JPH074418B2 - 医療用繊維状物 - Google Patents
医療用繊維状物Info
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- JPH074418B2 JPH074418B2 JP63271026A JP27102688A JPH074418B2 JP H074418 B2 JPH074418 B2 JP H074418B2 JP 63271026 A JP63271026 A JP 63271026A JP 27102688 A JP27102688 A JP 27102688A JP H074418 B2 JPH074418 B2 JP H074418B2
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Description
【発明の詳細な説明】 <産業上の利用分野> 本発明は、ε−カプロラクトンとラクチドとの共重合体
から形成されてなる医療用繊維状物に関する。さらに詳
しくは、良好な生体親和性,生体分解吸収性を有し、か
つ弾性回転性能が優れていて、外科用縫合糸,創傷被覆
材,補てつ材,人工血管等の医療用材料として好適に用
いられる医療用繊維状物に関する。
から形成されてなる医療用繊維状物に関する。さらに詳
しくは、良好な生体親和性,生体分解吸収性を有し、か
つ弾性回転性能が優れていて、外科用縫合糸,創傷被覆
材,補てつ材,人工血管等の医療用材料として好適に用
いられる医療用繊維状物に関する。
<従来技術> ポリラクチドは水の存在下で比較的容易に加水分解を受
け、生体内でも加水分解され吸収されることから、医療
用材料への利用が検討され一部のものは実用化されてい
る。
け、生体内でも加水分解され吸収されることから、医療
用材料への利用が検討され一部のものは実用化されてい
る。
例えば、特公昭41−2734号公報にはポリラクチドからな
る縫合糸,特公昭45−31696号公報にはラクチドを主体
とする共重合体からなる縫合糸,特開昭52−84889号公
報にはポリラクチドとポリグリコライドの混合物からな
る縫合糸が開示されている。さらに、少量のラクチドと
多量のグリコライドとからなる共重合体も公知であり、
縫合糸として実際に広く使用されている。
る縫合糸,特公昭45−31696号公報にはラクチドを主体
とする共重合体からなる縫合糸,特開昭52−84889号公
報にはポリラクチドとポリグリコライドの混合物からな
る縫合糸が開示されている。さらに、少量のラクチドと
多量のグリコライドとからなる共重合体も公知であり、
縫合糸として実際に広く使用されている。
一方、ポリ−ε−カプロラクトンは室温では比較的高い
硬度を有し、かつ軟化点が低いという特性を有している
ので、医療用ギブス等の材料として幅広く用いられてい
る。また、生体内でも加水分解され吸収される性質も有
しているため、例えば特開昭62−164743号公報,米国特
許第4148871号に、薬剤を体内で持続的に配給するため
のデバイスへの使用が開示されている。
硬度を有し、かつ軟化点が低いという特性を有している
ので、医療用ギブス等の材料として幅広く用いられてい
る。また、生体内でも加水分解され吸収される性質も有
しているため、例えば特開昭62−164743号公報,米国特
許第4148871号に、薬剤を体内で持続的に配給するため
のデバイスへの使用が開示されている。
さらに、ε−カプロラクトンとラクチドとからなる共重
合体を医療用材料に使用することも、例えば特開昭53−
145899号公報にラクチドを主体そする共重合体からなる
外科用医療用材料がまた特表昭60−501217号公報にはε
−カプロラクトンを主体とする共重合体を炭素繊維にコ
ーティングした人工靭帯が開示されている。
合体を医療用材料に使用することも、例えば特開昭53−
145899号公報にラクチドを主体そする共重合体からなる
外科用医療用材料がまた特表昭60−501217号公報にはε
−カプロラクトンを主体とする共重合体を炭素繊維にコ
ーティングした人工靭帯が開示されている。
しかしながら、これらの先行技術の開示している医療用
繊維状成形物は、ラクチド単位及び/又はグリコライド
