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DE69912956T2 - Biomedizinisches polyurethan, seine herstellung und verwendung - Google Patents

Biomedizinisches polyurethan, seine herstellung und verwendung Download PDF

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DE69912956T2
DE69912956T2 DE69912956T DE69912956T DE69912956T2 DE 69912956 T2 DE69912956 T2 DE 69912956T2 DE 69912956 T DE69912956 T DE 69912956T DE 69912956 T DE69912956 T DE 69912956T DE 69912956 T2 DE69912956 T2 DE 69912956T2
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Germany
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polyester
diol
diisocyanate
polyurethane according
biomedical
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DE69912956T
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Jan Coenraad SPAANS
Hermina Jacqueline DE GROOT
Gerhardus Folkert DEKENS
Johan Albert PENNINGS
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Original Assignee
Polyganics BV
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Description

  • Die Erfindung bezieht sich auf biomedizinische Polyurethane und der Gebrauch derselben bei verschiedenen Anwendungen.
  • Biomedizinische Polyurethane (PUs) werden für einen großen Anwendungsbereich verwendet. Beispiele schließen künstliche Nervenkanäle ("nerve guides"), Materialien zur Meniskusrekonstruktion, künstliche Haut und künstliche Venen ein.
  • Für diese Anwendungen werden üblicherweise im Handel erhältliche Polyurethane verwendet.
  • Diese Materialien weisen häufig gute mechanische Eigenschaften auf, ein bedeutender Nachteil besteht jedoch darin, dass sie aromatisches Diphenylmethandiisocyanat (MDI) enthalten. Auf MDI basierende Polyurethane sind dafür bekannt, dass sie beim Abbau karzinogene und mutagene Produkte freisetzen. Weiterhin zeigen sie oft eine geringe Reißfestigkeit. Eine hohe Reißfestigkeit ist wichtig, um zu verhindern, dass Nähte aus einem Biomaterial herausreißen. Die Entwicklung neuer Polyurethane von medizinischer Qualität mit guten mechanischen Eigenschaften ist daher sehr erwünscht.
  • Weiterhin ist ein wichtiger Aspekt der biomedizinischen Polyurethane die Bedingung, dass sie zu porösen geformten Körpern verarbeitet werden können, z. B. als Implantate.
  • Bei der Entwicklung der neuen Materialien der Erfindung wurden zuerst poröse 50/50-Copoly(ε-caprolacton/L-lactid)-Materialien verwendet, um einen verletzten Meniskus wiederherzustellen. Sie zeigten eine sehr gute Haftung an das Meniskusgewebe und daher eine gute Heilung der Meniskusverletzung. Die mechanischen Eigenschaften dieses Copolymers ähneln den mechanischen Eigenschaften von Polyurethanen, und zwar wegen der hohen Molmasse und des Vorliegens von kristallisierbaren L-Lactid-Sequenzen. Das Polymer hatte jedoch bestimmte Nachteile. Erstens war die Zersetzungsrate etwas zu hoch. Neues Meniskusgewebe, der sogenannte Bindegewebsknorpel (Fibrocartillage), wird nach einer Induktionszeit von 10 bis 20 Wochen gebildet.
  • Zweitens konnte aufgrund der sehr hohen Molmasse des Polymers eine maximale Konzentration von 5% erreicht werden. Dies ergab sehr niedrige Kompressionsmodule von porösen Materialien. Für das Einwachsen von Bindegewebsknorpel wurden höhere Kompressionsmodule benötigt. Schließlich können die L-Lactid-Kristalle, die noch nach achtjährigem in vitro Abbau vorlagen, eine entzündliche Reaktion induzieren, da Zellen dieselben im Gegensatz zu Poly(ε-caprolacton)- und Polyglycolid-Kristallen nicht aufschließen können.
