JPH0470938B2 - - Google Patents
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- JPH0470938B2 JPH0470938B2 JP58244617A JP24461783A JPH0470938B2 JP H0470938 B2 JPH0470938 B2 JP H0470938B2 JP 58244617 A JP58244617 A JP 58244617A JP 24461783 A JP24461783 A JP 24461783A JP H0470938 B2 JPH0470938 B2 JP H0470938B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- membrane
- stretching
- film
- blood
- phb
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- External Artificial Organs (AREA)
- Separation Using Semi-Permeable Membranes (AREA)
- Manufacture Of Porous Articles, And Recovery And Treatment Of Waste Products (AREA)
- Shaping By String And By Release Of Stress In Plastics And The Like (AREA)
Description
本発明は３−ヒドロキシ酪酸を主成分とする熱
可塑性ポリエステルからなる新規な微多孔質膜に
関する。 近年高分子膜に関する研究開発の進歩は目覚ま
しく、用途に応じて分画特性及び素材の選択等が
行われている。特に血液、血漿等の体液の透析、
過、ガス交換等に利用される膜は、人工腎臓、
人工肝臓、血漿交換療法、人工肺等の医療分野に
急速に利用されつつある。これらの用途に関して
要求される膜の性能としては、分画特性も重要な
因子であるが、さらに重要な因子として生体適合
性及び抗凝血性がある。生体適合性は例えば体内
植込み型の人工臓器を開発する場合に欠くべから
ず事項であり、また抗凝血性は体内植込み型のみ
ならず、体外で使用する人工臓器に対しても必要
な事項である。例えば従来の人工腎臓において
は、高分子膜で血液を透析する場合、一回の使用
時間は５〜６時間と比較的単い時間であるが、血
液と高分子膜が接触して凝血を起こすため、抗凝
血剤としてヘパリンを患者の血液に添加して透析
を行つている。ヘパリンの添加は血液を凝血しに
くくするため患者が出血した場合に出血が止まら
ず、危険な状態となるおそれがあつて好ましい方
法ではない。 本発明者らは、このような現状に鑑み、生体適
合性がありかつ抗凝血性の優れた素材を探索し、
かつその素材を微多孔質化する方法を発見して、
抗凝血性の優れた微多孔質膜を得ることに成功し
た。 本発明は、３−ヒドロキシ酪酸単位を80モル％
以上含む熱可塑性ポリエステルからなる膜であつ
て、その両表面並びに内部に互いに連結した微小
空孔が存在し、該膜のエチルアルコール中で測定
したバブルポイントが1.0〜20Kg／cm2である微多
孔質膜である。 本発明の膜の素材である３−ヒドロキシ酪酸を
主成分とするポリエステルは、主に微生物を利用
して製造される。ある種の微生物例えばアリカリ
ゲネス・ユートロフス、アゾトバクター・ビネラ
ンデイなどを、水性培地中で水溶性の資化性炭素
含有基質例えばグルコースにより培養すると、あ
る期間微生物内に３−ヒドロキシ酪酸単位
可塑性ポリエステルからなる新規な微多孔質膜に
関する。 近年高分子膜に関する研究開発の進歩は目覚ま
しく、用途に応じて分画特性及び素材の選択等が
行われている。特に血液、血漿等の体液の透析、
過、ガス交換等に利用される膜は、人工腎臓、
人工肝臓、血漿交換療法、人工肺等の医療分野に
急速に利用されつつある。これらの用途に関して
要求される膜の性能としては、分画特性も重要な
因子であるが、さらに重要な因子として生体適合
性及び抗凝血性がある。生体適合性は例えば体内
植込み型の人工臓器を開発する場合に欠くべから
ず事項であり、また抗凝血性は体内植込み型のみ
ならず、体外で使用する人工臓器に対しても必要
な事項である。例えば従来の人工腎臓において
は、高分子膜で血液を透析する場合、一回の使用
時間は５〜６時間と比較的単い時間であるが、血