単位を主体とする(共)重合体からなるものが大部分で
あり、これらは硬くて柔軟性に乏しく弾性回復性能も劣
ったものであった。また、生体内での加水分解速度も比
較的速く、目的によっては使用できない分野もあった。
唯一ε−カプロラクトンを主体とするものが開示されて
いる特表昭60−501217号公報でも、炭素繊維へのコーテ
ィング剤として開示されているにすぎない。
繊維状成形物は、ラクチド単位及び/又はグリコライド
単位を主体とする(共)重合体からなるものが大部分で
あり、これらは硬くて柔軟性に乏しく弾性回復性能も劣
ったものであった。また、生体内での加水分解速度も比
較的速く、目的によっては使用できない分野もあった。
唯一ε−カプロラクトンを主体とするものが開示されて
いる特表昭60−501217号公報でも、炭素繊維へのコーテ
ィング剤として開示されているにすぎない。
なお、柔軟性及び弾性回復性能を有する医療用繊維状成
形物としては、例えば特開昭55−26984号公報,特開昭5
5−101266号公報等にポリエステルエラストマーを用い
た縫合糸が開示されているが、このものはまったく生体
分解吸収性を示さない。
形物としては、例えば特開昭55−26984号公報,特開昭5
5−101266号公報等にポリエステルエラストマーを用い
た縫合糸が開示されているが、このものはまったく生体
分解吸収性を示さない。
<発明の目的> 本発明の目的は、上記の如く従来のものに欠如してい
た、生体親和性,生体分解吸収性及び良好な弾性回復性
能を併せ持った医療用繊維状物を提供することにある。
た、生体親和性,生体分解吸収性及び良好な弾性回復性
能を併せ持った医療用繊維状物を提供することにある。
<発明の構成> 本発明者らは、上記目的を達成すべく鋭意研究を行った
結果、ε−カプロラクトン単位を主体としたラクチド単
位との共重合体を用いることにより、生体親和性,生体
吸収性,弾性回復性能等を同時に有する繊維状物が得ら
れることを知り本発明に到達した。
結果、ε−カプロラクトン単位を主体としたラクチド単
位との共重合体を用いることにより、生体親和性,生体
吸収性,弾性回復性能等を同時に有する繊維状物が得ら
れることを知り本発明に到達した。
すなわち本発明は、繰り返し単位として、ε−カプロラ
クトン単位55〜95モル%,ラクチド単位45〜5モル%と
からなる共重合体から形成されてなることを特徴とする
医療用繊維状物である。
クトン単位55〜95モル%,ラクチド単位45〜5モル%と
からなる共重合体から形成されてなることを特徴とする
医療用繊維状物である。
本発明で用いられるε−カプロラクトン単位とラクチド
単位とからなる共重合体は、ε−カプロラクトン単位が
55〜95モル%、好ましくは60〜80モル%、ラクチド単位
が45〜5モル%、好ましくは40〜20モル%からなる必要
がある。ε−カプロラクトン単位が55モル%未満では、
弾性回復性能が劣ったものとなり、一方95モル%を越え
ると生体分解吸収性が極めて遅くなるため好ましくな
い。なお、本発明の目的を損わない範囲であれば、少量
の他の共重合成分を含有していてもよい。その量は用途
によっても変わってくるが、通常その量は10モル%以下
である。かかる共重合成分としては、例えばグリコール
酸,β−ヒドロキシ酪酢,γ−ブチロラクトン,δ−バ
レロラクトン等をあげることができる。
単位とからなる共重合体は、ε−カプロラクトン単位が
55〜95モル%、好ましくは60〜80モル%、ラクチド単位
が45〜5モル%、好ましくは40〜20モル%からなる必要
がある。ε−カプロラクトン単位が55モル%未満では、
弾性回復性能が劣ったものとなり、一方95モル%を越え
ると生体分解吸収性が極めて遅くなるため好ましくな
い。なお、本発明の目的を損わない範囲であれば、少量
の他の共重合成分を含有していてもよい。その量は用途
によっても変わってくるが、通常その量は10モル%以下
である。かかる共重合成分としては、例えばグリコール
酸,β−ヒドロキシ酪酢,γ−ブチロラクトン,δ−バ
レロラクトン等をあげることができる。
本発明で用いられるε−カプロラクトンとラクチドとの
共重合体は、従来公知の方法により得ることができる。
すなわち、ε−カプロラクトンとラクチドとを触媒存在
