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1、10申请公布号CN104160076A43申请公布日20141119CN104160076A21申请号201380013028222申请日20130312201205568120120313JPD01F6/62200601A61L27/00200601A61L31/00200601D03D15/0020060171申请人旭化成纤维株式会社地址日本大阪府72发明人高桥哲子小岛润一丰田圭一74专利代理机构北京林达刘知识产权代理事务所普通合伙11277代理人刘新宇李茂家54发明名称极细聚酯纤维及筒状无缝织物57摘要本发明提供一种极细聚酯纤维，其特征在于，聚对苯二甲酸乙二醇酯成分的含有率为98重量以上。
2、，所述极细聚酯纤维满足下述条件1比浓粘度SP/C为080DL/G以上，2总纤度为7DTEX以上且120DTEX以下，且单丝纤度为05DTEX以下，3以下的式1所示的韧度参数X为20以上，拉伸强度为35CN/DTEX以上，且拉伸伸长率为12以上，30优先权数据85PCT国际申请进入国家阶段日2014090586PCT国际申请的申请数据PCT/JP2013/0568312013031287PCT国际申请的公布数据WO2013/137263JA2013091951INTCL权利要求书1页说明书24页19中华人民共和国国家知识产权局12发明专利申请权利要求书1页说明书24页10申请公布号CN10416。
3、0076ACN104160076A1/1页21一种极细聚酯纤维，其特征在于，聚对苯二甲酸乙二醇酯成分的含有率为98重量以上，所述极细聚酯纤维满足下述条件1比浓粘度SP/C为080DL/G以上，2总纤度为7DTEX以上且120DTEX以下，且单丝纤度为05DTEX以下，3以下的式1所示的韧度参数X为20以上，拉伸强度为35CN/DTEX以上，且拉伸伸长率为12以上，2根据权利要求1所述的极细聚酯纤维，其还满足下述条件4对丝长度方向3M以等间隔采集10点的纤维束1CM，所采集的10点的纤维束各自的、以下的式2所示的单丝间偏差Y110均为05以下，数学式1式2式中，N为10点的各纤维束中的相当于总长。
4、丝数的30以上的长丝的条数，丝直径DI为10点的各纤维束中的相当于总长丝数的30以上的N条长丝的各丝直径，此外，DAV为该N条长丝的平均值。3一种布料，其包含至少20重量的权利要求1或2所述的极细聚酯纤维。4一种支架移植体用布料，其包含至少20重量的权利要求1或2所述的极细聚酯纤维。5一种人工血管，其包含至少20重量的权利要求1或2所述的极细聚酯纤维。6一种人工纤维布，其包含至少20重量的权利要求1或2所述的极细聚酯纤维。7一种筒状的无缝织物，其特征在于，包含20重量以上的、总纤度为7DTEX以上且120DTEX以下、且单丝纤度为05DTEX以下的极细聚酯纤维，所述筒状的无缝织物满足下述条件A。
5、筒状的无缝织物的厚度为10M以上且90M以下，B筒状的无缝织物的外径为6MM以上且50MM以下，C针刺前后的透水率为300CC/CM2/MIN以下，D破裂强度为100N以上。8根据权利要求7所述的筒状的无缝织物，其中，筒状的无缝织物为平纹结构。9一种支架移植体，其使用权利要求7或8所述的筒状的无缝织物而形成。10一种导管，其插入有权利要求9所述的支架移植体。11一种支架输送装置，其包含权利要求9所述的支架移植体作为组件。权利要求书CN104160076A1/24页3极细聚酯纤维及筒状无缝织物技术领域0001本发明涉及适宜作为体内嵌入型材料的极细聚酯纤维。另外，本发明涉及适宜作为低剖面细直径型支。
6、架移植体用布料的筒状无缝织物。背景技术0002聚对苯二甲酸乙二醇酯以下也简写为PET纤维作为支架移植体用布料、人工血管等体内嵌入型医疗设备的构成材料而受到广泛利用。0003此处，对支架移植体进行说明。一直以来，主动脉瘤的治疗进行了使用EPTFE制或PET制人工血管的人工血管置换手术，该手术方式存在如下的问题由于伴随开胸或开腹手术等大型的外科手术，因此身体的负担较大，对老年人或具有并发症的患者的应用存在限制，而且需要长时间的住院治疗，因此患者、医疗机构方面的经济负担较大。另一方面，使用在被称为支架的弹簧状金属上安装筒状的布料以下也称为支架移植体用布料而成的所谓支架移植体的经导管的血管内治疗自腹股。