液と高分子膜が接触して凝血を起こすため、抗凝
血剤としてヘパリンを患者の血液に添加して透析
を行つている。ヘパリンの添加は血液を凝血しに
くくするため患者が出血した場合に出血が止まら
ず、危険な状態となるおそれがあつて好ましい方
法ではない。 本発明者らは、このような現状に鑑み、生体適
合性がありかつ抗凝血性の優れた素材を探索し、
かつその素材を微多孔質化する方法を発見して、
抗凝血性の優れた微多孔質膜を得ることに成功し
た。 本発明は、３−ヒドロキシ酪酸単位を80モル％
以上含む熱可塑性ポリエステルからなる膜であつ
て、その両表面並びに内部に互いに連結した微小
空孔が存在し、該膜のエチルアルコール中で測定
したバブルポイントが1.0〜20Kg／cm2である微多
孔質膜である。 本発明の膜の素材である３−ヒドロキシ酪酸を
主成分とするポリエステルは、主に微生物を利用
して製造される。ある種の微生物例えばアリカリ
ゲネス・ユートロフス、アゾトバクター・ビネラ
ンデイなどを、水性培地中で水溶性の資化性炭素
含有基質例えばグルコースにより培養すると、あ
る期間微生物内に３−ヒドロキシ酪酸単位
【式】のみを繰返し単位とする
熱可塑性脂肪族ポリエステル、すなわちポリヒド
ロキシブチレート（以下PHBと略す）が得られ
る。次いて微生物を遠心分離等で培養液から分離
し、洗浄乾燥し、クロロホルムで抽出し、抽出液
をｎ−ヘキサン等の非溶剤中に注ぐことによつ
て、PHBが白色沈殿物として得られる。このよ
うにして得たPHBはアイソタクチツクな光学活
性を有する結晶性ポリマーで、178℃近辺に明確
な結晶の融点を示す。ポリマーの分子量は培養条
件によつて変化し、１〜200万のものを得ること
ができる。PHBはβ−ブチロラクトンの開環重
合によつても製造できるが、光学活性の結晶性に
優れたPHBを工業的規模で多量に入手すること
な現段階では困難である。 グルコースを基質とする培養法において、基質
としてグルコースと共にプロピオン酸、３−ヒド
ロキシプロピオン酸、３−エトキシプロピオン
酸、２−ヒドロキシ酪酸、イソ酪酸、アクリル酸
等を使用することによつて、繰返し単位（）及
び（）を含む熱可塑性脂肪酸ポリエステルを得
ることができる。 () −Ｏ・CH（CH3）・CH2CO− () −Ｏ・CR1R2・（CR3R4）o・CO− ｎは０又は１以上の整数、R1、R2R3、R4はそ
れぞれ水素、炭化水素基、ヒドロキシ置換炭化水
素基又はヒドロキシ基であつて、ただしｎ＝１そ
してR2＝R3＝R4＝Ｈであるときは、R1はメチル
基でないものとする。 こうして得られたポリエステルを用いて微多孔
質膜を製造する。多孔質膜の形態としては、フイ
ルム状、中空繊維状、チユーブ状等のいずれの形
態とするかはその用途によつて異なる。血液の
渦や透析を目的とした医療用途には、中空繊維状
のものが好ましい。高分子素材から多孔質膜を得
るには、高分子を溶剤に溶解させて製膜原液を調
整し、成形後、脱溶剤する方法（湿式法、乾式
法）があるが、溶融方法が好ましい。すなわりポ
リマーをその結晶の融点以上に加熱溶融し、適切
なダイスあるいはノズルより押出し、冷却固化さ
せる。PHBの場合は結晶化速度が遅いため、溶
融押出し温度は必ずしも結晶の融点以上で行う必
要はなく、一度融点以上で加熱溶融したのち、融
点以下の温度で押出すことも可能である。冷却固
化の段階でポリマーは結晶化を起こすが、この段
階で延伸することによつて配向結晶化を促進させ
ることが望ましい。このようにして配向結晶化さ
せた膜を、必要ならば熱処理を行つて、さらに結
晶化を進行させることができる。 結晶化温度としては、50℃以上融点以下の温度
が好ましい。次いでこの膜をその長さ方向に延伸
する。延伸は１段又はそれ以上の多段延伸で行わ
れるが、いずれの場合も１段目の延伸は90℃以下
好ましくは50℃以下で行われる。２段目以降の延
伸は高温で行うのが好ましく、その場合は100℃
以上融点以下の温度が好適である。延伸倍率は
1.3倍以上６倍以下が好ましい。大きな孔径を有
する微多孔質膜を得るためには、多段延伸を行う
ことが好ましく、その場合、１段目の延伸は２倍
以下にすることが好ましい。この延伸過程で膜中
に多数の微小空孔が形成される。最後に延伸膜を
熱処理することが、膜の形態安定性の面から好ま
しい。この最終熱処理温度は100℃以上融点以下
が好ましい。熱処理は定長状態あるいは緩和状態
のどちらの状態でも行うことができる。 本発明の微多孔質膜を得るためには、上記のご