下加熱して開環重合を行なうことにより製造することが
できる。共重合比は原料の仕込み割合との間に相関関係
があるので、仕込み比を調整することにより任意の共重
合組成の重合体を得ることができる。触媒としては、カ
ルボン酸のスズ又は亜鉛化合物が好ましく、オクチル酸
スズ,オクチル酸亜鉛等を好適な触媒として例示するこ
とができる。反応は減圧下または不活性ガス気流中で行
なうのが好ましく、反応温度は140〜220℃の範囲が好ま
しい。得られた共重合体は、さらに再結晶化法や真空蒸
留法などの方法を用いて精製してから使用に供するのが
好ましい。
共重合体は、従来公知の方法により得ることができる。
すなわち、ε−カプロラクトンとラクチドとを触媒存在
下加熱して開環重合を行なうことにより製造することが
できる。共重合比は原料の仕込み割合との間に相関関係
があるので、仕込み比を調整することにより任意の共重
合組成の重合体を得ることができる。触媒としては、カ
ルボン酸のスズ又は亜鉛化合物が好ましく、オクチル酸
スズ,オクチル酸亜鉛等を好適な触媒として例示するこ
とができる。反応は減圧下または不活性ガス気流中で行
なうのが好ましく、反応温度は140〜220℃の範囲が好ま
しい。得られた共重合体は、さらに再結晶化法や真空蒸
留法などの方法を用いて精製してから使用に供するのが
好ましい。
次に、このようにして得られた共重合体から繊維状成形
物を製造する方法は、特に限定する必要はなく、従来か
ら公知の方法をそのまま利用できる。すなわち、従来よ
り繁用されているオリフィス型溶融紡糸法でも、溶媒を
用いた湿式紡糸法,乾式紡糸法でも容易に製造できる。
この際用いる溶媒としては、クロロホルム,テトラハイ
ドロフラン,塩化メチレン,トリクロロエチレン,ジオ
キサン,ベンゼンおよびトルエンなどを好適例としてあ
げることができ、これらは、単独で使用してもよいし2
種以上を混合して用いてもよい。溶液のポリマー濃度
は、5〜40%の範囲が適当であり、10〜30%の範囲が特
に好ましく、凝固液としては低級アルコール、特にエタ
ノールが好ましく用いられる。
物を製造する方法は、特に限定する必要はなく、従来か
ら公知の方法をそのまま利用できる。すなわち、従来よ
り繁用されているオリフィス型溶融紡糸法でも、溶媒を
用いた湿式紡糸法,乾式紡糸法でも容易に製造できる。
この際用いる溶媒としては、クロロホルム,テトラハイ
ドロフラン,塩化メチレン,トリクロロエチレン,ジオ
キサン,ベンゼンおよびトルエンなどを好適例としてあ
げることができ、これらは、単独で使用してもよいし2
種以上を混合して用いてもよい。溶液のポリマー濃度
は、5〜40%の範囲が適当であり、10〜30%の範囲が特
に好ましく、凝固液としては低級アルコール、特にエタ
ノールが好ましく用いられる。
また、特公昭49−18508号公報に提案されている、ガス
を溶融したポリマー内に混練した後押出して網状の繊維
状成形物を得るバーストファイバー法でも、特開昭58−
91804号公報に提案されている、口金部を金網状のメッ
シュ構造にし、通電加熱しながら繊維状成形物を得る方
法、特開昭59−144607号公報に提案されている、ポリマ
ー粉体から圧縮成形し次いで瞬間的に溶融して繊維化す
る方法、さらには、本発明者らの一部が先に特願昭62−
327433号公報にて提案した方法によっても容易に繊維化
できる。
を溶融したポリマー内に混練した後押出して網状の繊維
状成形物を得るバーストファイバー法でも、特開昭58−
91804号公報に提案されている、口金部を金網状のメッ
シュ構造にし、通電加熱しながら繊維状成形物を得る方
法、特開昭59−144607号公報に提案されている、ポリマ
ー粉体から圧縮成形し次いで瞬間的に溶融して繊維化す
る方法、さらには、本発明者らの一部が先に特願昭62−
327433号公報にて提案した方法によっても容易に繊維化
できる。
これらの中でも、本発明で用いられる共重合体は溶融時
の熱安定性が概して低いので、良好な物性を有する繊維
状成形物を得るには、湿式紡糸法,特開昭59−144607号
公報,特願昭62−327433号公報提案の方法が好ましい。
特に繊度の大きいモノフィラメントを製造するには、特
