술을 계속해서 실시하는 것이 거의 불가능하게 된다.

본 발명에 관한 의료용 튜브의 제조 방법에 있어서, 사용하는 코일층의 소선 형상, 소선 치수, 권취 형상 등의 구성은 특별히 한정되지 않는다. 소선 형상은 예를 들면 일반적인 환선일 수도 있고 후술하는 평선일 수도 있다. 또한, 권취 형상은 예를 들면 후술하는 밀착 권취일 수도 있고 피치 권취일 수도 있다. 또한, 이들 각 구성이 의료용 튜브의 부분에 따라 상이하더라도 상관없다.

코일층의 구성은 의료용 튜브의 용도에 맞춰 적절하게 선택할 수 있다. 예를 들면 카테터의 손에서 가까운 측의 샤프트와 같이, 샤프트의 내킹크성이나 인장 강도와 함께 어느 정도의 굽힘 강성과 길이 방향의 압입력을 필요로 하는 경우에는, 소선 형상은 평선인 것이 바람직하고, 권취 형상은 밀착 권취인 것이 바람직하지만, 평선, 밀권 중 적어도 한쪽의 구성을 갖고 있을 수도 있다. 또한, 의료용 튜브의 두께를 얇게 하거나 또는 그의 내경을 보다 크게 확보하는 관점으로부터는 소선 형상은 평선이 바람직하다.

이와 같이 코일층이 평선의 소선을 포함하는 밀착 권취로 구성되는 코일층을 이용하는 경우에는, 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브는 박육임에도 불구하고 의료용 튜브의 굽힘 강성이 높아짐과 동시에 의료용 튜브의 길이 방향의 압입력이 강해진다.

상기 평선이란 단면이 원 형상이 아니라 두께와 폭을 갖는 형상이고, 일반적으로는 환선이라고 불리는 단면이 원 형상인 소선을 압연하여 얻어진다. 본 발명에서 말하는 평선에는, 일반적으로 평선이라고 불리는 상하면이 대강 평행하고 양단부가 둥근 형상인 소선이나, 단면이 대강 직사각형인 평각선이라고 불리는 소선도 포함된다.

상기 밀착 권취란 인접하는 소선이 적어도 근접 또는 접촉하도록 감긴 권취 형상이다.

또한, 밀착 권취로서는 인접하는 소선 사이에서 코일의 길이 방향에 압축의 힘(일반적으로 초기 장력이라고 불리는 힘)을 갖는 것을 이용할 수 있다. 이와 같이 인접하는 소선이 어긋나지 않는 상태에서 가능한 한 강한 초기 장력을 가짐으로써, 샤프트의 굽힘 강성 및 압입력을 더욱 향상시키는 것이 가능해진다.

이와 같이 본 발명에 관한 의료용 튜브의 제조 방법에 있어서 이용하는 코일층의 구성으로서는, 상기 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브를, 예를 들면 카테터의 손에서 가까운 측의 샤프트로서 이용하는 경우에, 소선 형상이 평선인 것 및/또는 권취 형상이 밀착 권취인 것을 구성으로서 갖고 있는 코일층이 바람직하다. 또한, 밀착 권취로서는 초기 장력을 갖고 있는 것이 보다 바람직하다. 또한, 소선 형상이 평선이고, 권취 형상이 초기 장력을 갖는 밀착 권취인 구성을 갖는 코일층이 더욱 바람직하다. 이와 같은 구성을 갖는 코일층을 이용하여 얻어진 의료용 튜브는, 임상 현장의 수술시에 매우 고굴곡으로 구부러지는 경우가 있는 카테터의 손에서 가까운 측의 샤프트로서 특히 바람직하다.

또한, 예를 들면 카테터의 선단측 샤프트와 같이, 샤프트의 내킹크성이나 인장 강도와 함께 샤프트의 유연성을 필요로 하는 경우에 권취 형상은 피치 권취인 것이 바람직하다. 피치 권취란 인접하는 소선의 사이에 간극이 있도록 감긴 권취 형상이다. 특히 그 중에서도 의료용 튜브의 길이 방향의 길이에 관하여, 코일의 소선과 소선 사이의 간극이 코일 소선의 폭과 동일하거나, 이보다 긴 것이 바람직하다. 이와 같은 구조에 의해 보다 유연하고 내킹크성이 우수한 샤프트를 실현할 수 있다. 또한, 여기서 말하는 피치란 코일의 소선의 어느 1점과, 소선을 따라 원주 방향으로 1원주(360˚) 이격된 다른 1점과의 길이 방향의 길이를 말한다(도 1에서 A로서 예시된다). 더욱 상세하게 말하면, 길이 방향에 있어서의 소선의 폭과 소선 사이의 간극의 합이 피치가 된다. 따라서, 본 발명에서 말하는 「코일의 소선과 소선 사이의 간극이 코일 소선의 폭과 동일하거나 이보다 긴」이란, 소선의 폭을 t로 한 경우 피치는 2t 이상인 것을 나타낸다.

이와 같이 피치 권취된 코일층을 이용한 경우, 예를 들면 특허문헌 1의 기재와 같이 외층 튜브의 융점보다 높은 성형 온도에서 가열하는 방법에서, 상술한 바와 같은 외층 튜브의 두께에 변동이 발생하여 인장 강도 및 인장 신도가 현저하게 저하되는 문제가 특히 발생하기 쉬웠다. 이 문제에 대응하기 위해, 인장 강도를 확보하기 위해서 외층 튜브의 두께를 두껍게 하면 튜브의 외경이 커짐과 동시에 튜브의 유연성도 상실되게 되어 삽입성이 현저하게 저하된다. 그 때문에, 예를 들면 체내 관강의 가장 말초에 삽입되는 카테터의 선단측 샤프트로서 사용하기는 어려웠다.

본 발명에 관한 의료용 튜브의 제조 방법에서는 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하기 때문에, 상술한 바와 같이 외층 튜브의 두께에 변동이 발생하는 일이 없고, 또한 코일층을 구성하는 소선의 외표면과 외층 튜브 내표면을 접동 가능한 상태로 접촉 고정한다. 그 결과, 외층 튜브의 특정한 부분에서 국소적으로 연신시키지 않고 인장 강도 및 인장 신도를 확보할 수 있기 때문에, 의료용 튜브의 유연성을 유지하면서 내킹크성을 갖는 구조로 하는 것이 가능해져, 매우 굴곡된 체내 관강의 말초에 삽입되었을 때에도 의료용 튜브를 킹크시키지 않고 원활하게 삽입할 수 있다. 또한, 의료용 튜브가 매우 굴곡된 상태에서도 의료용 튜브의 내강을 유지하는 것이 가능하기 때문에, 약제의 주입성이나 혈전의 흡인성, 다른 카테터의 전달성을 유지할 수 있다. 피치 권취된 코일층을 이용한 경우에, 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브는 상기와 같은 특징을 갖기 때문에 카테터의 선단측 샤프트로서 특히 바람직하다.

본 발명에서 이용하는 코일층을 구성하는 소선의 재질로서는 금속, 수지 등의 각종 재료를 사용할 수 있는데, 특히 스테인리스강 또는 방사선 불투과성이 높은 재료, 예를 들면 텅스텐, 백금, 이리듐, 금 등의 금속인 것이 바람직하다. 그 중에서도 특히 소선의 인장 탄성률이 높은 스테인리스강의 스프링강이나 텅스텐 등이 바람직하다. 이와 같은 소선을 사용함으로써, 더욱 박육이며, 내킹크성이 향상된 의료용 튜브를 제작하는 것이 가능해진다.

본 발명에서 이용하는 외층 튜브를 구성하는 수지로서는 특별히 한정은 없다.

예를 들면, 외층 튜브를 이용하여 제조된 의료용 튜브를 카테터 등의 의료 용구에 삽입하고 다른 부재와 접합시키는 경우, 용착이나 접착 등의 접합 방법을 고려하여 상기 의료 용구를 구성하는 부재에 맞춰 적절하게 선택할 수 있다.