とく結晶性の高いポリマーを延伸配向させた中空
繊維又はフイルムを形成させる必要がある。本発
明者らの検討によれば、３−ヒドロキシ酪酸単位
を80モル％以上含むポリエステルであれば、この
ような構造を形成させることができ、後工程の冷
延伸（第１段延伸）や熱延伸（第２段以降の延
伸）により膜中に微孔を形成させることが可能と
なる。溶融押出しにより配向結晶化させる場合
は、結晶化を促進させるため炭酸カルシウム、炭
酸マグネシウム、タルク等の無機化合物又はステ
アリン酸ナトリウム、安息香酸ナトリウム等の有
機塩を、結晶の核形成剤又は結晶化速度促進剤と
して加えることもできる。本発明に用いる熱可塑
性脂肪族ポリエステルは、そのポリマー末端にカ
ルボン酸基が存在して、加熱溶融時に加水分解の
触媒として作用するため、分子量の低下を起こ
す。したがつて分子量の低下を望まない場合は、
カルボン酸基をエステル化して用いることが好ま
しい。 膜中の分画特性（以下バブルポイントを指標と
して用いる）並びに空孔率は、溶融賦形時の延伸
配孔の状態、後工程の延伸倍率、延伸温度等によ
つて変化する。高度に延伸配向させ、室温で第１
段延伸、高温で高倍率に第２以降の延伸をするこ
とによつて、バブルポイントが低くかつ空孔率の
高い膜が得られる。なおバブルポイントが高いと
より小さい粒径のものを阻止し、バブルポイント
が低いとより大きい粒径のものを透過する。バブ
ルポイントの測定法は後述する。このようにして
得られた膜は、膜の両表面並びに内部に微小空孔
を多数有している。 本発明では膜中に存在する空孔の大きさをバブ
ルリポイントで規定する。バブルポイントをＰ
（Kg／cm2）、膜中のバルブポイントに達した孔の孔
径をｄとすると、下記の関係が成り立つ。 ｄ＝Ｃ×γ・cosφ／Ｐ (1) Ｃ：孔の形状因子 γ：液体の表面張力 φ：液体と膜素材の接触角 式(1)は、孔の形状が円筒と仮定し（Ｃ＝１）、
液体が膜素材を完全に濡らす（θ＝０）と仮定す
ると、次式のように簡略化される。 ｄ＝γ／Ｐ (2) しかし本発明の膜の場合は、電顕による空孔観
察では孔形状が円筒と仮定しがたく、式(2)でバブ
ルポイントから空孔を求めるのは実質上意味がな
い。したがつてバブルポイントそのものを空孔の
大きさの目安とした。また膜素材が液体に完全に
濡れるように液体としてエタノールを選んで、20
℃で膜面から泡が一様に出はじめる時の圧力を測
定した。このような測定によれば、本発明の膜は
バブルポイントとして１〜20（Kg／cm2）の範囲を
有する微多孔質膜であることが認められた。他
方、膜の空孔率は水銀圧入法によつて評価した。 膜の過膜としての性能を確認するためには、
実際に水や溶液を過してみる必要がある。空孔
の大きさや空孔率を求めただけでは、空孔が膜の
表面から裏面へ互いに連結して貫通しているかど
うかは不明だからである。本発明の膜は透水速度
が0.01〜10／m2・hr・mmHgの値を有するよう
に構成されることが好ましい。バブルポイントの
高いものは透水速度が低く、小さい分子の溶質を
限外過することが可能である。 本発明の膜は優れた抗凝血性を示す。凝血性の
試験には種々の方法が提案されているが、本発明
者はSahli−Fonio法によつて行つた。すなわち
フイルム状の膜の上に新鮮な血液を滴下し、注射
針の先で滴下血液を持ち上げ、血液が固まつて糸
を引き始めるまでの時間を計測することによつて
判定した。その結果によつて本発明の多孔質膜
は、市販の医療用チユーブとして用いられている
シリコンチユーブよりも凝血時間が長いことが証
明された。 参考例 １ アゾトバクター・ビネランデイー（IFO13581）
を、脱イオン水１当り次の組成を有する培地７
を入れた10容積の発酵槽で、PH7.7、30℃、
72時間の好気培養によつて増殖させた。 グルコース ３％（wt／vol） K2HPO4 0.1％ CaCl2 0.11％ MgSO4・7H2O 0.4％ FeSO4・7H2O 0.012％ （NH4）6Mo7O24・4H2O 0.01％ NaCl 0.4％ CaCO3 0.01％ ZnO 0.002％ MnCl・4H2O 0.01％ CuCl2・4H2O 0.001％ CaCl2・6H2O 0.001％ 培養終了後、培養液から遠心分離（6000rpm）
によつて菌体を分離し、これを更に脱イオン水及
びアセトンで洗浄し、遠心分離を繰り返して80ｇ
の菌体を得た。この菌体を３のクロロホルム中
に懸濁させ、４時間煮沸したのち、菌体を過
し、液を６のｎ−ヘキサン中に注ぎ、凝固物