7、沟的动脉放入压缩插入有支架移植体的细导管，在动脉瘤的部位将支架移植体释放并固定，从而阻止向动脉瘤的血流，防止动脉瘤的破裂的治疗法由于不伴随开胸、开腹手术，因此能够降低上述身体上/经济上的负担，因而近年来其适用不断急速扩大。0004然而，目前的支架移植体不能较小地折叠，只能插入到粗直径的导管中，因此无法适应于动脉细的女性、日本人等亚洲人的案例较多。从这种背景出发，支架移植体的细直径化的需求正在高涨，例如对于胸部而言，要求能够将最大内径50MM的支架移植体插入到18FRENCH内径6MM以下的导管中。0005为了使支架移植体变细，虽然也可以通过在支架的形状、金属丝直径等方面想办法来应对，但是，支架。
8、移植体基本上是通过利用金属的扩张力按压于血管壁的方式而固定于患部，因此使丝直径变细等会影响扩张力的改善存在限制。另一方面，可以通过减薄支架移植体用布料的厚度来进行细直径化。支架移植体用布料使用EPTFE膜、PET纤维的织物或编织物，但减薄EPTFE膜的厚度时，存在由于支架的扩张力、血压而使膜经时地被拉伸变薄并破裂的风险，因此EPTFE的薄膜化存在限制。因此，对于减薄支架移植体用布料的厚度，减薄PET纤维的布料的厚度是有效的，因此需要使构成布料的PET纤维的总纤度及单丝纤度变细，即极细化。0006一直以来，作为极细PET纤维，已知以下的纤维。0007A海岛型极细PET纤维0008海岛型极细PET。
9、纤维如下得到利用熔融法由成为岛成分的PET和成为海成分的共聚PET、聚酰胺等多种聚合物成分纺出具有海岛状截面的未拉伸丝，将该未拉伸丝以作为其岛成分的PET的自然拉伸区域内的拉伸比进行拉伸后，将海成分用溶剂溶解去除，从而得到。0009B聚合物混纺型极细PET纤维0010聚合物混纺型极细PET纤维如下得到将溶解性不同、缺乏相容性的2种以上的聚说明书CN104160076A2/24页4合物成分的混合物进行熔融纺丝，纺出一种聚合物向另一种聚合物中微分散的海岛纤维，将其拉伸后与上述A同样地将海成分用溶剂溶解去除，从而得到。0011C直接纺型极细PET纤维0012直接纺型极细PET纤维如下得到仅将PET聚。
10、合物进行熔融纺丝，得到未拉伸PET纤维，将其拉伸，从而得到。0013海岛型及聚合物混纺型的极细PET纤维如上所述通过将海成分的聚合物用溶剂溶解去除而得到，因此担心溶剂、海成分聚合物、进而海成分的水解单体附着残留在极细PET纤维中并在体内溶出。作为体内嵌入型材料，这在生物学安全性的观点上是致命的问题。另外，海岛型及聚合物混纺型的极细PET纤维在制成布料后将海成分用溶剂溶解去除，因此在织物组织中产生间隙，例如用作支架移植体布料时，担心自上述间隙发生血液渗漏。0014另一方面，以下的专利文献13中公开了通过直接熔融纺丝法得到的直接纺型极细PET纤维。这些直接纺型极细PET纤维不存在残留物的担心，因此。
11、可以说是生物学安全性高的材料。然而，现有的直接纺型极细PET纤维存在与通常的粗细的PET纤维以下称为常规PET纤维相比强度较低这样的问题。这是因为，一直以来在直接熔融纺丝法中，为了连续且稳定地进行纺丝，直至离开喷丝头之前的聚合物需要尽可能地降低熔融粘度，因此使用低聚合度的原料聚合物，因而与常规PET纤维相比难以表现出强度。另外，极细纤维的情况下，自各喷丝头喷出的熔融长丝的冷却的不均匀性大幅影响长丝间、或纤维轴方向的纤度偏差，形成难以得到强度的结构，专利文献13中记载的直接纺型极细PET纤维的拉伸强度充其量为3CN/DTEX左右。0015支架移植体的情况下，在血管患部自导管释放支架移植体时，支架。
12、弹簧状的金属的较大的扩张力达到布料。另外，支架移植体总是暴露于存在血压负荷的状态。使用专利文献13中记载的强度较低的极细PET纤维时，作为支架移植体用布料，需要可耐受支架弹簧状的金属的较大的扩张力、且可耐受血压负荷的充分的强度，具体而言以ANSI/AAMI为基准需要100N以上的破裂强度，拉伸强度3CN/DTEX左右的纤维无论如何也无法构成满足该要求性能的布料。0016另外，作为血管的替代材料的支架移植体的情况下，不发生血液渗漏是必需性能，为了制作不会发生血液渗漏的布料，例如，织造加工时，需要使织物组织高密度化。然而，专利文献13中记载的直接纺型极细PET纤维甚至在进行片状织物的加工时都会在工。