開昭59−144607号公報及び特願昭62−327433号公報に提
案の方法が好ましい。
の熱安定性が概して低いので、良好な物性を有する繊維
状成形物を得るには、湿式紡糸法,特開昭59−144607号
公報,特願昭62−327433号公報提案の方法が好ましい。
特に繊度の大きいモノフィラメントを製造するには、特
開昭59−144607号公報及び特願昭62−327433号公報に提
案の方法が好ましい。
このようにして形成された繊維状成形物は、フィラメン
ト状,ステープルファイバー状,不織布状等任意の形態
で使用に供することができるが、これらは使用の目的に
応じて、さらに延伸,熱処理,紡編織等により任意の形
態に加工する。
ト状,ステープルファイバー状,不織布状等任意の形態
で使用に供することができるが、これらは使用の目的に
応じて、さらに延伸,熱処理,紡編織等により任意の形
態に加工する。
例えばステープルファイバーで使用する場合、押し込み
捲縮法,ギヤ捲縮法等従来公知の方法で5〜25ケ/25mm
の捲縮を付与し、20〜100mの繊維長とするのが好適であ
る。このステープルファイバーは、通常の紡績工程を通
して紡績糸となし、編織して織物,編み物の形態に加工
するか、あるいは、ウエブ,乾式不織布,湿式不織布等
の任意の形態として使用に供する。
捲縮法,ギヤ捲縮法等従来公知の方法で5〜25ケ/25mm
の捲縮を付与し、20〜100mの繊維長とするのが好適であ
る。このステープルファイバーは、通常の紡績工程を通
して紡績糸となし、編織して織物,編み物の形態に加工
するか、あるいは、ウエブ,乾式不織布,湿式不織布等
の任意の形態として使用に供する。
またフィラメントの場合では、縫合糸用としてはそのま
ま使用するが、用途によって織編物の形態、さらには組
み紐等の形態に加工する。
ま使用するが、用途によって織編物の形態、さらには組
み紐等の形態に加工する。
本発明における繊維状物は、前述した繊維状成形物だけ
でなく、使用に供するため各種形態に加工したものをも
含むものである。
でなく、使用に供するため各種形態に加工したものをも
含むものである。
なお、繊維の断面形体に就いても限定する必要はなく、
用途に応じて、円形状,三角形,不規則形状等任意に選
択できるし、また中実のみならず中空であってもよい。
用途に応じて、円形状,三角形,不規則形状等任意に選
択できるし、また中実のみならず中空であってもよい。
かくして得られる繊維状物を構成する繊維の弾性回復性
能は、通常弾性回復率ER50が少くとも80%であることが
好ましく、ER100が少くとも60%であることが特に好ま
しい。ここでER50およびER100とは、各々50%,100%伸
長させた時の弾性回復率である。かかる弾性回復性能に
良好な本発明の繊維状物は、例えば縫合糸として使用す
れば傷口を適度な抗張力でしめつけることが可能であ
り、やわらかい組織の縫合に特に好適に用いることがで
きる。創傷被覆材として使用すれば、創傷部の伸縮に追
従しやすいため、フィット性の良好な被覆材とすること
ができる。
能は、通常弾性回復率ER50が少くとも80%であることが
好ましく、ER100が少くとも60%であることが特に好ま
しい。ここでER50およびER100とは、各々50%,100%伸
長させた時の弾性回復率である。かかる弾性回復性能に
良好な本発明の繊維状物は、例えば縫合糸として使用す
れば傷口を適度な抗張力でしめつけることが可能であ
り、やわらかい組織の縫合に特に好適に用いることがで
きる。創傷被覆材として使用すれば、創傷部の伸縮に追
従しやすいため、フィット性の良好な被覆材とすること
ができる。
また本発明の医療用繊維状物は、前記成形方法を選択す
ることにより、緻密な構造とすることもまた内部に微細
な空孔を有する多孔質にすることも任意に可能であり、
用途にあわせて適宜選択することができる。特に微細孔
を0.01〜60体積%(気孔率、但し通常の中空繊維におけ
る中空部は除く)有する多孔質繊維は、例えばその空孔
に抗菌剤,抗炎症剤等の薬剤を含浸させて、薬剤制御放
出用デバイスとして使用することも可能であり、好まし
い。
ることにより、緻密な構造とすることもまた内部に微細
な空孔を有する多孔質にすることも任意に可能であり、