  • Um eine Lactid-Kristallinität zu vermeiden, wurde ein amorphes 50/50 Copoly(ε-caprolacton/85,15 L,D-lactid) zur Herstellung von künstlichen Nervenkanälen verwendet. Wegen des Fehlens von Kristallen wies dieses Polymer jedoch beim Abbau ein Quellen auf. Daher konzentrierte man sich auf die Synthese von Polyurethanen auf der Basis von ε-Caprolacton und L-Lactid. Die Urethan-Hartsegment-Kristalle sind wahrscheinlich klein und für einen enzymatischen Abbau anfällig. Zusätzlich dazu kann bei der Herstellung eines PU auf ε-Caprolacton- und L-Lactid-Basis die Bioverträglichkeit verbessert werden.
  • Als man das Copolymer auf einfache Weise mit Diisocyanaten einer Kettenverlängerung unterzog, waren die mechanischen Eigenschaften des sich ergebenden Polymers schlecht, und zwar wegen des Fehlens einer phasengetrennten Morphologie. Phasengetrennte Morphologien können erreicht werden, wenn ein Isocyanat-terminiertes Polyol mit einem Diamin oder Diol kettenverlängert wird, was einen Polyurethan-Harnstoff bzw. Polyurethan ergibt. Das Prepolymer auf L-Lactid- und ε-Caprolacton-Basis wies jedoch ein abweichendes Verhalten in Bezug auf die Kettenverlängerung unter Verwendung eines Diamins und eines Diols auf. Es schien so zu sein, dass im Gegensatz zu ε-Caprolacton- und Glycolid/Trimethylencarbonat-Prepolymeren das Prepolymer für eine Aminolyse und Umesterung anfällig war.
  • Die Erfindung bezieht sich auf neue, für Implantate geeignete, biomedizinische Polyurethane, die nicht die oben diskutierten Nachteile aufweisen.
  • Weiterhin besteht ein Aspekt der Erfindung darin, einen neuen Weg zur Herstellung des Polyurethans bereitzustellen.
  • In einem ersten Aspekt bezieht sich die Erfindung auf neue biomedizinische Polyurethane gemäß Anspruch 1.
  • Gemäß der Erfindung wird das Polyurethan durch die folgende Formel -(-A-B-C-B-)-n dargestellt, in der B Diisocyanat-Reste bezeichnet, A einen Polyester-Rest bezeichnet, C einen Diol-Rest bezeichnet und n die Anzahl der Repetiereinheiten ist.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform besteht das Polyurethan aus Repetiereinheiten der folgenden Formel: {C(O)-NH-R1-NH-C(O)-O-D-O-C(O)-NH-R1-NH-C(O)-O-E-O}n, wobei R1 ein n-Butylen-Rest ist, D der Polyester-Rest ist, E ein auf n-Butylendiol, n-Hexylendiol oder Diethylenglycol basierender Rest ist, und n die Anzahl der Repetiereinheiten angibt.
  • In Bezug auf die obigen Formeln ist darauf hinzuweisen, dass sie die Repetiereinheiten des Polyurethans darstellen. Die Endgruppen werden dadurch nicht dargestellt. Die Art der Endgruppen variiert in Abhängigkeit von dem Typ des (Co)polyesters und des Diols sowie des Herstellungsverfahrens.
  • Weitere bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
  • Die Produkte der vorliegenden Erfindung zeigen ein gutes Gleichgewicht zwischen den Eigenschaften, die für die Verwendung derselben bei biomedizinischen Anwendungen notwendig sind, wie einen guten Modul, eine gute Zugfestigkeit und einen guten Kompressionsmodul. Es wurde gefunden, dass es möglich ist, diese Materialien durch Auslaugen mit Salz und Gefriertrocknen zu porösen Implantaten zu verarbeiten, was ein Material ergibt, das Makroporen im Bereich von 150 μm bis 300 μm aufweist. Das Material kann auch in situ in einem Extruder hergestellt werden, selbst in Kombination mit der in situ Produktion von Makroporen.
  • Wie oben angegeben wurde, können die herkömmlichen Verfahren der Herstellung von Polyurethanen eine Umesterung und Aminolyse ergeben, mit der Konsequenz, dass das Material Eigenschaften hat, die in ungenügendem Maße ausgeglichen sind. Insbesondere geht die Gleichmäßigkeit der Blocklänge verloren, was einen Verlust an Phasentrennung ergibt. Die Folge davon ist, dass sich die mechanischen Eigenschaften auf ein Niveau verschlechtern, das unterhalb desjenigen liegt, welches für zahlreiche biomedizinische Anwendungen annehmbar ist.