を分離し、乾燥して32ｇの白色粉末を得た。この
物質は元素分析、NMR及びIRによる分析の結
果、純粋なPHBであることが確認された。 参考例 ２ バチルス・セレウス（IFO3836）を、脱イオン
水１当り次の組成を有する培地７を入れた10
の容積の発酵槽で、PH7.2、30℃、48時間の好
気培養によつて増殖させた。 グルコース ３％（wt／vol） 肉エキス 0.1％ （NH4）2SO4 0.1％ MgSO4・7H2O 0.4％ FeSO4・7H2O 0.012％ （NH4）6Mo7O24・4H2O 0.01％ NaCl 0.4％ CaCO3 0.01％ ZnO 0.002％ MnCl2・2H2O 0.01％ CuCl2・2H2O 0.001％ CaCl2・6H2O 0.001％ 培養終了後、実施例１と同様の操作により20ｇ
のPHBホモポリマーを得た。 参考例 ３ バチルス・セレウス（IFO3836）を、脱水イオ
ン水１当り次の組成を有する培地７を入れた
10容積の発酵槽で、ピロピオン酸を７ｇ／日の
割合で添加し、0.1M苛性ソーダ及び0.1M塩酸で
PHを7.2に調整しながら、30℃で48時間好気培養
によつて増殖させた。 グルコース ２％（wt／vol） 肉エキス 0.1％ （NH4）2SO4 0.1％ MgSO4・7H2O 0.4％ FeSO4・7H2O 0.012％ （NH4）6Mo7O24・4H2O 0.01％ NaCl 0.4％ CaCO3 0.01％ ZnO 0.002％ MnCl2・2H2O 0.001％ CuCl2・2H2O 0.001％ CaCl2・6H2O 0.001％ 培養終了後、実施例１と同様の操作により15ｇ
の白色粉末を得た。これを硫酸酸性で加水分解
し、ガスクロマトグラフイ法で分析すると、３−
ヒドロキシ酪酸単位85％及び３−ヒドロキシバレ
リアン酸単位15％を含有していた。 実施例 １ 参考例１で合成したPHBを用いて微多孔質膜
を以下の方法で調整した。PHBをクロロホルム
に溶解してPHBの３重量％溶液を作り、これを
ガラス板上に流延し、クロロホルムを蒸発させて
膜厚70μのフイルムを得た。このフイルムを延伸
機に固定し、熱板上でフイルムを加温した。フイ
ルムの溶融と同時に該フイルムを熱板から室温雰
囲気へ戻し、直ちに延伸機により所定の倍率まで
延伸し、その状態で（室温下）20分間放置し、延
伸したフイルムを延伸機から取りはずした。こう
して得られたフイルムは、延伸倍率と共に配向結
晶化している様子がＸ線回折像から確かめられ
た。このように配向結晶化させたフイルムを熱風
乾燥機中で、自由長下に熱風温度100℃で30分間
熱処理（第１段熱処理）を行つた。 次いでこの熱処理フイルムを延伸機に固定し、
室温で所定の倍率まで延伸し（第１段延伸）、延
伸状態のまま120℃の熱風乾燥機中で10分間熱処
理（第２段熱処理）を行つた。室温延伸時に透明
のフイルムが、延伸によつて白化することが観察
された。他方別のフイルムについて室温で延伸
し、続いて130℃の熱風乾燥機中でさらに延伸
（第２段延伸）を行い、同時にその温度で10分間
第２段熱処理を行つた。 こうして得られた膜のバブルポイント、空孔
率、透水速度の測定を行つた結果を第１表にまと
めて示す。
ロキシブチレート（以下PHBと略す）が得られ
る。次いて微生物を遠心分離等で培養液から分離
し、洗浄乾燥し、クロロホルムで抽出し、抽出液
をｎ−ヘキサン等の非溶剤中に注ぐことによつ
て、PHBが白色沈殿物として得られる。このよ
うにして得たPHBはアイソタクチツクな光学活
性を有する結晶性ポリマーで、178℃近辺に明確
な結晶の融点を示す。ポリマーの分子量は培養条
件によつて変化し、１〜200万のものを得ること
ができる。PHBはβ−ブチロラクトンの開環重
合によつても製造できるが、光学活性の結晶性に
優れたPHBを工業的規模で多量に入手すること
な現段階では困難である。 グルコースを基質とする培養法において、基質
としてグルコースと共にプロピオン酸、３−ヒド
ロキシプロピオン酸、３−エトキシプロピオン
酸、２−ヒドロキシ酪酸、イソ酪酸、アクリル酸
等を使用することによつて、繰返し単位（）及
び（）を含む熱可塑性脂肪酸ポリエステルを得
ることができる。 () −Ｏ・CH（CH3）・CH2CO− () −Ｏ・CR1R2・（CR3R4）o・CO− ｎは０又は１以上の整数、R1、R2R3、R4はそ
れぞれ水素、炭化水素基、ヒドロキシ置換炭化水
素基又はヒドロキシ基であつて、ただしｎ＝１そ
してR2＝R3＝R4＝Ｈであるときは、R1はメチル