외층 튜브에 사용 가능한 수지로서는 예를 들면 나일론 6, 나일론 66, 나일론 12, 폴리아미드 엘라스토머 등의 폴리아미드류, 폴리에틸렌, 폴리프로필렌, 폴리메틸메타크릴레이트, 변성 폴리올레핀 등의 올레핀류, 폴리에틸렌테레프탈레이트, 폴리부틸렌테레프탈레이트, 폴리에스테르 엘라스토머 등의 폴리에스테르류, 폴리우레탄, 폴리우레탄 엘라스토머, 폴리에테르에테르케톤, 또는 이들의 폴리머 블렌드, 폴리머 얼로이 등을 들 수 있는데, 이들에 한정되는 것은 아니다.

이들 수지 중에서도 외층 튜브의 제조 용이성의 관점으로부터는 압출 성형에 사용 가능한 것이 바람직하고, 다른 각종 튜브와의 접합 용이성의 관점으로부터는 열가소성 엘라스토머가 바람직하고, 고굴곡시에서의 인성을 보다 높이는 관점으로부터는 폴리아미드 엘라스토머, 폴리우레탄 엘라스토머가 더욱 바람직하다.

또한, 상기 수지 중에는 중합시에 사용되는 중합 보조제 외에 조영제, 가소제, 보강제, 안료 등의 각종 첨가제가 포함되어 있을 수도 있다.

외층 튜브는 사출 성형이나 압출 성형 등 공지의 방법에 의해 성형할 수 있다. 장척의 외층 튜브를 성형하는 경우에는 압출 성형에 의해 성형할 수 있다. 또한, 소정의 성형 온도에서 가열할 때에 외층 튜브의 내경을 축소시키는 경우에는 외층 튜브를 잔류 응력에 의해 양호하게 수축시키는 관점으로부터, 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운(pulling down)에 의한 압출 성형에 의해 성형되는 것이 바람직하다. 또한, 상기 압출 성형은 특별한 공정(전자선 조사 공정이나 코어재 피복 등)을 사용하지 않는 일반적인 방법이기 때문에 제조의 용이성이나 제조 비용의 면에서도 유리하다.

또한, 압출 성형에 의하면 소재 본래의 유연성을 유지한 박육 튜브를 제작하는 것이 가능해지기 때문에, 매우 박육이고 유연한 의료용 튜브를 제작하는 것이 가능해진다.

본 발명의 의료용 튜브의 제조 방법에서는 외층 튜브의 외측에 제2 외층을 형성할 수 있다. 또한, 이 경우 제2 외층을 구성하는 재질의 융점(이하, 간단히 제2 외층의 융점이라고 칭함)이 외층 튜브의 융점보다 낮은 재질을 이용하는 것이 바람직하다. 제2 외층의 융점보다 높고, 외층 튜브의 융점보다 낮은 온도에서 가열함으로써, 제2 외층만을 용융시켜 의료용 튜브의 외표면에 다른 튜브를 용착 등에 의해 접합하는 것이 가능해져서, 여러 형상의 의료용 조립체나 카테터에 본 발명의 의료용 튜브를 적용시키는 것이 용이해진다. 이와 같은 제2 외층을 구성하는 재질로서는 예를 들면 상기 외층 튜브를 구성하는 수지를 들 수 있다. 단, 목적에 따라 외층 튜브를 구성하는 수지와는 특성이 상이한 수지를 선택하는 점에 의의가 있다.

또한, 외층 튜브의 외측에 제2 외층을 형성하는 경우, 그의 제조 방법에 한정은 없지만, 제조 용이성의 관점으로부터는 외층 튜브와 코일층을 접동 가능한 상태로 접촉 고정시키기 전에, 외층 튜브의 외측에 제2 외층을 형성하여 2층 튜브의 형상으로 하는 것이 바람직하다. 이와 같은 2층 튜브는 다층 압출 성형 (공압출 성형), 딥(dip) 성형 등에 의해 제조할 수 있다. 또한, 소정의 성형 온도에서 가열할 때에 2층 튜브의 내경(외층 튜브의 내경이기도 함)을 축소시키는 경우에는, 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 다층 압출 성형에 의해 제조하는 것이 바람직하다.

또한, 외층 튜브의 외측에 제2 외층을 형성하는 경우에, 의료용 튜브의 외경을 최대한 크게 하지 않도록 하는 관점으로부터는 외층 튜브의 두께와 제2 외층의 두께의 합계가, 제2 외층을 설치하지 않는 경우와 동일한 정도가 되도록 하는 것이 바람직하다.

또한, 제2 외층은 의료용 튜브의 전체 길이에 걸쳐 설치할 수도 있고 부분적으로 설치할 수도 있다.

소정의 성형 온도에서 가열하여 코일층 상에 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정하는 방법으로서는 특별히 한정은 없지만, 예를 들면 외층 튜브를 코일층에 피복하는 방법을 들 수 있다. 또한, 이와 같이 외층 튜브를 코일층에 피복하는 경우의 예로서는, 예를 들면 소정의 성형 온도에서 가열하였을 때에, 코일층이 내측에 삽입된 외층 튜브의 내경이 10% 이하의 축소를 일으키는 것인 방법을 들 수 있다. 이와 같은 축소를 일으키는 방법으로서는 특별히 한정은 없지만, 외층 튜브 자체를 성형하였을 때의 잔류 응력을 이용하는 방법, 외층 튜브의 내경을 축소시키는 외력을 가하는 방법 등을 들 수 있다.

또한, 상기 「외층 튜브의 내경이 10% 이하의 축소를 일으킨다」에 있어서의 축소율은, 코일층을 삽입하기 전의 외층 튜브의 내경과, 소정 온도에서 가열하여 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정시킨 후의 코일층과 접하는 부분의 외층 튜브의 내경을 대비한 축소율을 의미한다.

상기 잔류 응력을 이용하는 방법으로서는, 예를 들면 외층 튜브의 내측에 코일층을 삽입하고, 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열함으로써, 외층 튜브 등 자체를 성형하였을 때의 잔류 응력을 이용하여 외층 튜브의 내경을 축소시킬 수 있다.

본 기술 분야에 있어서는, 일반적으로 통상의 튜브를 성형하였을 때의 잔류 응력에 대해서 그 후의 의료 용구의 조립이나 멸균, 열처리 등에 의해 튜브의 치수 변화나 형상 변화를 야기하는 원인이 되어 있었기 때문에, 성형 후에 최대한 제거하도록 하는 작업이 실시되고 있었다. 한편, 본 발명에서는 이와 같은 잔류 응력을 적극적으로 의료용 튜브의 제작 방법에 사용함으로써, 코일층보다 큰 내경을 갖는 외층 튜브를 사용하는 것이 가능해지기 때문에, 코일층을 용이하게 외층 튜브의 내측에 배치하고, 외층 튜브와 코일을 접동 가능한 상태로 접촉 고정시키는 것이 가능해진다. 또한, 원하는 형상으로 성형하였을 때에 잔류 응력이 남아 있었던 경우라 하더라도, 소정의 성형 온도로 가열하기 때문에 응력을 완화하는 것도 가능하다.

이와 같이 잔류 응력을 이용하는 경우라 하더라도, 외층 튜브는 특별한 공정을 사용하지 않는 통상의 풀링 다운에 의한 압출 성형에 의해 제작 가능하기 때문에, 저비용으로 외층 튜브를 제작하는 것이 가능하다. 또한, 풀링 다운에 의한 다층 압출 성형함으로써, 제2 외층을 갖는 2층 튜브를 단층의 외층 튜브 대신에 사용하는 것이 매우 용이해진다.