用途にあわせて適宜選択することができる。特に微細孔
を0.01〜60体積%(気孔率、但し通常の中空繊維におけ
る中空部は除く)有する多孔質繊維は、例えばその空孔
に抗菌剤,抗炎症剤等の薬剤を含浸させて、薬剤制御放
出用デバイスとして使用することも可能であり、好まし
い。
<発明の効果> 本発明の医療用繊維状物は、従来の例えばポリラクチド
から得た繊維成形物と比較して、伸度,弾性回復率が高
いといった弾性的性能が優れる特徴を有すると同時に、
生体親和性,生体分解吸収性といった性能をもあわせ有
している。かかる特性ゆえに、前述したように縫合糸と
して使用すれば、傷口を適度の抗張力でしめつけること
が可能となり、柔い組織の縫合に非常に優れた性能を発
揮することになる。また、例えば、ニット状に加工する
と、臓器を縛る材料としても使用できる。更には、生体
分解吸収性であるために、傷が治癒した段階で除去する
必要がないといった特徴を有している。
から得た繊維成形物と比較して、伸度,弾性回復率が高
いといった弾性的性能が優れる特徴を有すると同時に、
生体親和性,生体分解吸収性といった性能をもあわせ有
している。かかる特性ゆえに、前述したように縫合糸と
して使用すれば、傷口を適度の抗張力でしめつけること
が可能となり、柔い組織の縫合に非常に優れた性能を発
揮することになる。また、例えば、ニット状に加工する
と、臓器を縛る材料としても使用できる。更には、生体
分解吸収性であるために、傷が治癒した段階で除去する
必要がないといった特徴を有している。
<実施例> 以下実施例をあげて本発明を更に詳細に説明するが、本
発明はこれらに何等限定を受けるものではない。
発明はこれらに何等限定を受けるものではない。
なお、各特性は、下記の方法によって測定した。
(a)1%モジュラス 長さ2cmの試料を100%/分の速度で伸長して、1%伸長
させた時の応力(F)gを測定し、次式によって算出し
た。
させた時の応力(F)gを測定し、次式によって算出し
た。
1%モジュラス (但し、Dは試料のデニール) (b)強度,伸度 長さ2cmの試料を100%/分の速度で伸長し、破断時の強
度,伸度を測定した。(c)弾性回復率 長さ2cmの試料を100%/分の速度で伸長し、50%(100
%)伸長後直ちに100%/分の速度で伸び量0まで戻
し、次いで直ちに再度100%/分の速度で伸長した時の
応力発生時の伸び量l50(l100)を測定する。ER50(ER
100)は次式より算出した。
度,伸度を測定した。(c)弾性回復率 長さ2cmの試料を100%/分の速度で伸長し、50%(100
%)伸長後直ちに100%/分の速度で伸び量0まで戻
し、次いで直ちに再度100%/分の速度で伸長した時の
応力発生時の伸び量l50(l100)を測定する。ER50(ER
100)は次式より算出した。
ER50(ER100) 実施例1 ε−カプロラクトン80重量部とL−ラクチド20重量部と
をオクチル酸スズ0.03重量部とラウリルアルコール0.01
重量部の存在下で、10-3mmHgの減圧下180℃で5時間重
合反応を行ない、GPCで測定した分子量が20万のε−カ
プロラクトンとL−ラクチドの共重合体を製造した。次
に得られた共重合体を再結晶法により精製した後、塩化
メチレンに溶解させポリマー濃度15wt%のドープを得
た。これを、0.3mmφ×10ホール,L/D=2.5の口金からエ
タノール凝固液中に連続的に押出し、得られた紡出糸を
延伸温度70℃,延伸倍率14.5倍で延伸し、次いで緊張状
態で10℃真空下、16時間アニールを行なった。得られた
フィラメント状繊維の物性は、1%モジュラス=0.5g/d
e,単糸デニール=1.8de,強度=2.4g/de,伸度=150%,ER
50=98%,ER100=95%であった。
をオクチル酸スズ0.03重量部とラウリルアルコール0.01
重量部の存在下で、10-3mmHgの減圧下180℃で5時間重
合反応を行ない、GPCで測定した分子量が20万のε−カ
プロラクトンとL−ラクチドの共重合体を製造した。次
に得られた共重合体を再結晶法により精製した後、塩化
メチレンに溶解させポリマー濃度15wt%のドープを得
た。これを、0.3mmφ×10ホール,L/D=2.5の口金からエ