13、序中发生断头、起毛，难以高密度化，尤其对于筒状的无缝织物而言极难实现高密度化。0017出于以上的理由，作为细直径型支架移植体用的布料的构成纤维，至今还没有得到生物学安全性优异且兼具细度和强度的极细聚酯纤维。另外，实际情况是也没有得到兼顾满足支架移植体的细直径化需求的薄度和强度的布料。0018现有技术文献0019专利文献0020专利文献1日本特开昭551338号公报0021专利文献2日本特开昭55132708号公报0022专利文献3日本特开2006132027号公报发明内容说明书CN104160076A3/24页50023发明要解决的问题0024本发明要解决的问题是提供能够构成具有作为体内嵌入型。
14、材料所需的高生物学安全性和破裂强度的布料、且兼具高成形加工性的极细PET纤维，此外，提供兼具高生物学安全性、厚度的薄度和充分的破裂强度的筒状无缝织物。0025用于解决问题的方案0026本发明人等进行了深入研究和反复实验，结果发现，通过为实质上不含PET成分以外的成分的聚酯纤维，并且使其兼顾强伸长率及细纤度与韧性，从而能够解决现有技术的与纤维相伴的问题，从而完成了本发明。0027即，本发明如下所述。00281一种极细聚酯纤维，其特征在于，聚对苯二甲酸乙二醇酯成分的含有率为98重量以上，所述极细聚酯纤维满足下述条件00291比浓粘度SP/C为080DL/G以上，00302总纤度为7DTEX以上且1。
15、20DTEX以下，且单丝纤度为05DTEX以下，00313以下的式1所示的韧度参数X为20以上，拉伸强度为35CN/DTEX以上，且拉伸伸长率为12以上，003200332根据前述1所述的极细聚酯纤维，其还满足下述条件00344对丝长度方向3M以等间隔采集10点的纤维束1CM，所采集的10点的纤维束各自的、以下的式2所示的单丝间偏差Y110均为05以下。0035数学式10036式20037式中，N为10点的各纤维束中的相当于总长丝数的30以上的长丝的条数，丝直径DI为10点的各纤维束中的相当于总长丝数的30以上的N条长丝的各丝直径，此外，DAV为该N条长丝的平均值。00383一种布料，其包含至。
16、少20重量的前述1或2所述的极细聚酯纤维。00394一种支架移植体用布料，其包含至少20重量的前述1或2所述的极细聚酯纤维。00405一种人工血管，其包含至少20重量的前述1或2所述的极细聚酯纤维。00416一种人工纤维布，其包含至少20重量的前述1或2所述的极细聚酯纤维。00427一种筒状的无缝织物，其特征在于，包含20重量以上的、总纤度为7DTEX以上且120DTEX以下、且单丝纤度为05DTEX以下的极细聚酯纤维，所述筒状的无缝织物满足下述条件0043A筒状的无缝织物的厚度为10M以上且90M以下，0044B筒状的无缝织物的外径为6MM以上且50MM以下，0045C针刺前后的透水率为30。
17、0CC/CM2/MIN以下，说明书CN104160076A4/24页60046D破裂强度为100N以上。00478根据前述7所述的筒状的无缝织物，其中，筒状的无缝织物为平纹结构。00489一种支架移植体，其使用前述7或8所述的筒状的无缝织物而形成。004910一种导管，其插入有前述9所述的支架移植体。005011一种支架输送装置，其包含前述9所述的支架移植体作为组件。0051发明的效果0052本发明的极细聚酯纤维由于不像海岛型极细PET纤维、聚合物混纺型极细PET纤维那样担心源自海成分或源自溶剂的残留物，因此能够确保作为体内嵌入型材料所需的生物学安全性。另外，本发明的极细聚酯纤维为细纤度总纤度。
18、和单丝纤度均细，且具有高韧性，因此能够兼顾布料的薄膜化和破裂强度，能够应对支架移植体用布料的薄膜化及高破裂强度要求。进而，本发明的极细聚酯纤维由于单丝间的纤维直径偏差小，织编加工工序不会发生断头/起毛，能够以高生产率提供高品质的支架移植体用布料、人工血管等。另外，本发明的由极细聚酯纤维构成的筒状的无缝织物的厚度薄，具有充分的破裂强度，且针刺前后的透水率小。进而，本发明的由极细聚酯纤维构成的筒状的无缝织物由于具有较高的生物相容性，因此在实用上能够有效地用作支架移植体用布料。具体实施方式0053本发明的极细聚酯纤维需要PET成分的含有率为98重量以上，即PET以外的成分的含有率低于2重量。此处，P。