  • Ein wichtiges Merkmal dieser Polyurethane besteht darin, dass sie ihre guten mechanischen Eigenschaften der phasengetrennten Morphologie verdanken. Weil die weichen Segmente (z. B. Polyester, Polycarbonate oder Polyether) mit den harten Segmenten (Urethan-, Harnstoff- oder Amid-Reste) chemisch inkompatibel sind, tritt eine Phasentrennung ein. Die harten Segmente kristallisieren und bilden starke Wasserstoff-Bindungen mit anderen harten Segmenten, woraus sich physikalische Vernetzungen ergeben.
  • Das Verhalten dieser Polyurethane steht in einem großen Gegensatz zu anderen Polyurethanen, die oft angewendet werden. Ein wohlbekanntes Beispiel sind Polyurethane, in denen 2 unterschiedliche, chemisch inkompatible weiche Segmente (z. B. Polyester und Polyether) durch ein Diisocyanat gekuppelt sind. Ein Beispiel derselben wird in US-A-4,2844,506 offenbart. In diesem Fall tritt auch ein gewisser Grad an Phasentrennung auf, diese Materialien verdanken ihre mechanischen Eigenschaften aber nicht der Fähigkeit der Urethan-Funktionalität zur Bildung von Wasserstoff-Bindungen, sondern dem Beitrag von Verhakungen und der Phasentrennung zwischen den unterschiedlichen weichen Segmenten. Der Grund dafür, warum die Urethan-Funktionalitäten nichts zu den mechanischen Eigenschaften des Materials beitragen können, besteht darin, dass die Urethan-Reste zu klein sind, um zu kristallisieren und Wasserstoff-Bindungen zu bilden.
  • Polyurethane mit einer Mikrophasen-getrennten Morphologie weisen häufig gute mechanische Eigenschaften auf und sind wegen ihres relativ niedrigen Schmelzpunktes im Allgemeinen leicht zu verarbeiten.
  • Die mechanischen Eigenschaften von Polyurethan-Harnstoffen sind üblicherweise sogar besser, und zwar aufgrund der erhöhten Kristallisierbarkeit und der Wasserstoffbindungsfähigkeit der Harnstoff-Reste. Die Polymere haben jedoch oft Schmelzpunkte, die nahe bei der Zersetzungstemperatur liegen, was zu einem kleinen Verarbeitungsfenster führt.
  • Die Polymere der vorliegenden Erfindung enthalten lange harte Segmente auf Urethan-Basis einer gleichmäßigen Größe. Dies ergibt ein System, in dem die harten Segmente eine erhöhte Kristallisierbarkeit und Wasserstoffbindungsfähigkeit haben, verglichen mit den "klassischen" Polyurethanen. Die mechanischen Eigenschaften sind mit denjenigen von Polyurethan-Harnstoffen vergleichbar. Der Schmelzpunkt ist jedoch immer noch ziemlich niedrig, wodurch eine Verarbeitung relativ leicht gemacht wird.
  • Es sollte darauf hingewiesen werden, das die Gleichmäßigkeit der harten Segmente auf Urethan-Basis der entscheidende Faktor für die mechanischen Eigenschaften der Materialien ist. Das bevorzugte Verfahren zur Synthese dieser Polyurethane sollte daher das Folgende sein: die Umsetzung der Diol- Komponente mit einem Überschuss an Diisocyanat und die anschließende Umsetzung mit dem Makrodiol (z. B. Polycaprolacton oder Copolymere von L-Lactid und Caprolacton). In diesem Verfahren wird die Umesterung des weichen Segments mit dem Kettenverlängerer vermieden, woraus sich harte Segmente einer gleichmäßigen Größe ergeben.
  • Wie oben angegeben wurde, umfasst das Polyurethan der Erfindung in der allgemeinsten Form Diisocyanat-verbundene Diol- und Polyester-Komponenten, insbesondere lineare statistische Copolyester-Komponenten. Die Art der Diol-Komponente ist sehr wichtig, insbesondere in Bezug auf die Gleichmäßigkeit der Blocklänge. Das Diol und der (lineare, statistische Co)Polyester werden durch Diisocyanat, insbesondere 1,4-Butandiisocyanat, miteinander verbunden.