基でないものとする。 こうして得られたポリエステルを用いて微多孔
質膜を製造する。多孔質膜の形態としては、フイ
ルム状、中空繊維状、チユーブ状等のいずれの形
態とするかはその用途によつて異なる。血液の
渦や透析を目的とした医療用途には、中空繊維状
のものが好ましい。高分子素材から多孔質膜を得
るには、高分子を溶剤に溶解させて製膜原液を調
整し、成形後、脱溶剤する方法（湿式法、乾式
法）があるが、溶融方法が好ましい。すなわりポ
リマーをその結晶の融点以上に加熱溶融し、適切
なダイスあるいはノズルより押出し、冷却固化さ
せる。PHBの場合は結晶化速度が遅いため、溶
融押出し温度は必ずしも結晶の融点以上で行う必
要はなく、一度融点以上で加熱溶融したのち、融
点以下の温度で押出すことも可能である。冷却固
化の段階でポリマーは結晶化を起こすが、この段
階で延伸することによつて配向結晶化を促進させ
ることが望ましい。このようにして配向結晶化さ
せた膜を、必要ならば熱処理を行つて、さらに結
晶化を進行させることができる。 結晶化温度としては、50℃以上融点以下の温度
が好ましい。次いでこの膜をその長さ方向に延伸
する。延伸は１段又はそれ以上の多段延伸で行わ
れるが、いずれの場合も１段目の延伸は90℃以下
好ましくは50℃以下で行われる。２段目以降の延
伸は高温で行うのが好ましく、その場合は100℃
以上融点以下の温度が好適である。延伸倍率は
1.3倍以上６倍以下が好ましい。大きな孔径を有
する微多孔質膜を得るためには、多段延伸を行う
ことが好ましく、その場合、１段目の延伸は２倍
以下にすることが好ましい。この延伸過程で膜中
に多数の微小空孔が形成される。最後に延伸膜を
熱処理することが、膜の形態安定性の面から好ま
しい。この最終熱処理温度は100℃以上融点以下
が好ましい。熱処理は定長状態あるいは緩和状態
のどちらの状態でも行うことができる。 本発明の微多孔質膜を得るためには、上記のご
とく結晶性の高いポリマーを延伸配向させた中空
繊維又はフイルムを形成させる必要がある。本発
明者らの検討によれば、３−ヒドロキシ酪酸単位
を80モル％以上含むポリエステルであれば、この
ような構造を形成させることができ、後工程の冷
延伸（第１段延伸）や熱延伸（第２段以降の延
伸）により膜中に微孔を形成させることが可能と
なる。溶融押出しにより配向結晶化させる場合
は、結晶化を促進させるため炭酸カルシウム、炭
酸マグネシウム、タルク等の無機化合物又はステ
アリン酸ナトリウム、安息香酸ナトリウム等の有
機塩を、結晶の核形成剤又は結晶化速度促進剤と
して加えることもできる。本発明に用いる熱可塑
性脂肪族ポリエステルは、そのポリマー末端にカ
ルボン酸基が存在して、加熱溶融時に加水分解の
触媒として作用するため、分子量の低下を起こ
す。したがつて分子量の低下を望まない場合は、
カルボン酸基をエステル化して用いることが好ま
しい。 膜中の分画特性（以下バブルポイントを指標と
して用いる）並びに空孔率は、溶融賦形時の延伸
配孔の状態、後工程の延伸倍率、延伸温度等によ
つて変化する。高度に延伸配向させ、室温で第１
段延伸、高温で高倍率に第２以降の延伸をするこ
とによつて、バブルポイントが低くかつ空孔率の
高い膜が得られる。なおバブルポイントが高いと
より小さい粒径のものを阻止し、バブルポイント
が低いとより大きい粒径のものを透過する。バブ
ルポイントの測定法は後述する。このようにして
得られた膜は、膜の両表面並びに内部に微小空孔
を多数有している。 本発明では膜中に存在する空孔の大きさをバブ
ルリポイントで規定する。バブルポイントをＰ
（Kg／cm2）、膜中のバルブポイントに達した孔の孔
径をｄとすると、下記の関係が成り立つ。 ｄ＝Ｃ×γ・cosφ／Ｐ (1) Ｃ：孔の形状因子 γ：液体の表面張力 φ：液体と膜素材の接触角 式(1)は、孔の形状が円筒と仮定し（Ｃ＝１）、
液体が膜素材を完全に濡らす（θ＝０）と仮定す
ると、次式のように簡略化される。 ｄ＝γ／Ｐ (2) しかし本発明の膜の場合は、電顕による空孔観
察では孔形状が円筒と仮定しがたく、式(2)でバブ
ルポイントから空孔を求めるのは実質上意味がな
い。したがつてバブルポイントそのものを空孔の
大きさの目安とした。また膜素材が液体に完全に
濡れるように液体としてエタノールを選んで、20
℃で膜面から泡が一様に出はじめる時の圧力を測
定した。このような測定によれば、本発明の膜は
バブルポイントとして１〜20（Kg／cm2）の範囲を
有する微多孔質膜であることが認められた。他