잔류 응력에 의한 외층 튜브의 수축률에 대해서는 성형 온도에서 가열함으로써 내경이 1% 이상, 10% 이하의 수축을 일으키는 외층 튜브인 것이 바람직하다. 이와 같은 수축률의 외층 튜브이면, 통상의 압출 성형으로 제작하는 것이 가능하고, 수축 후의 두께의 변화도 작기 때문에 박육의 의료용 튜브가 제작 가능해진다. 또한, 수축률이 1% 미만이면 외층 튜브 내에 코일을 삽입할 때에 코일의 흐트러짐이 발생할 가능성이 커지는 경향이 있어, 의도한 의료용 튜브를 안정적으로 제작하기가 어려워지는 경향이 있다.

또한, 본 발명에서는 상기와 같이 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열할 때에, 외층 튜브의 내경을 축소시키는 외력을 가할 수도 있다. 이와 같은 외력을 가함으로써 외층 튜브가 코일에 밀착되기 때문에, 코일층에 대하여 외층 튜브를 보다 강하게 밀착시키는 것이 가능해지고, 얻어지는 의료용 튜브의 내킹크성을 보다 향상시킬 수 있다. 또한, 외층 튜브의 진원도가 낮은 경우라 하더라도, 외력에 의해 강제적으로 코일과 직경 방향 전체 둘레에 걸쳐 접하는 것이 가능해지기 때문에 안정한 내킹크성을 갖는 의료용 튜브를 제작할 수 있다. 또한, 사용하는 외층 튜브의 성형 방법은 특별히 문제 삼지 않고 어떤 외층 튜브도 사용 가능하다.

이와 같은 외력을 가하는 방법으로서는, 예를 들면 외층 튜브의 외측으로부터 열 수축 튜브를 씌우는 방법, 외층 튜브의 외측으로부터 금형에 의해 외력을 가하는 방법, 외층 튜브를 연신하는 방법, 외층 튜브를 다이 안으로부터 인발하는 방법 등을 들 수 있다.

이들 방법 중, 열 수축 튜브를 씌우는 방법, 금형에 의해 외력을 가하는 방법, 다이 안으로부터 인발하는 방법이 더욱 바람직하다. 이들 방법에서는 외층 튜브의 온도가 그의 융점보다 낮은 성형 온도가 되도록, 열 수축 튜브, 금형, 다이를 가열하면서 행하는 것이 바람직하다.

이들 방법에서는 외층 튜브의 직경 방향 전체 둘레로부터 외력을 안정적으로 강하게 가하는 것이 가능해지기 때문에, 코일에 대하여 외층 튜브를 더욱 강하게 밀착시키는 것이 가능해져 내킹크성을 더욱 향상시킬 수 있다.

또한, 열 수축 튜브는 내측의 튜브의 형상을 따라 수축함으로써, 또한 금형이나 다이는 내측의 형상을 설정함으로써, 어떠한 형상의 의료용 튜브도 제작 가능해진다. 물론, 이들 성형 방법은 조합하여 사용하는 것도 가능하고, 예를 들면 외층 튜브 자체의 잔류 응력에 의해 내경을 수축시킨 후, 다시 열 수축 튜브나 금형으로 추가적으로 외력을 가할 수도 있고, 외층 튜브를 연신하여 내경을 수축시킨 후, 다시 열 수축 튜브나 금형으로 추가적으로 외력을 가할 수도 있다.

이들 중 열 수축 튜브를 이용하는 방법에 관해서, 본 기술 분야에서는 종래부터 일반적으로 코일 상에 수지층을 형성할 때에, 수지층이 되는 튜브에 열 수축 튜브를 더 씌우고, 열 수축 튜브 내에서 튜브의 융점보다 높은 온도를 가하여 융해시키는 방법이 채택되고 있었다.

한편, 본 발명에서는 열 수축 튜브를 외층 튜브의 외측에 더 씌우고, 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하는 방법을 채택하고 있다. 그리고, 이와 같은 방법을 채택함으로써, 외층 튜브와 코일을 접동 가능한 상태로 접촉 고정시키는 것을 가능하게 하였다. 상기와 같은 높은 온도에서 행하는 종래의 방법으로 제작한 튜브에서는, 본 발명에 관한 의료용 튜브의 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브와 같은 우수한 성능을 발휘할 수 없는 것은 상술한 바와 같지만, 이와 같은 종래의 방법에서는 튜브의 수지층과 열 수축 튜브를 이종(異種) 소재로부터 선택할 필요가 있었다. 이는 성형 후 열 수축 튜브를 제거할 필요가 있는데, 수지층과 열 수축 튜브를 동종의 소재로 하면, 수지층을 융해시킴으로써 열 수축 튜브가 수지층과 고착되어 제거할 수 없는 경우가 있었기 때문이다. 그 때문에, 이와 같은 종래의 방법에서는, 수지층의 소재에 따라서는 최적인 열 수축 튜브가 존재하지 않는 경우나, 매우 열수축 온도가 높은 폴리테트라플루오로에틸렌계 열 수축 튜브 등을 사용할 수밖에 없어 작업성이 매우 나쁜 경우가 있었다. 이에 대하여, 본 발명에서는 외층 튜브의 융점 이하의 성형 온도에서 가열하기 때문에, 소정의 성형 온도에서 수축하는 것이면 외층 튜브를 구성하는 수지의 종류에 따라 최적인 소재를 선택하여 열 수축 튜브를 사용할 수 있으므로 확실하게 의료용 튜브의 성형이 가능하다. 또한, 열 수축 튜브의 열 수축 온도는 소정의 성형 온도에서 수축하면 특별히 한정은 없다. 열 수축 온도는 성형 온도 이하이면 되고, 성형 온도보다 낮은 것이 바람직하다. 이에 의해, 보다 강하고 확실하게 외층 튜브 또는 중간층을 보다 강하게 밀착시키는 것이 가능해지고, 내킹크성을 보다 향상시킬 수 있다. 또한, 열 수축 튜브의 수축률에 대해서도 특별히 한정은 없고, 소정의 성형 온도에서 원하는 의료용 튜브의 외경, 형상을 갖도록 성형 가능해지는 것을 적절하게 선택할 수 있다.

또한, 외층 튜브의 더욱 외측으로부터 금형에 의해 외력을 가하는 경우에 대해서도, 열 수축 튜브에 의한 방법의 경우와 마찬가지로, 본 기술 분야에서는 종래부터 일반적으로 수지의 융점보다 높은 온도에 의해 수지를 융해하여 성형하고 있었다.

그러나, 본 발명에서는 금형을 외층 튜브의 더욱 외측에 배치하고, 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열함으로써, 외층 튜브와 코일을 접동 가능한 상태로 접촉 고정시키는 것을 가능하게 하였다. 이 경우, 금형이 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열할 수 있는 구성인 것이 바람직하다. 이 구성에 따르면, 외층 튜브를 성형 온도에서 가열하면서 금형으로 외력을 가하는 것이 가능해지고, 보다 강하게 코일에 외층 튜브를 접촉시킬 수 있다. 금형의 단면 형상은 성형하는 의료용 튜브의 형상에 맞추는 것이 가능하며, 진원, 타원, 오뚝이 형상 등 어떤 형상이어도 상관없다. 제작하는 의료용 튜브의 단면 형상이 대강 진원인 경우에, 금형은 서서히 내경이 작아지는 기구를 구비하는 것이 바람직하다. 이와 같은 기구를 구비함으로써, 보다 강하게 코일과 외층 튜브를 밀착시키는 것이 가능해진다. 이와 같은 금형의 기구로서는 예를 들면 2 플레이트 금형으로 하고, 원하는 튜브 형상에 대응하는 공간이 형성되도록 설계된 가동형과 고정형 사이에, 내부에 코일층을 배치한 외층 튜브를 배치하고 가동형을 가동시켜, 가동형과 고정형 사이의 거리를 작게 해 가서 최종적으로 공간 내에서 원하는 튜브 형상을 갖도록 구성한 금형을 들 수 있지만, 이에 한정되는 것이 아니다.

다이 안으로부터 인발하여 외력을 가하는 경우에 대해서도, 다이가 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열할 수 있는 구성인 것이 바람직하다. 이 구성에 따르면, 외층 튜브를 성형 온도에서 가열하면서 다이 안으로부터 인발하여 외력을 가하는 것이 가능해지고, 보다 강하게 코일에 외층 튜브를 접촉시킬 수 있다.