19、ET以外的成分是指因共聚等而引入到分子链中的成分、附着于聚酯纤维表面的共聚PET、聚酰胺、聚苯乙烯及其共聚物、聚乙烯、聚乙烯醇等制造海岛型极细PET纤维时所使用的海成分聚合物、该海成分聚合物的分解物。需要说明的是，本发明中，PET以外的成分不包含乙二醇、对苯二甲酸TPA、对苯二甲酸单羟乙酯MHET、对苯二甲酸双2羟乙酯BHET等源自PET的单体/低聚物。PET以外的成分的含有率为含有2重量以上时，嵌入时这些成分在体内溶出，担心引起发热、异物化反应。极细聚酯纤维的PET以外的成分含有率优选低于1重量、更优选低于05重量、最优选不含。0054本发明的极细聚酯纤维的比浓粘度需要为080DL/G以上。。
20、极细聚酯纤维的比浓粘度低于080DL/G时，极细聚酯纤维的拉伸强度低于35CN/DTEX，作为其结果，得不到作为支架移植体用布料的破裂强度的基准的100N以上的布料。从极细聚酯纤维的强度表现的观点出发，极细聚酯纤维的比浓粘度优选为082DL/G以上、更优选为085DL/G以上。另一方面，对本发明的极细聚酯纤维的比浓粘度的上限没有特别规定，熔融挤出而得到的聚酯纤维的比浓粘度在实际上上限为150DL/G，从抑制单丝间的纤度偏差的观点出发优选为130DL/G以下、更优选为120DL/G以下。0055本发明的极细聚酯纤维的总纤度从兼顾支架移植体用布料的薄膜化和破裂强度的观点出发需要为7DTEX以上且1。
21、20DTEX以下。总纤度是指，平均1条单丝长丝的纤度与总长丝数的乘积。需要说明的是，此处，使用支架移植体的血管中，最粗的是胸部主动脉，通常内径为4050MM左右。如前所述，对于胸部主动脉，要求可以将最大内径50MM的支架移植体插入到18FRENCH内径6MM以下的导管中，本发明人等至今的研究表明，能够通过直径6MM的孔的内径50MM的筒状的布料的厚度最大为90M，即使筒状布料的内径变化，该厚度也不会较大地变化，因此在特定本发明的极细聚酯纤维时，将布料的厚度90M以下说明书CN104160076A5/24页7作为基准。0056极细聚酯纤维的总纤度低于7DTEX时，布料的厚度变薄，符合支架移植体的。
22、细直径化需求，在以织造加工为代表的成形加工工序中，频繁产生起毛、断头等，工序通过性差，导致布料的破裂强度降低。另外，极细聚酯纤维的总纤度超过120DTEX时，例如即使单丝纤度为05DTEX以下，布料的厚度也超过90M，例如制成内径50MM的筒状的布料时，无法通过直径6MM的孔假定内径6MM的导管。从兼顾布料的薄膜化和破裂强度的观点出发，极细聚酯纤维的总纤度优选为10DTEX以上且110DTEX以下、更优选为15DTEX以上且100DTEX以下。0057另一方面，本发明的极细聚酯纤维的单丝纤度从支架移植体用布料的超薄化的观点出发需要为05DTEX以下。此处，单丝纤度是指平均1条单丝长丝的纤度。单。
23、丝纤度超过05DTEX时，例如即使总纤度为120DTEX以下，也难以将布料的厚度薄膜化至90M以下。另外，单丝纤度为05DTEX以下时，与血管内皮细胞的亲和性增加，从而血管壁组织与布料的一体化推进，可以期待防止支架移植体在血管内的移动、脱落。另外，血管壁组织与布料的一体化妨碍布料与体液的直接接触，因此可以期待体内的抗水解效果，进而可以期待体内的长期耐久性。从布料的薄膜化和细胞亲和性的观点出发，极细聚酯纤维的单丝纤度优选为04DTEX以下、更优选为03DTEX以下。对单丝纤度的下限没有特别限定，从织编加工等后处理工艺性和表现布料的破裂强度的观点出发优选为001DTEX以上、更优选为003DTEX。
24、以上。0058本发明的极细聚酯纤维的以下的式1所示的韧度参数X为20以上，拉伸强度为35CN/DTEX以上，且拉伸伸长率为12以上。00590060本发明的极细聚酯纤维的上述韧度参数X为20以上，从而在制成布料时能够兼顾目标的薄膜化和破裂强度。极细聚酯纤维的韧度参数X低于20时，即使将极细聚酯纤维的比浓粘度、总纤度、单丝纤度等条件控制在本发明的特定范围内，也难以将布料薄膜化至90M以下、或者无法将布料的破裂强度设为100N以上。0061本发明的极细聚酯纤维的韧度参数X从兼顾薄膜化和破裂强度的观点出发，优选为25以上、更优选为30以上。0062另外，本发明的极细聚酯纤维需要韧度参数X为20以上且。
25、拉伸强度为35CN/DTEX以上、拉伸伸长率为12以上。极细聚酯纤维的拉伸强度低于35CN/DTEX时，作为布料无法表现出目标的破裂强度100N以上，而且，不耐受织编加工时产生的张力，引起起毛、断头，布料的生产效率明显降低。另一方面，聚酯纤维可以通过提高拉伸倍率来提高拉伸强度，但是，例如即使利用拉伸使拉伸强度提高至35CN/DTEX以上，拉伸伸长率低于12时，也在织编加工时频繁产生起毛、断头，布料的生产效率明显降低。从布料的稳定的织造加工工艺性的观点出发，本发明的极细聚酯纤维的拉伸强度优选为38CN/DTEX以上、更优选为40CN/DTEX以上。从同样的观点出发，本发明的极细聚酯纤维的拉伸伸长。