方、膜の空孔率は水銀圧入法によつて評価した。 膜の過膜としての性能を確認するためには、
実際に水や溶液を過してみる必要がある。空孔
の大きさや空孔率を求めただけでは、空孔が膜の
表面から裏面へ互いに連結して貫通しているかど
うかは不明だからである。本発明の膜は透水速度
が0.01〜10／m2・hr・mmHgの値を有するよう
に構成されることが好ましい。バブルポイントの
高いものは透水速度が低く、小さい分子の溶質を
限外過することが可能である。 本発明の膜は優れた抗凝血性を示す。凝血性の
試験には種々の方法が提案されているが、本発明
者はSahli−Fonio法によつて行つた。すなわち
フイルム状の膜の上に新鮮な血液を滴下し、注射
針の先で滴下血液を持ち上げ、血液が固まつて糸
を引き始めるまでの時間を計測することによつて
判定した。その結果によつて本発明の多孔質膜
は、市販の医療用チユーブとして用いられている
シリコンチユーブよりも凝血時間が長いことが証
明された。 参考例 １ アゾトバクター・ビネランデイー（IFO13581）
を、脱イオン水１当り次の組成を有する培地７
を入れた10容積の発酵槽で、PH7.7、30℃、
72時間の好気培養によつて増殖させた。 グルコース ３％（wt／vol） K2HPO4 0.1％ CaCl2 0.11％ MgSO4・7H2O 0.4％ FeSO4・7H2O 0.012％ （NH4）6Mo7O24・4H2O 0.01％ NaCl 0.4％ CaCO3 0.01％ ZnO 0.002％ MnCl・4H2O 0.01％ CuCl2・4H2O 0.001％ CaCl2・6H2O 0.001％ 培養終了後、培養液から遠心分離（6000rpm）
によつて菌体を分離し、これを更に脱イオン水及
びアセトンで洗浄し、遠心分離を繰り返して80ｇ
の菌体を得た。この菌体を３のクロロホルム中
に懸濁させ、４時間煮沸したのち、菌体を過
し、液を６のｎ−ヘキサン中に注ぎ、凝固物
を分離し、乾燥して32ｇの白色粉末を得た。この
物質は元素分析、NMR及びIRによる分析の結
果、純粋なPHBであることが確認された。 参考例 ２ バチルス・セレウス（IFO3836）を、脱イオン
水１当り次の組成を有する培地７を入れた10
の容積の発酵槽で、PH7.2、30℃、48時間の好
気培養によつて増殖させた。 グルコース ３％（wt／vol） 肉エキス 0.1％ （NH4）2SO4 0.1％ MgSO4・7H2O 0.4％ FeSO4・7H2O 0.012％ （NH4）6Mo7O24・4H2O 0.01％ NaCl 0.4％ CaCO3 0.01％ ZnO 0.002％ MnCl2・2H2O 0.01％ CuCl2・2H2O 0.001％ CaCl2・6H2O 0.001％ 培養終了後、実施例１と同様の操作により20ｇ
のPHBホモポリマーを得た。 参考例 ３ バチルス・セレウス（IFO3836）を、脱水イオ
ン水１当り次の組成を有する培地７を入れた
10容積の発酵槽で、ピロピオン酸を７ｇ／日の
割合で添加し、0.1M苛性ソーダ及び0.1M塩酸で
PHを7.2に調整しながら、30℃で48時間好気培養
によつて増殖させた。 グルコース ２％（wt／vol） 肉エキス 0.1％ （NH4）2SO4 0.1％ MgSO4・7H2O 0.4％ FeSO4・7H2O 0.012％ （NH4）6Mo7O24・4H2O 0.01％ NaCl 0.4％ CaCO3 0.01％ ZnO 0.002％ MnCl2・2H2O 0.001％ CuCl2・2H2O 0.001％ CaCl2・6H2O 0.001％ 培養終了後、実施例１と同様の操作により15ｇ
の白色粉末を得た。これを硫酸酸性で加水分解
し、ガスクロマトグラフイ法で分析すると、３−
ヒドロキシ酪酸単位85％及び３−ヒドロキシバレ
リアン酸単位15％を含有していた。 実施例 １ 参考例１で合成したPHBを用いて微多孔質膜
を以下の方法で調整した。PHBをクロロホルム
に溶解してPHBの３重量％溶液を作り、これを
ガラス板上に流延し、クロロホルムを蒸発させて
膜厚70μのフイルムを得た。このフイルムを延伸
機に固定し、熱板上でフイルムを加温した。フイ
ルムの溶融と同時に該フイルムを熱板から室温雰
囲気へ戻し、直ちに延伸機により所定の倍率まで
延伸し、その状態で（室温下）20分間放置し、延
伸したフイルムを延伸機から取りはずした。こう
して得られたフイルムは、延伸倍率と共に配向結
晶化している様子がＸ線回折像から確かめられ
た。このように配向結晶化させたフイルムを熱風