  • Das Polyurethan der vorliegenden Erfindung kann durch unterschiedliche Verfahren hergestellt werden. In einem ersten Verfahren wird die Diol-Komponente, d. h. Butandiol, Hexandiol oder Diethylenglycol oder das Reaktionsprodukt von 2 Molekülen des Diols mit 1,4-Butandiisocyanat (BDO-BDI-BDO), mit einem Isocyanat-terminierten Polyester umgesetzt, d. h. das Reaktionsprodukt des statistischen Polyesters mit einem Überschuss an BDI (BDI-Polyester-BDI). Durch Auswahl der Reaktionsbedingungen (Temperatur, Zeit, Katalysator und dergleichen) kann die Molmasse des Polyurethans ausgewählt werden.
  • Gemäß einer Alternative wird die Diol-Komponente mit dem BDI endverkappt und mit dem statistischen Copolyester umgesetzt.
  • Gemäß einem weiteren Verfahren ist es möglich, den Polyester mit der Isocyanat-endverkappten Diol-Komponente endzuverkappen, was (im Falle eines Dihydroxy-terminierten Polyesters) ein Copolymer der folgenden Zusammensetzung: OCN-E-NH-C(O)-D-C(O)-NH-E-NCO ergibt.
  • Dieses Prepolymer kann anschließend mit Wasser umgesetzt werden, um einen Polyurethan-Harnstoff gemäß der Erfindung zu ergeben. Das Verfahren stellt die Möglichkeit bereit, poröse Materialien in situ herzustellen, z. B. indem man das Prepolymer mit Salz und Wasser vermischt und das Material eine gewisse Zeitspanne bei einer geeigneten Temperatur reagieren lässt. Nach dem Auslaugen des Salzes aus dem Material wurde ein poröser Polyurethan-Harnstoff erhalten, wobei ein Teil der Poren durch das Salz bereitgestellt wird und ein Teil durch das CO2 bereitgestellt wird, das bei der Umsetzung des Prepolymers mit Wasser gebildet wird.
  • Die Reaktionen zwischen den verschiedenen Komponenten werden unter den Bedingungen durchgeführt, die dafür bekannt sind, dass sie für die Herstellung von Polyurethanen geeignet sind.
  • Diese Verfahren ergaben alle ein brauchbares biomedizinisches Polyurethan, das die oben aufgeführten vorteilhaften Eigenschaften hat. Es ist darauf hinzuweisen, dass die Verwendung eines Isocyanat-endverkappten Diols bevorzugt wird, insbesondere in dem Fall, wenn die Polyester-Komponente eine Neigung zur Umesterung hat.
  • Nach der Herstellung des Basismaterials ist es möglich, dasselbe, z. B. aus einer Lösung in einem organischen Lösungsmittel wie Dioxan, weiter zu geformten Gegenständen zu verarbeiten. Bei einigen Anwendungen ist es nützlich, eine poröse Struktur zu haben. Diese kann durch das Verfahren erhalten werden, welche in De Groot et al, Use of biodegradable polymer implants in meniscus reconstruction, Colloid Polym. Sci., 1990, 268, 1073–1081 beschrieben wird. Im Falle der Verwendung des Polyurethans der Erfindung bei der Meniskus-Rekonstruktion ist es nützlich, wenn man Porositäten von 50–90 Vol.-% hat.
  • Die Diol-Komponente, die in der vorliegenden Erfindung verwendet werden soll, muss die Anforderung an eine gleichmäßige Blocklänge erfüllen. Diol-Komponenten basieren auf 1,4-Butandiol, 1,6-Hexandiol oder Diethylenglycol. Es ist möglich, das Diol als solches zu verwenden, es ist aber auch möglich, ein Reaktionsprodukt eines Diisocyanats (z. B. 1,4-Butandiisocyanat) und zweier Moleküle des Diols (BDO-BDI-BDO) zu verwenden. Gegebenenfalls kann man dieses Reaktionsprodukt mit zwei Molekülen BDI endverkappen, was einen Fünfer-Block ergibt, der bei der Reaktion mit dem linearen statistischen Copolyester verwendet werden kann.