タノール凝固液中に連続的に押出し、得られた紡出糸を
延伸温度70℃,延伸倍率14.5倍で延伸し、次いで緊張状
態で10℃真空下、16時間アニールを行なった。得られた
フィラメント状繊維の物性は、1%モジュラス=0.5g/d
e,単糸デニール=1.8de,強度=2.4g/de,伸度=150%,ER
50=98%,ER100=95%であった。
実施例2 実施例1で用いたと同じε−カプロラクトンとラクチド
の共重合体を用い、特願昭62−327433号公報の実施例1
で用いられているのと同一の溶融紡糸装置(第1図,第
2図)を用いて、次の条件で押出し7500deの未延伸モレ
ノフィラメントを得た。ピストン圧200kg/cm2,シリンダ
ー予熱温度100℃,ポリマー供給量0.2g/分,圧縮と開放
の比1:1,紡糸口金温度170℃(0.7V,150Aで通電加熱,ポ
リマーは瞬間的(約5秒)に加熱されて溶融する)この
未延伸糸を70℃の熱プレートを用いて9倍に延伸した。
得られたモノフィラメントの物性は、1%モジュラス=
0.2g/de,単糸デニール=850de,強度=1g/de,伸度=250
%,ER50=95%,ER100=92%であり、モノフィラメント
縫合糸として好適なものであった。
の共重合体を用い、特願昭62−327433号公報の実施例1
で用いられているのと同一の溶融紡糸装置(第1図,第
2図)を用いて、次の条件で押出し7500deの未延伸モレ
ノフィラメントを得た。ピストン圧200kg/cm2,シリンダ
ー予熱温度100℃,ポリマー供給量0.2g/分,圧縮と開放
の比1:1,紡糸口金温度170℃(0.7V,150Aで通電加熱,ポ
リマーは瞬間的(約5秒)に加熱されて溶融する)この
未延伸糸を70℃の熱プレートを用いて9倍に延伸した。
得られたモノフィラメントの物性は、1%モジュラス=
0.2g/de,単糸デニール=850de,強度=1g/de,伸度=250
%,ER50=95%,ER100=92%であり、モノフィラメント
縫合糸として好適なものであった。
実施例3 ε−カプロラクトンとL−ラクチドの割合が70重量部,3
0重量部とする以外は実施例1と同様にして分子量が22
万の共重合体を得、これから紡糸延伸しマルチフィラメ
ントを得た。その際延伸温度は70℃,延伸倍率は9.0倍
とした。得られたフィラメントの性能は、1%モジュラ
ス=g/de,単糸デニール=3.7de,強度=3.2g/de,伸度=1
05%,ER50=85%,ER100=70%であった。
0重量部とする以外は実施例1と同様にして分子量が22
万の共重合体を得、これから紡糸延伸しマルチフィラメ
ントを得た。その際延伸温度は70℃,延伸倍率は9.0倍
とした。得られたフィラメントの性能は、1%モジュラ
ス=g/de,単糸デニール=3.7de,強度=3.2g/de,伸度=1
05%,ER50=85%,ER100=70%であった。
実施例4 紡糸口金として中空繊維用の口金を使用し、中空部に口
金からエタノールを注入しながら紡糸する以外は、実施
例1と同様にして未延伸中空糸を得た。これを、さらに
65℃下2倍に延伸し、真空乾燥機中で60℃下12時間乾燥
して中空糸を得た。この繊維の断面図を模式的に第3図
に示す。これから明らかなように、中空糸の繊維内部は
多孔質で微細孔が多量に存在していた。またこの中空糸
の物性は、1%モジュラス=0.3g/de,単糸デニール=32
de,強度=0.8g/de,伸度=150%,ER50=93%,ER100=90
%,気孔率は10%であった。
金からエタノールを注入しながら紡糸する以外は、実施
例1と同様にして未延伸中空糸を得た。これを、さらに
65℃下2倍に延伸し、真空乾燥機中で60℃下12時間乾燥
して中空糸を得た。この繊維の断面図を模式的に第3図
に示す。これから明らかなように、中空糸の繊維内部は
多孔質で微細孔が多量に存在していた。またこの中空糸
の物性は、1%モジュラス=0.3g/de,単糸デニール=32
de,強度=0.8g/de,伸度=150%,ER50=93%,ER100=90
%,気孔率は10%であった。
比較例1 ε−カプロラクトン20重量部,L−ラクチド80重量部とす
る以外は実施例1と同様に、重合,紡糸,延伸(但し延
伸倍率は8倍)し、マルチフィラメントを得た。得られ