이와 같은 다이로서는 예를 들면 양단이 개방되고, 그 한쪽의 개구부로부터 다른 쪽의 개구부를 향하여 연속적 또는 단계적으로 축소되는 연속된 중공 부분을 구비한 것 등을 들 수 있다. 또한, 다이의 한쪽 개구부 또는 그 근방부의 형상은 원하는 의료용 튜브의 외경에 대응한 내경 부분을 갖도록 설계된다. 다른 쪽 개구부의 형상은 특별히 한정은 없고, 성형 전의 외층 튜브가 통과 가능한 형상이면 된다. 또한, 다이의 전체 구조로서는 원하는 의료용 튜브의 형상에 대응한 중공 부분의 형상을 형성 가능하면, 분할 가능한 구조일 수도 분할 불가능한 구조일 수도 있다.

이와 같은 다이를 이용한 성형 방법을 간단하게 설명하면, 소정의 성형 온도로 설정된 다이의 중공 부분에, 다이의 한쪽 개구부로부터 내부에 코일층을 배치한 외층 튜브를 삽입한다. 그리고, 이 외층 튜브 등을 중공 부분을 통과시켜 원하는 형상을 갖는 다른 쪽 개구부로부터 인발한다. 이에 의해, 원하는 형상으로 성형된 의료용 튜브가 얻어진다.

이상의 다이 및 그를 이용한 성형 방법은 일례이며, 이들에 한정되는 것이 아니고, 적절하게 변경 가능하다.

본 발명에 있어서의 상기한 제1 제조 방법 및 상기 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브의 주요한 구성은 대체로 이상과 같지만, 그 밖의 사항은 후술하는 본 발명의 제2 제조 방법의 주요한 구성을 설명한 후, 제1 및 제2 제조 방법, 및 이들 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브에 공통되는 사항에 대하여 정리해서 설명하기로 한다.

본 발명은 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 중간층을 갖고, 중간층의 내측에 코일층을 더 갖는 의료용 튜브의 제조 방법으로서, 상기 외층 튜브 내에 상기 중간층과 상기 코일층을 배치하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 중간층을 통하여 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법에 관한 것이다. 본 제조 방법을 제2 제조 방법으로 한다.

이와 같은 제조 방법에 의하면, 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수한 의료용 튜브를, 특별한 구조나 제조 방법을 사용하지 않고 용이하게 제공하는 것이 가능해진다. 그리고, 본 발명의 제조 방법(제2 제조 방법)에 의해 얻어진 의료용 튜브는, 코일층 상에 중간층을 통하여 외층 튜브가 접동 가능한 상태로 고정되어 있기 때문에, 의료용 튜브가 인장되어 연신된 경우라 하더라도, 코일층과 외층 튜브가 별도의 거동을 취하고 외층 튜브 전체에서 인장 응력을 받는 것이 가능해져서, 외층 튜브의 특정한 부분에서 국소적으로 연신되는 것이 방지되어, 박육, 유연하고, 내킹크성과 인장 강도가 우수한 것이 된다.

또한, 본 발명에 있어서 「코일층 상에 중간층을 통하여 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정한다」란, 의료용 튜브에 대하여 신장, 굽힘 등의 응력이 부가되지 않는 상태에서는 서로 접촉하고, 마찰력 등에 의해 서로 접동하지 않도록 고정되어 있지만, 응력이 부가되었을 때에는 외층 튜브에 균열이나 파단을 일으키기 전에, 더욱 바람직하게는 외층 튜브의 소성 변형이 발생하기 전에 중간층을 통하여 코일층과 외층 튜브가 서로 독립적으로 접동할 수 있는 것을 의미한다. 「중간층을 통한다」란 중간층이 코일층과 함께 접동하는 경우, 외층 튜브와 함께 접동하는 경우가 있는 것을 의미한다. 또한, 「고정」이란 외층 튜브에 균열이나 파단을 일으키기 전에, 더욱 바람직하게는 외층 튜브의 소성 변형이 발생하기 전에, 중간층과, 코일층 또는 외층 튜브가 분리 가능한 정도로 접합되어 있는 상태를 포함하는 개념이다.

제2 제조 방법에 있어서 사용하는 코일층 및 외층 튜브의 구성 및 성형 온도는, 제1 제조 방법과 동일한 구성 및 성형 온도를 채택할 수 있기 때문에 본 제조 방법에서는 상세한 설명은 생략하고, 본 제조 방법의 주요한 특징에 관하여 이하에 설명한다.

상기한 중간층은 의료용 튜브의 길이 방향에 균일하게 배치하는 것이 바람직하다. 또한 중간층으로서는, 코일층 상에 배치하기 전에 중간층 단체의 튜브로서 구성할 수도 있고, 중간층을 내층으로 하고, 외층 튜브를 외층으로 한 2층 튜브로서 구성할 수도 있다. 이들 구조에 의해 용이하게 중간층을 코일층과 외층 튜브 사이에 배치하는 것이 가능해진다. 이들 중, 제조의 용이성의 관점으로부터는 2층 튜브를 사용하는 것이 바람직하다. 특히, 중간층 단체의 튜브를 매우 얇게(예를 들면 두께가 10μm 정도 이하) 만드는 것은 현재의 당업자의 기술로는 어렵고, 코일층에 피복하기 전에 중간층을 내층으로 하고, 외층 튜브를 외층으로 한 2층 튜브의 형상으로 되어 있음으로써, 중간층 단체의 튜브에서는 실현할 수 없는 얇기의 중간층을 만드는 것이 가능해진다.

또한, 이와 같은 2층 튜브는 다층 압출 성형(공압출 성형), 딥 성형 등에 의해 제조할 수 있다. 이 중, 예를 들면 제1 제조 방법에 있어서 설명한 것과 마찬가지로 하여 단층의 외층 튜브 대신에 2층 튜브를 사용하고, 그의 잔류 응력을 이용하여 코일층 상에 중간층을 통하여 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정하는 경우에, 풀링 다운에 의한 다층 압출 성형에 의해 2층 튜브를 성형하는 것이 바람직하다.

또한, 본 발명의 의료용 튜브의 제2 제조 방법에서도 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하기 때문에, 외층 튜브의 내측에 있는 코일층의 형상에 관계없이, 적어도 외층 튜브는 거의 원래의 튜브의 균일한 두께를 유지한 채 성형하는 것이 가능해져서, 외층 튜브가 단층의 수지 튜브로서의 인장 강도 및 인장 신도를 확보할 수 있다.

이와 같이 제2 제조 방법에 있어서도 성형 온도는 외층 튜브의 융점보다 낮은 온도이면 되는데, 제1 제조 방법에 있어서 설명한 바와 같이 외층 튜브의 열 변형 온도(하중 굴곡 온도)보다 높은 것이 더욱 바람직하다.

이와 같이 제2 제조 방법에서도 상기와 같은 성형 온도를 채택하는데, 본 제조 방법에서는 외층 튜브의 내측에 중간층을 배치하기 때문에, 중간층을 구성하는 재질의 융점, 열 변형 온도를 고려함으로써, 제2 제조 방법에 의해 얻어진 의료용 튜브의 기능을 보다 향상시킬 수 있다.

상기 중간층을 구성하는 재질로서는 특별히 한정은 없고, 예를 들면 상술한 외층 튜브를 구성하는 수지를 이용할 수 있다. 그리고, 이와 같은 수지를 이용하는 경우, 본 발명에 있어서의 성형 온도와의 관계로부터 외층 튜브를 구성하는 수지의 융점 이하의 융점을 갖는 수지를 이용하는 것이 바람직하고, 외층 튜브를 구성하는 수지의 융점보다 낮은 융점을 갖는 수지가 보다 바람직하다.