  • Der gemäß der Erfindung zu verwendende Polyester ist vorzugsweise linear, insbesondere ein statistischer Copolyester, und hat reaktive Endgruppen. Diese Endgruppen können Hydroxyl oder Carboxyl sein. Es wird bevorzugt, einen Dihydroxyl-terminierten Copolyester zu haben, es können aber auch Hydroxyl-Carboxyl-terminierte oder Dicarboxyl-terminierte Copolyester verwendet werden. Die Art der Endgruppen wird durch den Typ der Comonomere, die Mengen derselben, den Typ des Starters (falls einer verwendet wird) und die Reaktionsbedingungen bestimmt. Es ist darauf hinzuweisen, dass die Molmasse des Polyurethans in der vorliegenden Erfindung nicht so entscheidend ist, um die notwendigen mechanischen Eigenschaften zu erhalten, wie im Falle des Standes der Technik. Demgemäß genügen oft niedrigere Molmassen.
  • Geeignete Monomere für den Polyester sind die cyclischen Monomere, die unter Ringöffnungspolymerisations-Bedingungen polymerisiert werden können. Beispiele sind Lactide, Glycolide, Trimethylencarbonat und/oder ε-Caprolacton. Bevorzugt werden Lactid (D, L, D-L und Meso) und ε-Caprolacton. Insbesondere wird ein linearer statistischer Copolyester bevorzugt, der ungefähr äquimolare Mengen an ε-Caprolacton und L-Lactid aufweist. Andere Möglichkeiten schließen Polyester auf der Basis von Bernsteinsäure und Ethylenglycol oder 1,4-Butandiol oder (Co)polyester der Milchsäure ein. In dem Falle, dass der Polyester linear sein muss, kann er unter Verwendung einer difunktionellen Komponente (Diol) als Starter hergestellt werden, in dem Fall aber, dass ein trifunktionelles oder höher funktionelles Polyol verwendet wird, können sternförmige Polyester erhalten werden.
  • Die Bedingungen zur Herstellung der Polyester sind diejenigen, die in der Technik bekannt sind.
  • Die Erfindung wird nun auf der Basis von Beispielen erläutert.
  • Experimenteller Teil
  • Materialien
  • L-Lactid und ε-Caprolacton wurden von Hycail bv. (Noordhorn, Niederlande) erhalten und nach einer Standardreinigung verwendet. Der Katalysator Zinnoctoat (SnOct2) wurde von Sigma Corp. USA erhalten und direkt verwendet, so wie er vom Hersteller erhalten wurde. 1,4-Butandiisocyanat (DSM, Geleen, Niederlande) wurde unter reduziertem Stickstoffdruck destilliert; 1,4-Butandiol (BDO, Acros Organics) wurde von 4 Å-Molekularsieben abdestilliert, Dimethylsulfoxid (DMSO, Acros Organics) wurde von CaH2 abdestilliert.
  • Prepolymer-Synthese
  • Für das 50/50 L-Lactid und ε-caprolacton wurden 20 g L-Lactid (0,14 mol) mit 16 g ε-Caprolacton (0,14 mol) unter einer Stickstoffatmosphäre vermischt. 1,70 g Butandiol (18,87 mmol) und 40 mg Zinnoctoat wurden als Initiator bzw. Katalysator zugegeben. Die Mischung wurde 24 Stunden lang bei 130°C polymerisiert. 1H-NMR zeigte ein vollständige Umwandlung.
  • Block-Synthese
  • Der Isocyanat-terminierte Urethan-Block (BDI/BDO/BDI) wurde durch Umsetzung von Butandiol mit einem sechsfachen Überschuss an Butandiisocyanat während einer Zeitspanne von 5 Stunden bei 80°C ohne Katalysator hergestellt. Das überschüssige Diisocyanat wurde durch Waschen mit trockenem Hexan entfernt.