26、率优选为15以上、更优选为20以上。0063本发明的极细聚酯纤维从兼顾细纤度和高韧性的观点出发，优选下述式2所示的单丝间偏差Y110均为05以下。说明书CN104160076A6/24页80064数学式20065式20066式2中，对丝长度方向3M以等间隔采集10点的纤维束1CMY1Y10。自所采集的10点的纤维束中取出相当于总长丝数的30以上的N条长丝，分别测量丝直径DI。另外，将N条长丝的平均值设为DAV。分别对10点的纤维束按照前述要领进行丝直径测量，算出单丝间偏差Y110。0067在特定点采集的纤维束样品Y为05以下表示单丝间的丝直径偏差小，为均匀的丝直径。此外，所有10点的纤维束样品。
27、的单丝间偏差Y1Y10均为05以下表示纤维轴方向上的丝直径偏差小，为均匀性优异的纤维。0068通过极细聚酯纤维的单丝间偏差Y110为05以下，从而在织编加工时起毛、断头的产生明显减少，布料的生产效率显著提高。进而，通过极细聚酯纤维的单丝间偏差Y110为05以下，从而令人吃惊地表现出细胞亲和性明显提高的效果。对该效果会缩短血管壁组织与布料一体化的时间，防止支架移植体在血管内的移动、脱落的期待进一步提高。需要说明的是，极细聚酯纤维的单丝间偏差Y110与细胞亲和性的相关原理尚不明确，但可以推测，由于如前所述单丝纤度为05DTEX以下时与细胞的亲和性增大，因此单丝间的纤维直径的均匀性提高，从而粘附于成。
28、为脚手架的单丝的细胞数协同增加。从细纤度和高韧性的兼顾的观点、织编加工工艺性提高的观点、进而细胞亲和性提高的观点出发，极细聚酯纤维的单丝间偏差Y110优选为04以下、最优选为03以下。另外，本发明的极细聚酯纤维优选纤维轴方向的作为纤度不均的指标的U为2以下。极细聚酯纤维的U超过2时，强伸长率偏差变大，成为织编加工时的断头/起毛的原因。更优选的U范围为18以下、最优选为15以下。0069本发明的极细聚酯纤维从提高血管壁组织与布料的一体性的观点出发，而且，从抑制用作支架移植体用布料时的针刺后的透水率的观点出发，优选具有5个/CM以上的微卷曲拐点MICROCRIMPINFLECTIONPOINT。微。
29、卷曲拐点为具有弯曲、波形、弧形、线圈状、扭曲、翻转、锯齿状、山状、谷状、漩涡状的形态的部位，是指极细聚酯纤维的非直线状态位置。例如，卷曲为线圈状时，将自任意的起点旋转180的点作为拐点1，之后每旋转180计数拐点。通过极细聚酯纤维具有5个/CM以上的微卷曲拐点，从而极细纤维间产生细胞容易侵入的尺寸的空隙，血管壁组织与布料的一体性增大。另外，在布料的阶段，后文有所说明，将支架与移植物用缝合线缝合时用针刺布料，通过极细聚酯纤维具有5个/CM以上的微卷曲拐点，即使针穿过后在布料上暂时产生间隙，被加工得蓬松的纤维也会塞住该间隙，从而抑制针刺后的透水率。需要说明的是，并不是极细聚酯纤维的微卷曲拐点越多越。
30、好，例如，超过50个/CM时，纤维束变得蓬松，因此成为织编加工时的起毛/断头的原因。从血管壁组织与布料一体化的时间缩短及针刺后的透水率抑制的观点、以及织编加工工艺性的观点出发，极细聚酯纤维的微卷曲拐点更优选为7个/CM以上且40个/CM以下、进一步优选为10个/CM以上且30个/CM以下。0070本发明的极细聚酯纤维能够有效地用作缝合线、支架移植体用布料、人工血管、腹股沟疝用治疗等中使用的人工纤维布、粘连防止剂、人工韧带、人工瓣膜等体内嵌入型材说明书CN104160076A7/24页9料，而且，除了体内嵌入型材料以外，也能够有效地用作体外的血液过滤材料、细胞分离膜、细胞吸附材料、或细胞培养基材。
31、等医疗用材料。当然，本发明的极细聚酯纤维为高韧性，纤维直径偏差小，因此在医疗领域以外也可以用作衣料用原料、过滤器、擦拭材料等材料。0071活用本发明的细且强的极细聚酯纤维的特征的用途之一是要求兼顾薄度和破裂强度、以及防止血液渗漏等的支架移植体用布料。为了满足作为支架移植体用布料的充分的实用性能，需要如下的筒状的无缝织物，即所述筒状的无缝织物包含20重量以上的总纤度为7DTEX以上且120DTEX以下、单丝纤度为05DTEX以下的极细聚酯纤维，且满足下述AD0072A筒状的无缝织物的厚度为10M以上且90M以下，0073B筒状的无缝织物的外径为6MM以上且50MM以下，0074C针刺前后的透水率。