성형 온도가 외층 튜브 및 중간층의 융점보다 낮은 경우에는, 중간층은 외측 튜브와 마찬가지의 거동을 나타내게 되고, 예를 들면 도 1 또는 도 2에 도시한 바와 같은 단면 구조를 갖는 의료용 튜브를 제조할 수 있다. 물론, 도 1 및 도 2에 있어서의 외층 튜브(102)의 부분은 2층 구조를 갖게 된다. 또한, 성형 온도가 외층 튜브 및 중간층의 열 변형 온도보다 높은 것이 보다 바람직하다.

한편, 성형 온도가 외층 튜브의 융점보다 낮고 중간층의 융점보다 높은 경우에는 중간층만이 용융된다. 그리고, 중간층만이 용융된 경우에 있어서는 가공 조건, 코일층을 구성하는 소선의 코일 형상 등에 따라 다르지만, 예를 들면 코일층으로서 피치 권취된 코일을 이용하고, 외측 튜브의 내경을 축소시키는 경우에는, 피치 권취된 코일의 소선 사이에 중간층이 인입하여 피치 권취된 코일을 안정적으로 지지하는 것이 가능해진다. 이 경우의 일례를 도 4에 모식적으로 도시한다. 도 4에 도시한 바와 같이 의료용 튜브(201)의 외층 튜브(202)의 두께는 거의 일정하고, 외층 튜브(202)의 내측에는 중간층(204)과 피치 권취된 코일인 코일층(203)이 배치되어 있다. 또한, 중간층(204)은 피치 권취된 코일의 소선 사이(205)에 배치되어 있다. 또한, 가공 조건 등에 따라 다르지만, 코일층(203)을 구성하는 피치 권취된 코일의 소선의 외주면과 외층 튜브(202)의 내주면 사이에 중간층(204)이 잔존하는 경우와 잔존하지 않는 경우가 있다. 도 4는 잔존하고 있는 예이다.

상기와 같이 중간층의 융점이 성형 온도보다 낮은 경우, 일반적으로 중간층은 코일층 및 외층 튜브에 접합(용착)되는 경향이 있지만, 이들은 본 발명에서 말하는 「고착」되지 않을 정도의 접합 상태에 있다. 그 때문에, 중간층이 용융되어 코일층에 접합함으로써, 예를 들면 코일층을 구성하는 소선의 권취 형상이 피치 권취인 경우, 코일의 피치의 흐트러짐을 방지할 수 있어 안정적으로 의료용 튜브를 제조하는 것이 가능해진다. 이와 같은 관점으로부터 성형 온도는 중간층의 융점보다 높은 것이 바람직하다.

또한, 이와 같이 중간층은 일반적으로 사용되는 접착제와는 달리, 외층 튜브와 코일층의 접합의 정도를 용이하게 제어 가능하다.

또한, 상기 중간층을 구성하는 재료의 열적 특성 이외의 특성으로서는, 외층 튜브를 구성하는 수지보다 유연성이 높은 것이 바람직하다. 이에 의해, 외층 튜브에 있어서는 인장 강도를 확보하면서 중간층에 있어서는 접동 가능한 상태로 고정하는 것을 보다 용이하게 실현할 수 있다.

이하, 외층 튜브와 중간층의 수지의 조합의 예에 대하여 설명한다.

예를 들면 외층 튜브와 중간층이 동종의 재질인 경우에는, 중간층의 융점이 성형 온도보다 낮고, 중간층의 재료가 외층 튜브의 재료보다 유연성이 높음으로써, 코일층과의 접합 정도가 약해서 의료용 튜브가 인장되어 연신될 때에는, 중간층과 코일층의 접합이 벗겨져서 코일과 외층 튜브가 별도의 거동을 취하는 것이 가능해진다. 이 현상은 중간층의 두께가 외층 튜브의 두께와 비교하여 얇을수록 현저하기 때문에 중간층은 얇을수록 바람직하다.

외층 튜브와 중간층이 이종의 재질인 경우에는, 일반적으로 중간층과 외층 튜브의 접합 정도가 약해서 의료용 튜브가 인장되어 연신될 때에, 외층 튜브와 중간층의 접합이 벗겨져서 코일층과 외층 튜브가 별도의 거동을 취하는 것이 가능해진다. 또한, 이종의 소재인 경우라 하더라도 동종의 소재인 경우와 마찬가지로 중간층과 코일층의 접합 정도가 약한 경우도 있다. 이와 같은 관점으로부터도 중간층은 외층 튜브와 비교하여 두께가 얇아 수지의 유연성이 높은 것이 바람직하다.

중간층과 코일층의 박리 또는 외층 튜브와 중간층의 박리의 강도에 관해서는, 응력이 부가되었을 때에 외층 튜브에 균열이나 파단을 일으키기 전에, 더욱 바람직하게는 외층 튜브가 소성 변형되기 시작하기 전에 벗겨지는 것이 바람직하다. 이와 같은 박리의 강도임으로써 코일과 외층 튜브가 별도의 거동을 취하는 것이 가능해져서, 외층 튜브가 단층의 수지 튜브로서의 인장 강도 및 인장 신도를 확보할 수 있다. 또한, 여기서 말하는 동종의 재질이란 폴리아미드 엘라스토머끼리, 폴리우레탄 엘라스토머끼리 등을 말한다.

제2 제조 방법에 있어서도 제1 제조 방법과 마찬가지로 외층 튜브를 소정의 성형 온도에서 가열시에, 외층 튜브의 내경이 10% 이하의 수축을 일으키는 것이 바람직하다. 또한, 상기한 축소율은 코일층을 삽입하기 전의 외층 튜브의 내경과, 소정 온도에서 가열하여 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정시킨 후의 코일층의 외측에 근접하는 부분의 내경을 대비한 축소율을 의미한다.

또한, 소정 온도에서 가열하여, 코일층 상에 중간층을 통하여 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정하는 방법으로서는 특별히 한정은 없지만, 제1 제조 방법에 있어서 설명한 방법을 채택할 수 있다. 단, 제2 제조 방법에서는 제1 제조 방법에 있어서의 단층의 외층 튜브, 및 단층의 외층 튜브의 외측에 제2 외층을 구비한 2층 튜브 대신에 중간층을 내층으로 하고, 외층 튜브를 외층으로 한 2층 튜브 및 상기 2층 튜브의 외측에 제2 외층을 구비한 3층 튜브를 이용할 수 있다. 또한, 이와 같은 2층 튜브 또는 3층 튜브를 이용한 경우에는, 제1 제조 방법의 경우와 마찬가지로 하여 각 튜브의 잔류 응력을 이용함으로써, 또는 열 수축 튜브, 금형, 다이, 2층 튜브 또는 3층 튜브의 연신 등에 의해 외력을 가함으로써, 외층 튜브(즉, 2층 튜브 또는 3층 튜브)의 내경을 축소시킬 수 있다.

이하, 상기한 제1 및 제2 제조 방법에 공통되는 사항에 대하여 설명한다.

본 발명의 제1 제조 방법에서는 상기 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정시키고, 제2 제조 방법에서는 상기 코일층 상에 상기 중간층을 통하여 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정한다. 따라서, 모든 제조 방법에 있어서 외층 튜브와 코일층, 또는 중간층과 코일층이 접촉하도록 고정되어 있다. 이들 접촉 상태로서는 외층 튜브와 코일층, 또는 중간층과 코일층이, 의료용 튜브의 직경 방향 단면에 있어서 그 둘레 길이의 대강 절반 이상 접촉하고 있는 것이 바람직하다. 접촉하고 있는 범위가 절반 이하이도록 하는 튜브에서는, 고굴곡시켰을 때에 코일의 직경 방향 단면 절반 이상이 자유로운 상태에서 굴곡되기 때문에, 코일의 어긋남이나 꺾임, 겹침 등이 발생할 가능성이 높다. 이와 같은 상태가 되면, 샤프트의 내외 직경에 변화가 발생하거나 샤프트가 킹크되어 수술을 계속해서 실시할 수 없다. 절반 이상 접촉하고 있음으로써 코일이 이러한 상태가 되는 것을 방지할 수 있고, 수술을 계속해서 실시하는 것이 가능해진다. 또한 그 직경 방향 단면에 있어서 거의 전체 둘레에 걸쳐 외층 튜브와 코일층이 접동 가능한 상태로 접촉하고 있거나, 또는 중간층과 코일층이 접촉하고 있는 것이 바람직하다. 이에 의해, 코일층의 어긋남이나 꺾임, 겹침을 더욱 고도로 방지할 수 있고, 내킹크성을 안정시키고, 보다 향상시키는 것이 가능해진다.