  • Der Hydroxyl-terminierte Urethan-Block (BDO/BDI/BDO) wurde durch Vermischen von Butandiisocyanat mit einem sechsfachen Überschuss an Butandiol während einer Zeitspanne von 5 Stunden bei 80°C ohne Katalysator hergestellt. Das überschüssige Butandiol wurde durch Waschen mit trockenem Aceton entfernt.
  • Polymerisation
  • Das Prepolymer (50/50 ε-Caprolacton/L-Lactid) oder das Diisocyanatendverkappte Prepolymer wurden in DMSO gelöst. Das Kettenverlängerungsmittel Butandiol oder der Block wurde in DMSO gelöst. Die Lösung des Kettenverlängerungsmittels wurde tropfenweise zu der Prepolymer-Lösung unter mechanischem Rühren gegeben. Die gesamte Polymer-Konzentration nach der Kettenverlängerung war 5 Gew.-% im Falle von Butandiamin, 30 Gew.-% im Falle des Isocyanat-terminierten Blocks und 50 Gew.-% für Butandiol und den Hydroxyl-terminierten Block.
  • Charakterisierung
  • Die Grenzviskositäten wurden unter Verwendung eines Ubbelohde-Viskosimeters gemessen.
  • Kalorimeter-Untersuchungen wurden mit einem Perkin Elmer DSC 7 Kalorimeter durchgeführt. Die Scanningsrate betrug 10°C/min.
  • 1H-NMR (200 mHz) wurde verwendet, um die Blöcke zu charakterisieren. Die Reißfestigkeit und die Hysterese wurden bestimmt.
  • Tabelle 1
    Figure 00100001
  • Wenn das Butandisocyanat-terminierte Prepolymer mit einem BDI-BDO-BDI-Block (Tabelle 1, b) kettenverlängert wurde, konnte ein Polymer mit einer Grenzviskosität von 1,0 dl/g hergestellt werden. Das DSC-Therrnogramm des Polymers ist in der 1 dargestellt. Die mechanischen Eigenschaften der Produkte, die auf a–c basieren (Tabelle 1), sind in der Tabelle 2 aufgeführt.
  • Tabelle 2
    Figure 00110001
  • Diese Versuche zeigen, dass das Verfahren b der Tabelle 1 Produkte mit besseren mechanischen Eigenschaften bereitstellt als das Verfahren a.
  • Die Rolle der Gleichmäßigkeit der harten Segmente wurde auch durch das folgende Beispiel gezeigt:
  • Polycaprolacton (M = 2000) wurde mit einer überschüssigen Menge an 1,4-Butandiisocyanat endverkappt. Das überschüssige Diisocyanat wurde durch Destillation entfernt. Das sich ergebende Makro-Diisocyanat wurde mit dem BDO-BDI-BDO-Block kettenverlängert. Das sich ergebende Polysaccharid hatte eine Grenzviskosität von 2,00 dl/g und einen Modul von 70 MPa.
  • Wenn Polycaprolacton (M = 2000) mit einem BDI-BDO-BDI-BDO-BDI-Block kettenverlängert wurde, wurde ein Polyurethan mit identischer Zusammensetzung erhalten. In diesem Falle wurden jedoch Umesterungsreaktionen des Kettenverlängerungsmittels mit dem weichen Polycaprolacton-Segment vermieden. Dies ergab ein Polymer mit einer Grenzviskosität von 1,00 dl/g und einem Modul von 105 MPa. Die niedrigere Viskosität des Polymers kann durch geringere Reaktivität des BDI-BDO-BDI-BDO-BDI-Blocks, verglichen mit dem BDO-BDI-BDO-Block, erklärt werden. Der Modul nahm jedoch beträchtlich zu. Dies ist ein Ergebnis der gleichmäßigen harten Segmente. Harte Segmente einer gleichmäßigen Größe sind kristalliner und somit schwieriger aufzuspalten.
  • Das Fehlen einer Schmelzendotherme bei 60°C zeigt zusätzlich dazu, dass durch dieses Verfahren Umesterungsverfahren vermieden wurden.