32、为300CC/CM2/MIN以下，0075D破裂强度为100N以上。0076从支架移植体用布料的薄膜化的观点出发，本发明的筒状无缝织物需要由总纤度为7DTEX以上且120DTEX以下、单丝纤度为05DTEX以下的极细聚酯纤维构成。另外，从布料的薄膜化、表现出与细胞的亲和性的观点出发，本发明的筒状无缝织物需要包含20重量以上的前述极细聚酯纤维。极细聚酯纤维在织物中的构成比率低于20重量时，布料的厚度超过90M，难以实现细直径化。另外，极细聚酯纤维的构成比率低于20重量时，表现不出血管壁组织与布料的一体化效果，无法期待防止支架移植体在血管内的移动的效果。极细聚酯纤维的构成比率优选为30重量以上、更。
33、优选为40重量以上。此处，作为构成筒状无缝织物的除了极细聚酯纤维以外的材料，可列举出本发明规定的范围外的聚酯纤维、聚酰胺纤维、聚乙烯纤维、聚丙烯纤维等。它们可以为单丝也可以为复丝，可以根据目的组合使用1种或2种以上的纤维原材料，作为组合的方式，可以将本发明的聚酯纤维与其它纤维捻在一起制成复合纤维来使用，也可以将其它纤维用作织物的经纱或纬纱，或者也可以局部地使用作其一部分。0077作为支架移植体用布料，也可以将片状的布料粘贴成筒状来使用，但是粘贴部分的厚度增加，变得无法将布料折叠得细。另外，从防止血液渗漏的观点出发，需要支架移植体用布料为织物结构。因此，本发明的布料从实现支架移植体的细直径化及防。
34、止血液渗漏的观点出发需要为筒状的无缝织物。此处，作为织物结构，有平纹、斜纹、缎纹等，没有特别限定，从布料的薄膜化和血液渗漏的观点出发，优选平纹结构、斜纹结构。本发明的筒状无缝织物的经纱密度和纬纱密度从防止血液渗漏的观点出发，优选为100条/英寸以上、更优选为120条/英寸以上。上限值没有特别限定，实质上为350条/英寸以下。0078本发明的无缝织物的厚度从细直径化的观点出发为10M以上且90M以下、优选为15M以上且80M以下、更优选为20M以上且70M以下。此处，织物的厚度利用对于在筒状织物的圆周方向根据直径而任意、长度方向10CM30CM的范围内任意选择的10个位置的布料的厚度使用厚度计测。
35、定得到的值的平均值来定义。布料的厚度超过90M时，例如，制成内径50MM的筒状织物时，无法通过直径6MM的孔。另一方面，布料的厚度薄于10M时，无法保持充分的破裂强度。另外，在前述无缝织物的厚度测定中，优选的是，下述式3所示的各测定点的厚度偏差Z均为15以内。0079ZZAVZI/ZAV100式3说明书CN104160076A8/24页100080式中，ZAV为10点测定值的平均值，此外ZI为各点的测定值，I为110的整数。0081厚度偏差大于15时，即使布料的厚度平均值为90M以下，也存在无法通过直径6MM的孔的情况。另外，厚度偏差超过15的部分的厚度较薄，破裂强度、抗透水性能受损。厚度偏差。
36、Z更优选为12以内、最优选为10以内。0082本发明的无缝织物的外径取决于使用支架移植体的血管的内径，为6MM以上且50MM以下。0083本发明的筒状的无缝织物的针刺前后的透水率为300CC/CM2/MIN以下。布料的透水率为防止血液渗漏的指标，通过透水率为300CC/CM2/MIN以下，从而可抑制自布料壁面的血液渗漏。另一方面，支架移植体用布料通过用缝合线与金属制的支架缝合而精加工成作为最终产品的支架移植体，此时在布料上打开较大的针孔时，自该针孔产生血液渗漏。即，作为支架移植体用布料的实用性能，需要针刺后的透水率也为300CC/CM2/MIN以下。此处，针刺后的透水率为使用锥形状的3/8针任。
37、意地在平均1CM2上使针穿过10次后测定的值。本发明的筒状无缝织物由于使用极细聚酯纤维，因此在织物组织中单丝长丝被按压铺展为扁平，埋入经纱与纬纱交差点的间隙，针刺前的透水率被抑制得低。另外，关于针刺后的透水率，为了抑制透水率，将单丝直径为几十M以上的通常粗细的PET纤维以高密度织造而成的布料、强力辊压而成的布料由于构成布料的纤维被强力约束单独的纤维的运动性受到抑制，因此，纤维在针穿过时发生移动后难以恢复到原本的位置，针刺后针孔以打开的状态残留。另一方面，本发明的筒状无缝织物由于使用由许多极细长丝构成的极细聚酯纤维，因此针孔不易残留，能够将针刺后的透水率抑制在300CC/CM2/MIN以下。另外。