또한, 본 발명에서 말하는 인장 신도 및 인장 강도란 인장 파단 신도 및 인장 파단 강도를 말하는데, 본 발명에서는 의료용 튜브의 코일 이외의 부분이 파단되었을 때의 최대의 변위 및 하중을 가리킨다. 이는 코일이 파단되는 인장 길이는 매우 크고, 코일의 파단 신도 및 파단 강도는 의료용 튜브에 있어서 중요성은 낮고, 코일 이외의 부분의 파단 신도 및 파단 강도가 의료용 튜브에 있어서 중요성이 높기 때문이다.

또한, 본 발명에서 말하는 융점이란 ASTM D3418의 방법으로 측정한 융점을 말한다. 또한, 본 발명에서 말하는 열 변형 온도(하중 굴곡 온도)란 ISO 75의 방법으로 측정한 열 변형 온도(하중 굴곡 온도)를 말한다.

본 발명에 관한 의료용 튜브는 박육, 유연하고 내킹크성과 인장 강도가 우수하고, 다른 튜브 등의 부재와 용이하게 접합 가능하기 때문에 카테터 등의 의료 용구 등에 폭넓게 적용 가능하다. 상술한 바와 같은 카테터의 손에서 가까운 부분의 샤프트나 선단부 샤프트뿐만 아니라, 내강 가이드 와이어나 기타 튜브를 사용하는 의료 용구에 적용 가능하다. 예를 들면, 풍선 카테터의 샤프트로서 사용한 경우에는 박육의 샤프트로 할 수 있음으로써, 내강을 넓게 취할 수 있어 풍선의 수축 시간을 짧게 하는 것이 가능해진다. 약제 주입용 카테터의 샤프트로서 사용한 경우에는 박육의 샤프트로 할 수 있음으로써, 내강을 넓게 취할 수 있어 약제의 주입량을 많게 하는 것이 가능해진다. 혈전 흡인용 카테터의 샤프트로서 사용한 경우에는 박육의 샤프트로 할 수 있음으로써, 내강을 넓게 취할 수 있어 혈전의 흡인량을 많게 하는 것이 가능해진다. 다른 카테터 등의 전달용 카테터의 샤프트로서 사용한 경우에는 박육의 샤프트로 할 수 있음으로써, 내강을 넓게 취할 수 있어 보다 큰 카테터 등을 전달하는 것이 가능해진다. 또한, 이들 카테터에 있어서 종래와 마찬가지의 내강으로 한 경우에는, 카테터의 외경을 작게 할 수 있어 보다 저침습인 치료나 보다 말초가 미세한 체내 관강에서의 치료를 가능하게 한다.

본 발명에 관한 의료용 튜브를 이들 카테터에 적용할 때에, 의료용 튜브의 내강을 평활하게 하는 등의 효과를 목적으로 하여 코일층의 내강에 내층을 더 갖는 것도 가능하다. 특히 코일의 권취 형상이 피치 권취인 경우, 이와 같은 내층을 가짐으로써 가이드 와이어나 다른 카테터 등을, 보다 원활하게 의료용 튜브 내강에 통과시키는 것이 가능해진다. 단, 의료용 튜브를 박육으로 하는 관점으로부터, 본 발명의 제조 방법에 의해 얻어지는 의료용 튜브의 내킹크성, 인장 강도를 고려하여, 내층, 외층 튜브, 코일층, 필요에 따라 형성하는 중간층, 제2 외층의 두께를 적절하게 조정할 수 있다.

<실시예>

이하, 실시예에 따라 본 발명을 더욱 상세하게 설명하지만, 본 발명을 이하의 실시예에 한정하는 것이 아니다. 이하의 실시예는 내킹크성, 인장 강도, 인장 신도의 비교를 나타내는 것으로, 박육화의 가능성이나 제조의 용이성에 대해서는 기재하고 있지 않다.

(실시예 1)

코일층은 스테인리스강의 평선(두께 0.10mm, 폭 0.20mm)으로 이루어지는 내경 1.00mm, 길이 300mm의 밀착 권취된 코일을 사용하였다. 외층 튜브는 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 압출 성형에 의해, 내경 1.25mm, 외경 1.39mm의 폴리우레탄 엘라스토머(쇼어 D 경도 68D, 융점 182℃)제 튜브를 제작하여 사용하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 외층 튜브의 내측에 삽입하였다. 이 상태에서 130℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 2)

코일층은 스테인리스강의 평선(두께 0.02mm, 폭 0.10mm)으로 이루어지는 내경 1.00mm, 소선 사이의 간극 0.05mm(피치 0.15mm), 길이 300mm의 피치 권취된 코일을 사용하였다. 외층 튜브 및 중간층은 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 2층 튜브의 압출 성형에 의해, 외층(외측 튜브)이 두께 0.05mm인 폴리우레탄 엘라스토머(쇼어 D 경도 68D, 융점 182℃)를 포함하고, 내층(중간층)이 두께 0.01mm인 폴리우레탄 엘라스토머(쇼어 A 경도 85A, 융점 163℃)를 포함하는, 내경 1.08mm, 외경 1.20mm, 길이 300mm의 2층 튜브를 제작하여 사용하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 2층 튜브의 내측에 삽입하였다. 이 상태에서 130℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.16mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 3)

코일층은 실시예 1과 마찬가지로 하였다. 외층 튜브는 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 압출 성형에 의해, 내경 1.25mm, 외경 1.39mm의 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 72D, 융점 176℃, 열 변형 온도 106℃)제 튜브를 제작하여 사용하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 외층 튜브의 내측에 삽입하였다. 이 상태에서 130℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 4)

코일층 및 외층 튜브는 실시예 1과 마찬가지로 하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 외층 튜브의 내측에 삽입하였다. 또한, 외층 튜브의 외측에 열 수축 튜브(폴리올레핀제, 수축 온도 115℃ 이상, 수축률 40% 이상, 내경 약 1.5mm)를 전체 길이에 걸쳐 씌우고 174℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 열 수축 튜브를 벗기고, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 5)

코일층 및 외층 튜브는 실시예 3과 마찬가지로 하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 외층 튜브의 내측에 삽입하였다. 또한, 외층 튜브의 외측에 열 수축 튜브(폴리올레핀제, 수축 온도 115℃ 이상, 수축률 40% 이상, 내경 약 1.5mm)를 전체 길이에 걸쳐 씌우고 170℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 열 수축 튜브를 벗기고, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 6)

코일층은 실시예 2와 마찬가지로 하였다. 외층 튜브 및 중간층은 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 2층 튜브의 압출 성형에 의해, 외층(외층 튜브)이 두께 0.05mm인 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 70D, 융점 174℃, 열 변형 온도 99℃)를 포함하고, 내층(중간층)이 두께 0.01mm인 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 35D, 융점 152℃, 열 변형 온도 46℃)를 포함하는, 내경 1.08mm, 외경 1.20mm, 길이 300mm의 2층 튜브를 제작하여 사용하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 2층 튜브의 내측에 삽입하였다. 또한, 2층 튜브의 외측에 열 수축 튜브(폴리올레핀제, 수축 온도 115℃ 이상, 수축률 40% 이상, 내경 약 1.5mm)를 전체 길이에 걸쳐 씌우고 170℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 열 수축 튜브를 벗기고, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.16mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 7)

코일층 및 외층 튜브는 실시예 3과 마찬가지로 하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 외층 튜브의 내측에 삽입하였다. 외층 튜브의 한쪽 끝을 스테인리스제 다이(내경 1.35mm)에 통과시키고, 다이를 170℃로 가열한 후, 다이에 통과시킨 외층 튜브의 한쪽 끝을 일정 속도로 잡아 당겨, 코일층 및 외층 튜브를 전체 길이에 걸쳐 다이 안을 인발하였다. 그 후, 스테인리스 코어재를 빼냄으로써 내경 1.00mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(실시예 8)

코일층은 실시예 2와 마찬가지로 하였다. 외층 튜브 및 제2 외층은 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 2층 튜브의 압출 성형에 의해, 외층(제2 외층)이 두께 0.02mm인 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 35D, 융점 152℃, 열 변형 온도 46℃)를 포함하고, 내층(외층 튜브)이 두께 0.05mm인 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 70D, 융점 174℃, 열 변형 온도 99℃)를 포함하는, 내경 1.08mm, 외경 1.22mm, 길이 300mm의 2층 튜브를 제작하여 사용하였다.