乾燥機中で、自由長下に熱風温度100℃で30分間
熱処理（第１段熱処理）を行つた。 次いでこの熱処理フイルムを延伸機に固定し、
室温で所定の倍率まで延伸し（第１段延伸）、延
伸状態のまま120℃の熱風乾燥機中で10分間熱処
理（第２段熱処理）を行つた。室温延伸時に透明
のフイルムが、延伸によつて白化することが観察
された。他方別のフイルムについて室温で延伸
し、続いて130℃の熱風乾燥機中でさらに延伸
（第２段延伸）を行い、同時にその温度で10分間
第２段熱処理を行つた。 こうして得られた膜のバブルポイント、空孔
率、透水速度の測定を行つた結果を第１表にまと
めて示す。
【表】
【表】
実施例 ２
参考例１の方法を拡大して合成したPHBを用
いて微多孔質中空糸を製造した。中心に空気吐出
孔を有する円環状オリフイスを用いてPHBを190
℃で溶融したのち、オリフイス吐出温度を160℃
として円環状オリフイスより、中空糸状に80℃の
空気雰囲気中に押出し、冷却させながらドラフト
比600で空中糸を巻取つた。得られた中空糸は外
径250μ、内径200μであつた。またＸ線回折写真
より繊維軸方向に配向結晶化していることが判明
した。 この中空糸を90℃の熱風乾燥機中で30分間第１
段熱処理を行つた。室温に冷却したのち、該中空
糸を延伸機に固定し、繊維の長さ方向に所定の倍
率と室温で1.2倍延伸し（第１段延伸）、次いで
120℃の熱風乾燥機中で所定の倍率に熱延伸し
（第２段延伸）、その状態で10分間熱処理を行つ
た。得られた中空糸は均一に白化しており、空孔
が中空糸壁に形成されていることが電子顕微鏡の
観察より判明した。得られた中空糸のバブルポイ
ント及び空孔率を水銀圧入法で測定した。また中
空糸をＶ字状に束ね、接着剤でＶ字端を固定して
中空糸膜過器を作成し、外圧法により透水速度
並びにγ−グロブリンを0.1重量％含む水溶液の
限外過実験を行い、透過液の濃度を280nｍの
吸光度を測定して膜による阻止率を求めた。その
結果を第２表に示す。
いて微多孔質中空糸を製造した。中心に空気吐出
孔を有する円環状オリフイスを用いてPHBを190
℃で溶融したのち、オリフイス吐出温度を160℃
として円環状オリフイスより、中空糸状に80℃の
空気雰囲気中に押出し、冷却させながらドラフト
比600で空中糸を巻取つた。得られた中空糸は外
径250μ、内径200μであつた。またＸ線回折写真
より繊維軸方向に配向結晶化していることが判明
した。 この中空糸を90℃の熱風乾燥機中で30分間第１
段熱処理を行つた。室温に冷却したのち、該中空
糸を延伸機に固定し、繊維の長さ方向に所定の倍
率と室温で1.2倍延伸し（第１段延伸）、次いで
120℃の熱風乾燥機中で所定の倍率に熱延伸し
（第２段延伸）、その状態で10分間熱処理を行つ
た。得られた中空糸は均一に白化しており、空孔
が中空糸壁に形成されていることが電子顕微鏡の
観察より判明した。得られた中空糸のバブルポイ
ント及び空孔率を水銀圧入法で測定した。また中
空糸をＶ字状に束ね、接着剤でＶ字端を固定して
中空糸膜過器を作成し、外圧法により透水速度
並びにγ−グロブリンを0.1重量％含む水溶液の
限外過実験を行い、透過液の濃度を280nｍの
吸光度を測定して膜による阻止率を求めた。その
結果を第２表に示す。
【表】
実施例 ３
実施例１の実験番号８で得たフイルムを用い
て、Sahli−Fonio法で抗凝血性を調べた。即ち
フイルム上に成人男子により採血した血液を0.5
ml滴下し、注射針で滴下血液と接触するフイルム
面をこすりながら注射針を持ち上げ、血液が凝血
して糸状物を引き始める時間を計測した。なお計
測開始時間は注射器で採血を終了した時点とし
た。比較のためガラス板、シリコーン板（ダウ・
コーニング社製医療用チユーブSHNo.11を切開し、
平板状に固定したもの）についても同様に試験し
た。その結果を第３表に示す。この結果より
PHBの抗凝血性は市販医療用シリコーンチユー
ブよりも優れていることが判明した。
て、Sahli−Fonio法で抗凝血性を調べた。即ち
フイルム上に成人男子により採血した血液を0.5
ml滴下し、注射針で滴下血液と接触するフイルム
面をこすりながら注射針を持ち上げ、血液が凝血
して糸状物を引き始める時間を計測した。なお計
測開始時間は注射器で採血を終了した時点とし
た。比較のためガラス板、シリコーン板（ダウ・
コーニング社製医療用チユーブSHNo.11を切開し、
平板状に固定したもの）についても同様に試験し
た。その結果を第３表に示す。この結果より