38、，通过使本发明的构成筒状无缝织物的极细聚酯纤维如前所述具有特定的微卷曲拐点，通常即使是可抑制纤维的运动性的织密度的布料，也在经纱与纬纱的交织点间、纤维的运动性产生自由度，即使在针穿过时纤维被按压铺展，也容易恢复原本的结构。因此针刺后的透水率抑制效果变得明显。从实用性能的观点出发，本发明的筒状无缝织物的针刺前后的透水率优选为250CC/CM2/MIN以下、更优选为200CC/CM2/MIN。0084本发明的筒状无缝布料的孔隙率优选为30以上且95以下。通过在布料中形成30以上的空隙，从而细胞容易侵入到极细纤维间，血管壁组织与布料的一体性增加防止血液渗漏和防止支架移植体移动的效果，并且能够将上述针。
39、刺后的透水率抑制在300CC/CM2/MIN以下。另一方面，布料的孔隙率超过95时，发生布料的不成形，成为透水率增加的原因。本发明的筒状无缝布料的孔隙率更优选为35以上且90以下、更优选为40以上且85以下。0085本发明的筒状的无缝织物需要根据ANSI/AAMI/ISO71981998/2001基准的破裂强度试验测量的破裂强度为100N以上。布料的破裂强度低于100N时，用作支架移植体用布料时，在使用时的安全性的观点上，因支架的扩张力而破裂等成为问题，优选为120N以上、更优选为140N以上。对布料的破裂强度的上限没有特别限制，从与布料的薄膜化的平衡的观点出发，实质上为500N以下。0086。
40、本发明的筒状无缝织物也可以在不超出本发明中规定的厚度、外径等条件的范围内利用胶原蛋白、明胶等进行涂布。0087本发明的筒状的无缝织物通过与作为可扩张构件的支架弹簧状的金属组合而说明书CN104160076A109/24页11用作支架移植体。作为支架移植体的类型，可列举出筒状的单纯直线型、可应对分支血管的分枝型、开窗型。作为可扩张构件，可以使用利用形状记忆合金、超弹性金属、合成高分子材料的自扩张型的原材料。可扩张构件可以为现有技术的任意的设计。可扩张构件也可以采用利用球囊进行扩展的类型来代替自扩张型。0088作为本发明的优选方式的支架移植体被插入到导管中而在血管内传输。本发明的支架移植体在布料的。
41、厚度为90M以下时，薄且柔软性高，因此能够插入到细直径的导管中，其结果，血管内的传输容易，降低损伤血管壁的风险。需要说明的是，作为导管，适宜使用管型、球囊型等现有技术的导管。另外，本发明的插入在细直径的导管中的支架移植体可以使用现有的输送系统在血管内传输、留置。使用本发明的筒状无缝织物作为支架移植体用布料时，能够使支架移植体细直径化，因此能够缩短住院时间等，降低患者的身体上/经济上的负担，此外，血管壁损伤等的风险也能够降低。进而，对于动脉较细的女性、亚洲人等至今无法适用经导管的血管内治疗的病例，也能够扩展其应用范围。0089以下，对于本发明的极细聚酯纤维及筒状无缝织物的制造方法进行说明，但本发。
42、明不限定于这些方法。0090本发明中，优选采用如下的所谓直接熔融纺丝法，即，该方法将实质上仅由聚对苯二甲酸乙二醇酯PET形成的聚合物进行熔融纺丝，然后通过拉伸而制造极细聚酯纤维。熔融纺丝机可以使用设有干燥机、挤出机、纺丝头的公知的纺丝机。熔融的PET从安装于纺丝头的喷丝头的多个排出喷嘴被喷出，在刚刚纺出后利用设置于喷丝头表面下方的冷却设备吹送冷却风而使其冷却固化，以复丝的形式进行纺丝。0091本发明的极细聚酯纤维的制造中，使用比浓粘度为085DL/G以上的PET聚合物从表现纤维的强度、实现高韧性的观点出发是优选的，但从纺丝稳定性的观点出发，原料PET聚合物的比浓粘度的上限值为160DL/G。从。
43、极细PET纤维的物性表现和纺丝稳定性的观点出发，原料PET聚合物的比浓粘度更优选为087DL/G以上且150DL/G以下、进一步优选为090DL/G以上且140DL/G以下。本发明中使用的原料PET聚合物是使用作为重金属的锑以外的聚合催化剂而制造的，这从生物学安全性的观点出发是优选的。作为优选的聚合催化剂，可列举出以非晶性氧化钛、有机钛等钛作为主要成分的催化剂、PET瓶等食品包装用薄膜用PET的聚合中使用的锗。另外，本发明中使用的原料PET聚合物从防止在体内的溶出的观点出发，作为消光剂使用的结晶性的氧化钛的含量更低是优选的。具体而言，作为钛元素量，相对于聚合物重量，优选为3000PPM以下、更。