제작한 코일의 내강에 직경 0.98mm, 길이 400mm의 스테인리스 코어재를 삽입하고, 이것을 2층 튜브의 내측에 삽입하였다. 또한, 2층 튜브의 외측에 열 수축 튜브(폴리올레핀제, 수축 온도 115℃ 이상, 수축률 40% 이상, 내경 약 1.5mm)를 전체 길이에 걸쳐 씌우고 170℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 열 수축 튜브를 벗겨, 내경 1.00mm, 외경 1.18mm, 길이 300mm의 스테인리스 코어재가 들어간 의료용 튜브를 얻었다.

이 스테인리스 코어재가 들어간 의료용 튜브의 한쪽 끝으로부터 150mm의 범위에, 직경 0.40mm의 스테인리스 코어재가 삽입된 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 55D, 융점 168℃, 열 변형 온도 66℃)를 포함하는 제2 튜브(내경 0.41mm, 외경 0.56mm, 길이 150mm)를 평행하게 따르게 하고, 스테인리스 코어재가 들어간 의료용 튜브와 제2 튜브 모두가 들어가도록 열 수축 튜브(폴리올레핀제, 수축 온도 115℃ 이상, 수축률 40% 이상, 내경 약 2.0mm)를 씌우고, 170℃로 설정된 오븐에서 2분간 가열하였다. 오븐으로부터 취출한 후, 열 수축 튜브를 벗기고, 직경 1.00mm의 스테인리스 코어재 및 직경 0.40mm의 스테인리스 코어재를 빼냄으로써, 제2 튜브가 병렬로 용착된 부분이 150mm, 의료용 튜브만의 부분이 150mm로 구성되는, 길이 300mm의 의료용 조립체를 얻었다.

(비교예 1)

오븐의 온도를 200℃로 설정하는 것 이외에는 실시예 4와 마찬가지로 하였다.

(비교예 2)

오븐의 온도를 200℃로 설정하는 것 이외에는 실시예 5와 마찬가지로 하였다.

(비교예 3)

오븐의 온도를 200℃로 설정하는 것 이외에는 실시예 6과 마찬가지로 하였다.

(비교예 4)

코일층은 실시예 1과 마찬가지로 하였다. 외층 튜브는 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 압출 성형에 의해, 내경 1.21mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 폴리우레탄 엘라스토머(쇼어 D 경도 68D)제 튜브를 제작하여 사용하였다.

제작한 코일을 축 방향으로 잡아늘리고, 외경이 축소되도록 비틀어 외층 튜브의 내측에 삽입하였다. 코일을 원래의 형상으로 복귀시켜, 내경 1.00mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 의료용 튜브를 얻었다.

(비교예 5)

외층 튜브는 압출기를 사용하여 내강에 공기를 넣는 통상의 풀링 다운에 의한 압출 성형에 의해, 내경 1.21mm, 외경 1.35mm, 길이 300mm의 폴리아미드 엘라스토머(쇼어 D 경도 72D)제 튜브를 제작하여 사용하였다. 외층 튜브 이외에는 비교예 4와 마찬가지로 하였다.

(평가)

임상 현장에서 카테터 등이 조작되는 움직임과 마찬가지로 의료용 튜브를 2개소에서 지지하고, 지지한 부분을 근접시켜 튜브를 굴곡시켜 평가하는 「내킹크성 시험」, 및 임상 현장에서 카테터 등이 인장되는 움직임과 마찬가지로 의료용 튜브를 2개소에서 지지하고, 지지한 부분을 잡아 당겨서 평가하는 「인장 시험」의 2종류의 평가를 실시하였다. 실시예 1 내지 8, 비교예 1 내지 5에서 제작한 의료용 튜브에 대하여 2종류의 평가를 실시하였으나, 실시예 8만 제2 튜브를 접합한 부분에 대해서도 마찬가지로 평가를 실시하였다.

(내킹크성 시험)

의료용 튜브를 직선 형상의 상태로 하고, 길이 방향으로 일정 거리 이격된 2점을 좌우 손으로 지지하고, 양쪽 손을 천천히 일직선 상에서 근접시켜 가서, 지지한 거리가 10mm가 되는 위치까지 근접시켜 튜브를 굴곡시켰을 때의 킹크의 유무를 관찰하였다. 여기서 말하는 킹크란 외층 튜브에 균열이나 꺾임, 또는 큰 소성 변형(신장 등)이 발생한 상태를 말하고, 직선 형상으로 복귀시켜도 원래의 의료용 튜브의 상태로는 복귀되지 않는 경우가 많다. 최초의 지지 거리에 대해서는, 시험을 최종까지 실시하였을 때에 매우 고굴곡으로 구부린 상태가 되는 70mm 및 더욱 가혹한 상태인 50mm의 2종류를 설정하였다. 평가 결과로서 어느 설정에서도 킹크되지 않은 경우를 ◎, 70mm에서 킹크되지 않고 50mm에서 킹크된 경우를 ○, 70mm에서 킹크된 경우를 ×로 하여 의료용 튜브의 내킹크성을 평가하였다.

내킹크성 시험의 결과를 표 1에 나타낸다.

실시예 1 내지 3에 대해서는 지지 거리 70mm의 시험에서 최종까지 킹크되지 않고, 내강의 파쇄나 외층의 균열, 코일의 흐트러짐도 발생하지 않아 양호한 내킹크성을 나타냈다. 지지 거리 50mm의 시험에서는 20mm의 거리까지 근접시킨 시점에서 하중의 저하를 느껴 킹크되었다고 판단하였으나, 직선 형상으로 복귀시키면 코일의 어긋남이나 겹침도 관찰되지 않고, 원래의 의료용 튜브의 상태에 복귀되어 있었다.

실시예 4 내지 8에 대해서는 지지 거리 70mm의 시험, 50mm의 시험 모두 최종까지 킹크되지 않았고, 내강의 파쇄나 외층의 균열, 코일의 흐트러짐도 발생하지 않아 양호한 내킹크성을 나타냈다. 또한, 실시예 8에 대해서는 제2 튜브를 접합한 의료용 조립체에 대해서도 마찬가지로 양호한 내킹크성을 나타냈다.

비교예 1 내지 2에 대해서는, 지지 거리 70mm의 시험에서 20mm의 거리까지 근접시킨 시점에서 외층 튜브에 균열이 발생하여 킹크되었다.

비교예 3에 대해서는, 지지 거리 70mm의 시험에서 20mm의 거리까지 근접시킨 시점에서 코일의 소선의 간극에서 외층 튜브가 잡아 늘려져서 킹크되었다. 직선 형상으로 복귀시켜도 외층 튜브가 잡아 늘려진 부분이 느슨해진 상태 그대로이고, 의료용 튜브의 강성이 극단적으로 저하됨과 동시에 외경이 커졌다.