PHBの抗凝血性は市販医療用シリコーンチユー
ブよりも優れていることが判明した。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ３−ヒドロキシ酪酸単位を80モル％以上含む
熱可塑性ポリエステルからなる膜であつて、その
両表面並びに内部に互いに連結した微小空孔が存
在し、該膜のエチルアルコール中で測定したバブ
ルポイントが1.0〜20Kg／cm2であることを特徴と
する微多孔質膜。 ２ 膜を通しての透水速度が0.01〜10／m2・
hr・mmHgであるように構成された特許請求の範
囲第１項に記載の微多孔質膜。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58244617A JPS60137402A (ja) | 1983-12-27 | 1983-12-27 | 微多孔質膜 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58244617A JPS60137402A (ja) | 1983-12-27 | 1983-12-27 | 微多孔質膜 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60137402A JPS60137402A (ja) | 1985-07-22 |
| JPH0470938B2 true JPH0470938B2 (ja) | 1992-11-12 |
Family
ID=17121400
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58244617A Granted JPS60137402A (ja) | 1983-12-27 | 1983-12-27 | 微多孔質膜 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60137402A (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| SE8802414D0 (sv) * | 1988-06-27 | 1988-06-28 | Astra Meditec Ab | Nytt kirurgiskt material |
| ES2281147T3 (es) | 1997-12-22 | 2007-09-16 | Metabolix, Inc. | Composiciones de polihidroxialcanoato con tasas controladas de degradacion. |
| CA2365817A1 (en) | 2001-12-11 | 2003-06-11 | Pierre Cote | Methods of making stretched filtering membranes and membrane modules |
| KR101714103B1 (ko) | 2009-06-26 | 2017-03-09 | 비엘 테크놀러지스 인크. | 텍스타일-강화된 비-편조 중공사 막 |
| AU2011302393B2 (en) | 2010-09-15 | 2016-09-08 | Bl Technologies, Inc. | Method to make a yarn-reinforced hollow fibre membranes around a soluble core |
| US9643129B2 (en) | 2011-12-22 | 2017-05-09 | Bl Technologies, Inc. | Non-braided, textile-reinforced hollow fiber membrane |
| KR20250084968A (ko) * | 2022-10-19 | 2025-06-11 | 더블유. 엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드 | Pha 기반 미세다공성 물품 및 이의 형성 방법 |
-
1983
- 1983-12-27 JP JP58244617A patent/JPS60137402A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60137402A (ja) | 1985-07-22 |
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