44、优选为2000PPM以下、进一步优选为1000PPM以下。0092本发明的极细聚酯纤维的制造方法中，纺丝时的喷丝头表面温度被控制在290以上且320以下的范围内，而且，在排出喷嘴为多重排列时，喷丝头表面温度分布自最外排至最内排间的温度分布优选为10以内。通过将喷丝头表面温度控制在290以上且320以下的范围内，能够抑制由较高聚合度的PET聚合物的热分解而造成的分子量降低，而且同时在不发生纤维轴方向的纤度不均的条件下纺出。喷丝头表面温度低于290时，喷丝头组的压力上升，喷出的丝束条产生熔体破裂，单丝间偏差变大或无法表现出目标强度。喷丝头表面温度超过320时，由于喷丝头组内的热分解所造成的分子量降。
45、低而无法表现出目标强度，或者由于喷丝头污染而陷于无法纺丝。另一方面，通过将喷丝头表面温度分布控制在10以内，能够抑制喷出聚合物的熔融粘度偏差，减小单丝间的单丝直径不均说明书CN104160076A1110/24页12单丝间偏差。从抑制单丝间的纤维直径偏差及纤维轴方向的纤度不均、表现强度的观点出发，更优选将喷丝头表面温度控制在295以上且310以下、喷丝头表面温度分布控制在5以内。0093对将喷丝头表面温度及喷嘴间的温度分布控制在上述范围内的手段没有特别限定，可列举出用加热器类包围喷丝头下部来进行温度调节的方法；自突出喷丝头的周围用加热器类加热调节的方法。在任意方法中，从抑制纺丝头内的聚合物的热。
46、分解所造成的聚合度降低、极细聚酯纤维的高强度化、高韧性化及纺丝稳定性的观点出发，使热量不要自加热器向纺丝头传导均是重要的。例如，不直接在纺丝头上安装加热器而在其间夹着隔热板来安装，从而能够防止自加热器的传热，该方法在用加热器类包围并加热喷丝头下部来进行温度调节时、在自突出喷丝头的周围进行加热时都有效。另外，突出喷丝头的加热时，利用感应加热方式仅加热突出喷丝头部对于防止向纺丝头的传热也是有效的。0094本发明中，优选以每1个喷丝头上排出喷嘴数为201500孔的方式进行穿孔。排出喷嘴的排列不特别限定于圆周排列、正交排列等，圆周排列的情况下，为了增加喷嘴数，优选采用多重的圆周排列。需要说明的是，如前。
47、所述在本发明中，喷出的丝束条利用设置于喷丝头表面下方的冷却设备吹送冷却风而使其冷却固化，多重的圆周排列的情况下，根据单丝数、排列数，由于随伴流的影响而使吹送的冷却风难以到达至最内排，在最外排与最内排产生喷出丝束条的冷却不均，其结果，有时单丝间的纤维直径偏差单丝间偏差变大。此时，自喷丝头的最外排至最内排设置不具有喷嘴的区域，使冷却风容易到达至最内排。即，通过设置冷却风的流路，从而自最外排至最内排使喷出丝束条均匀地冷却固化，减小单丝间偏差，是优选的方式。多重圆周排列的排列数、排列间距离、圆周排列上的排出喷嘴间距离、进而冷却风流路的设计在期望的单丝数和单丝纤度、以及容许喷丝头尺寸的范围内任意设计即可。
48、，各圆周排列间距离从防止单丝彼此的熔接、且不会使喷丝头尺寸过大的观点出发优选为1MM以上且12MM以下，圆周上的排出喷嘴间距离从防止冷却不均和防止单丝彼此熔接、适宜设计喷丝头尺寸的观点出发优选为12MM以上且5MM以下。0095排出喷嘴的孔径优选为015MM以下且005MM以上。0096本发明的极细聚酯纤维的制造方法中，从高韧性化的观点出发重要的是，在喷丝头表面的下方设置将气氛温度控制为150以上的热区并使喷出丝束条通过，此时热区范围优选为距喷丝头表面1MM以上且60MM以内的范围。此处，气氛温度是指，自喷丝头表面中心部起以1MM间隔垂直向下移动的点的温度。因此，少于1MM的热区无法测量。热区。
49、超过60MM时，产生丝摇动YARNMAYSLOPE，变得难以卷取纤维。即便能够卷取纤维，得到的极细聚酯纤维的单丝间偏差、纤维轴方向的纤度不均U也变差。另外，距喷丝头表面1MM的点的气氛温度未被控制在150以上时，产生丝弯曲而无法纺丝，或者即便能够纺丝也得不到目标强度的纤维。热区条件可以利用安装于喷丝头前端的加热器厚度和/或温度、冷风吹出口的仰角和/或温度、隔热板的厚度等来调整。0097热区更优选为50MM以内、进一步优选为距喷丝头表面40MM以内。对于调整热区环境，作为喷丝头表面温度控制方法，也可以使用上述加热器类，若能够防止冷却风的吹送，则也可以通过在纺丝头设置60MM以下的厚度的隔热板来进行调节。0098进而，从纺丝稳定性和抑制单丝间偏差、纤维轴方向的纤度不均的观点出发，喷出丝束条优选在通过热区后利用以下说明的冷却方式进行骤冷固化，冷却风吹出面最上部位说明书CN104160076A1211/24页13置的气氛温度与自喷丝头的最外排喷出的丝束条距离1CM的点更优选为120以下、最优选为100以下。0099从提高纺丝稳定性和。