비교예 4 내지 5에 대해서는, 지지 거리 70mm의 시험에서 40mm의 거리까지 근접시킨 시점에서 외층 튜브가 킹크됨과 동시에, 코일의 어긋남과 겹침이 발생하여 킹크되었다. 직선 형상으로 복귀시켜도 코일의 어긋남과 겹침은 해소되지 않았다.

(인장 시험)

의료용 튜브를 인장 압축 시험기(시마즈세이사쿠쇼)를 이용하여, 척(chuck)간 거리 50mm, 인장 속도 1000mm/min의 조건으로 인장 시험을 실시하여 인장 강도 및 인장 신도를 평가하였다. 인장 강도 및 인장 신도는 코일층을 포함하는 의료용 튜브의 코일 이외의 부분이 파단하였을 때의 최대의 하중 및 변위로 하였다. 인장 신도에 대해서는 (파단시의 변위/척간 거리)×100[%]으로 나타낸다. 여기서, 파단시의 변위란 척된 상태를 0mm로 한 경우의 파단시의 거리이며, 의료용 튜브가 실제로 신장된 거리를 말한다.

인장 시험의 결과를 표 2에 나타낸다.

실시예 1 내지 8의 인장 강도에 대해서는 수지의 경도나 외층 튜브의 두께 등에 따라 차이는 있지만, 12 내지 18N으로 충분한 인장 강도를 나타냈다. 또한, 인장 신도에 대해서도 인장 강도와 마찬가지로 차이는 있지만, 108 내지 240%로 초기 상태의 2배 이상의 신장을 나타냈다. 실시예 8에 대해서는 제2 튜브를 접합한 의료용 조립체에 대해서도 15N의 인장 강도, 141%의 인장 신도로 의료용 튜브와 거의 마찬가지의 결과를 나타냈다.

비교예 4 내지 5의 인장 강도에 대해서는 수지의 경도나 외층 튜브의 두께 등에 따라 차이는 있지만, 15 내지 17N으로 충분한 인장 강도를 나타냈다. 또한, 인장 신도에 대해서도 인장 강도와 마찬가지로 차이는 있지만, 240 내지 251%로 초기 상태의 2배 이상의 신장을 나타냈다.

비교예 1 내지 3의 인장 강도에 대해서는 수지의 경도나 외층 튜브의 두께 등에 따라 차이는 있지만, 모두 5 내지 9N으로 낮은 하중에서 파단되었다. 또한, 인장 신도에 대해서는 비교예 1 내지 2는 191 내지 217%로 초기 상태의 2배 이상의 신장을 나타냈지만, 비교예 3은 31%이고, 신장을 시작하고 나서 바로 파단되었다.

상기한 결과로부터, 실시예 1 내지 3에 대해서는 매우 고굴곡으로 구부린 상태에서도 킹크되지 않으며, 가혹한 상태에서는 킹크되는 느낌은 있지만, 직선 형상으로 복귀시킴으로써 다시 의료용 튜브로서 사용 가능한 것이 확인되었다. 또한, 인장 강도 및 인장 신도에 대해서도 충분한 하중과 신장을 나타내서 의료용 튜브로서 안전하게 사용할 수 있는 것이 확인되었다.

실시예 4 내지 8에 대해서는 매우 가혹한 상태에서도 킹크가 발생하는 경우가 없어 의료용 튜브로서 사용할 수 있는 것이 확인되었다. 또한, 인장 강도 및 인장 신도에 대해서도 충분한 하중과 신장을 나타내서 의료용 튜브로서 안전하게 사용할 수 있는 것이 확인되었다. 또한, 실시예 8에 있어서 의료용 조립체로서도 안전하게 사용할 수 있는 것이 확인되었다.

비교예 1 내지 3에 대해서는, 고굴곡으로 구부린 상태에서 외층 튜브의 균열이나 킹크가 발생하여 의료용 튜브로서 사용하는 것이 불가능한 것이 확인되었다. 또한, 인장 강도에 대해서도 낮은 하중에서 파단되었다. 특히 비교예 3에 대해서는 인장 신도도 작은 신장에서 파단되어, 비교예 1 내지 3에 대해서는 의료용 튜브로서 사용하기에는 안전상의 문제가 있는 것이 확인되었다.

비교예 4 내지 5에 대해서는, 인장 강도 및 인장 신도에 대해서 단순한 수지 튜브이기 때문에 충분한 하중과 신장을 나타냈지만, 고굴곡으로 구부린 상태에서 외층 튜브에 킹크가 발생하고, 코일에도 어긋남과 겹침이 발생하여 의료용 튜브로서 사용하는 것이 불가능한 것이 확인되었다.

101, 201 : 의료용 튜브
102, 202 : 외층 튜브
103, 203 : 코일층
104A : 외층 튜브(102)의 내측에서 코일 소선 단부에 접촉하는 부분
104B : 외층 튜브(102)의 내측에서 코일 소선 단부에 접촉하는 부분
105 : 오목부
204 : 중간층
205 : 소선 사이

Claims (21)

1. 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 코일층을 갖는 의료용 튜브의 제조 방법이며,
   상기 외층 튜브가 열가소성 엘라스토머를 포함하고, 외층 튜브의 융점보다 낮은 온도에서 가열하였을 때에 내경이 1% 이상, 10% 이하의 수축을 일으키는 것이며,
   상기 외층 튜브 내에 상기 코일층을 삽입하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 접촉 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
2. 수지를 포함하는 외층 튜브의 내측에 중간층을 가지며, 중간층의 내측에 코일층을 더 갖는 의료용 튜브의 제조 방법이며,
   상기 외층 튜브가 열가소성 엘라스토머를 포함하고, 외층 튜브의 융점보다 낮은 온도에서 가열하였을 때에 내경이 1% 이상, 10% 이하의 수축을 일으키는 것이며,
   상기 외층 튜브 내에 상기 중간층과 상기 코일층을 배치하고, 상기 외층 튜브의 융점보다 낮은 성형 온도에서 가열하여, 상기 코일층 상에 상기 중간층을 통하여 상기 외층 튜브를 접동 가능한 상태로 고정하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 성형 온도에서 가열할 때에 상기 외층 튜브의 내경을 축소시키는 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
4. 제3항에 있어서, 상기 외층 튜브의 더욱 외측에 내경이 수축하는 열 수축 튜브를 배치함으로써 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
5. 제3항에 있어서, 상기 외층 튜브의 더욱 외측으로부터 금형에 의해 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
6. 제3항에 있어서, 상기 외층 튜브를 다이(die) 안으로부터 인발함으로써 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
7. 제3항에 있어서, 상기 외층 튜브를 연신함으로써 상기 외력을 가하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
8. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 코일층이 금속선을 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
9. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 코일층을 형성하는 소선(素線)의 형상이 평선(平線)인 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
10. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 코일층이 밀착 권취된 코일인 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
11. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 코일층이 피치 권취된 코일인 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
12. 제2항에 있어서, 상기 중간층의 재료가 상기 외층 튜브의 재료보다 유연성이 높은 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
13. 제2항에 있어서, 상기 중간층은 상기 외층 튜브보다 융점이 낮은 재료로 구성되어 있는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
14. 제2항에 있어서, 상기 성형 온도가 상기 중간층을 구성하는 재료의 융점보다 높은 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
15. 제2항에 있어서, 상기 외층 튜브와 상기 중간층이, 상기 코일층에 피복되기 전에 2층 튜브인 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
16. 제2항에 있어서, 상기 중간층의 재질이 상기 외층 튜브와 동종의 재질로 이루어지는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
17. 제1항 또는 제2항에 있어서, 외층 튜브의 외측에, 상기 외층 튜브보다 융점이 낮은 재질을 포함하는 제2 외층을 갖는 것을 특징으로 하는 의료용 튜브의 제조 방법.
18. 제1항 또는 제2항의 제조 방법에 의해 제조된 것을 특징으로 하는 의료용 튜브.
19. 제18항의 의료용 튜브를 적어도 일부에 갖는 것을 특징으로 하는 의료 용구.
20. 삭제
21. 삭제

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