たフィラメントの物性は、1%モジュラス=20g/de,単
糸デニール=2.3de,強度=5g/de,伸度=25%と弾性性能
に劣ったものであった。
る以外は実施例1と同様に、重合,紡糸,延伸(但し延
伸倍率は8倍)し、マルチフィラメントを得た。得られ
たフィラメントの物性は、1%モジュラス=20g/de,単
糸デニール=2.3de,強度=5g/de,伸度=25%と弾性性能
に劣ったものであった。
実施例5 ε−カプロラクトンとL−ラクチドの割合が85重量部,1
5重量部とする以外は実施例1と同様にして、分子量16
万の共重合体を得、これから紡糸・延伸によりマルチフ
ィラメントを得た。その際延伸温度は70℃,延伸倍率は
12倍であった。得られたフィラメントの性能は、1%モ
ジュラス=0.4g/de,単糸デニール=2.3de,伸度=2.0g/d
e,伸度=130%,ER50=92%,ER100=85%であった。
5重量部とする以外は実施例1と同様にして、分子量16
万の共重合体を得、これから紡糸・延伸によりマルチフ
ィラメントを得た。その際延伸温度は70℃,延伸倍率は
12倍であった。得られたフィラメントの性能は、1%モ
ジュラス=0.4g/de,単糸デニール=2.3de,伸度=2.0g/d
e,伸度=130%,ER50=92%,ER100=85%であった。
第1図は実施例2で使用した連続溶融紡糸装置の概略
図、第2図は同じく実施例2で使用した連続溶融紡糸装
置の紡糸口金部の概略図、第3図は実施例4で得られた
中空糸の断面を模式的に表わした図である。
図、第2図は同じく実施例2で使用した連続溶融紡糸装
置の紡糸口金部の概略図、第3図は実施例4で得られた
中空糸の断面を模式的に表わした図である。
フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 FI 技術表示箇所 D01F 6/62 303 7199−3B 305 A 7199−3B // D01D 4/02 7199−3B (72)発明者 筏 義人 京都府宇治市五ケ庄広岡谷2―182 (72)発明者 玄 丞烋 京都府宇治市小倉町天王24―8
Claims (3)
- 【請求項1】繰り返し単位として、ε−カプロラクトン
単位55〜95モル%,ラクチド単位45〜5モル%とからな
る共重合体から形成されてなることを特徴とする医療用
繊維状物。 - 【請求項2】弾性回復率(ER50)が少くとも80%である
請求項(1)記載の医療用繊維状物。 [但し、ER50は50%伸張時の弾性回復率。] - 【請求項3】繊維中に微細孔を0.01〜60体積%(但し、
中空繊維における中空部は除く)含有する請求項(1)
又は請求項(2)記載の医療用繊維状物。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63271026A JPH074418B2 (ja) | 1988-10-28 | 1988-10-28 | 医療用繊維状物 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63271026A JPH074418B2 (ja) | 1988-10-28 | 1988-10-28 | 医療用繊維状物 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH02119866A JPH02119866A (ja) | 1990-05-07 |
JPH074418B2 true JPH074418B2 (ja) | 1995-01-25 |
Family
ID=17494373
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP63271026A Expired - Lifetime JPH074418B2 (ja) | 1988-10-28 | 1988-10-28 | 医療用繊維状物 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH074418B2 (ja) |