Claims (13)

  1. Biomedizinisches Polyurethan, basierend auf Diisocyanat-verbundenen Polyesterpolymer- und Diol-Komponenten, wobei das Polyurethan die Formel -(A-B-C-B)n- aufweist, in der A die Polyester-Komponente bezeichnet, B die Diisocyanat-Reste bezeichnet, C die Diol-Komponente darstellt und n die Anzahl der Repetiereinheiten darstellt, wobei die Diol-Komponente aus Diethylenglycol, 1,4-Butandiol, 1,6-Hexandiol und einem Reaktionsprodukt eines Diisocyanats und zwei Molekülen des Diols ausgewählt ist.
  2. Biomedizinisches Polyurethan gemäß Anspruch 1, das harte Segmente auf Urethanbasis aufweist, welches durch Umsetzung der Diol-Komponente mit einem Überschuss des Diisocyanats und die anschließende Umsetzung mit der Polyester-Komponente erhältlich ist.
  3. Biomedizinisches Polyurethan gemäß Anspruch 1 mit harten Segmenten auf Urethanbasis, welches durch Umsetzung der Diol-Komponente mit einem Isocyanat-terminierten Polyester, der das Reaktionsprodukt der Dihydroxy-terminierten Polyester-Komponente und wenigstens zwei mol Diisocyanat ist, erhältlich ist.
  4. Biomedizinisches Polyurethan gemäß den Ansprüchen 1 bis 3, das aus Repetiereinheiten der folgenden Formel besteht: {C(O)-NH-R1-NH-C(O)-O-D-O-C(O)-NH-R1-NH-C(O)-O-E-O}n, wobei R1 ein n-Butylenrest ist, D der Polyesterrest ist, E ein auf n-Butylendiol, n-Hexylendiol oder Diethylenglycol basierender Rest ist, und n die Anzahl der Repetiereinheiten darstellt.
  5. Polyurethan gemäß den Ansprüchen 1 bis 4, wobei der Polyester auf einem Polyester basiert, der durch Ringöffnungspolymerisation, vorzugsweise eines Polycaprolactons, hergestellt wird.
  6. Polyurethan gemäß Anspruch 5, wobei der Polyester ein statistischer Copolyester ist, vorzugsweise ein Copolyester von Lactid, Glycolid, Trimethylencarbonat und/oder ε-Caprolacton.
  7. Polyurethan gemäß den Ansprüchen 1 bis 6, wobei der Polyester auf Milchsäure, Bernsteinsäure, Diethylenglycol, 1,4-Butandiol, 1,6-Hexandiol und/oder Diethylenglycol basiert.
  8. Polyurethan gemäß den Ansprüchen 1 bis 7, das durch ein Verfahren erhältlich ist, umfassend die Umsetzung des Polyesters und einer Isocyanat-endverkappten Diol-Komponente, wobei das Verhältnis der Isocyanatgruppen zu den Polyester-Endgruppen wenigstens zwei ist, und die anschließende Umsetzung des sich ergebenden Prepolymers mit Wasser.
  9. Polyurethan gemäß Anspruch 6, das auf einem Copolyester von Lactid und ε-Caprolacton basiert, der 5 bis 95%, vorzugsweise 40 bis 60% Lactid-Einheiten und 5 bis 95%, vorzugsweise 40 bis 60% ε-Caprolacton-Einheiten, bezogen auf die Anzahl, enthält.
  10. Verfahren zur Herstellung eines biomedizinischen Polyurethans gemäß den Ansprüchen 1 bis 9, wobei die Diol-Komponente mit einem Isocyanatterminierten Polyester, der das Reaktionsprodukt von wenigstens zwei mol Diisocyanat und des Dihydroxy-terminierten Polyesters ist, umgesetzt wird.
  11. Verfahren zur Herstellung eines biomedizinischen Polyurethans gemäß den Ansprüchen 1 bis 9, wobei die Polyester-Komponente mit dem Reaktionsprodukt von wenigstens zwei mol Diisocyanat und der Diol-Komponente umgesetzt wird.
  12. Implantate, die auf biomedizinischen Polyurethanen gemäß den Ansprüchen 1 bis 9 basieren und eine Porosität von 50 bis 99 Vol.-% aufweisen.
  13. Verwendung eines Polyurethans gemäß den Ansprüchen 1 bis 9 als bioabbaubares Polymer-Implantat bei der Meniskus-Wiederherstellung.
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