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JP2795423B2 (ja) * | 1992-07-06 | 1998-09-10 | ユルゲンス クリスチャン | 皮膚用塗布剤 |
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EP0637642B1 (en) * | 1993-01-07 | 2002-02-13 | Unitika Ltd. | Binder fiber and nonwoven fabric produced therefrom |
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US20040092964A1 (en) | 1999-03-04 | 2004-05-13 | Modesitt D. Bruce | Articulating suturing device and method |
US7842048B2 (en) | 2006-08-18 | 2010-11-30 | Abbott Laboratories | Articulating suture device and method |
US6730102B1 (en) | 2000-11-06 | 2004-05-04 | Abbott Laboratories | Systems, devices and methods for deploying needles |
US7160309B2 (en) | 2002-12-31 | 2007-01-09 | Laveille Kao Voss | Systems for anchoring a medical device in a body lumen |
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US7449024B2 (en) | 2003-12-23 | 2008-11-11 | Abbott Laboratories | Suturing device with split arm and method of suturing tissue |
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US8858573B2 (en) | 2012-04-10 | 2014-10-14 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Apparatus and method for suturing body lumens |
US9241707B2 (en) | 2012-05-31 | 2016-01-26 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Systems, methods, and devices for closing holes in body lumens |
EP3518999A4 (en) * | 2016-09-28 | 2020-05-27 | Orchid Medical Pte Ltd | ELASTIC BIORESORBABLE COATING FOR IMPLANTS |
US10426449B2 (en) | 2017-02-16 | 2019-10-01 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Articulating suturing device with improved actuation and alignment mechanisms |
CN111432807A (zh) | 2017-10-06 | 2020-07-17 | 铸造疗法股份有限公司 | 用于控制释放治疗剂的可植入贮库 |
-
1988
- 1988-10-28 JP JP63271026A patent/JPH074418B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH02119866A (ja) | 1990-05-07 |
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