CN115989005A - 聚氨酯复合片材、复合片材的制法及其在制造医用植入物中的用途 - Google Patents

Abstract

本文公开了一种聚氨酯复合片材，所述聚氨酯复合片材包含：生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体，包含聚硅氧烷链段，所述聚氨酯形成所述片材的连续基质；以及机织或编织织物，所述机织或编织织物的厚度为15‑150μm并包含生物相容性高强度聚合物纤维的；其中所述复合片材包含10‑90质量％的聚氨酯，厚度为25‑250μm，并且面密度为5‑300g/m²；并且其中所述复合片材在至少一个方向上具有非线性单轴拉伸行为，表征为20‑200MPa的1％割线模量、10‑45％的硬化转变点、和至少25MPa的拉伸强度(在37℃的水中测量)。

Description

聚氨酯复合片材、复合片材的制法及其在制造医用植入物中 的用途

技术领域

所公开的发明涉及适用于制造医用植入部件(如人工心脏瓣膜的小叶)的聚氨酯复合片材、制造此类复合片材的方法、所述聚氨酯复合片材在制造医用植入物中的用途，以及包含此类复合片材的医用植入物，例如心脏瓣膜假体。

背景技术

术语片材通常用于薄片材料，例如纸片或织物片，并且复合物用于由两种或更多种不同的、结构上互补的组分构成的材料，所述组分通常是基质材料和加强材料。复合片材是一种包含聚合物基体和加强纤维的片状形式的复合材料，其可用于制造可植入医疗设备，尤其是用于制造人工心脏瓣膜的小叶。

心脏瓣膜病是导致死亡的主要原因之一。在每年约3000万次的心脏循环负荷期间，心脏瓣膜疾病可能会导致血液进出心脏及其腔室的受控流动受到干扰。尽管优选的是手术修复病变瓣膜，但每年全世界有约300,000名患者需要接受瓣膜置换手术。随着人口平均年龄的持续增长，这一数字预计将迅速增长。

心脏瓣膜假体的临床使用早在半个多世纪以前就开始了。最初，使用由金属-碳组合制成的机械瓣膜并且所述机械瓣膜显示出高耐用性。然而，此类瓣膜通常易感染、发炎和形成血栓，从而需要患者终生使用抗凝药物。此外，这种瓣膜的植入需要心脏直视手术，所述心脏直视手术可能不适合许多患者。

随后，引入了所谓的人造生物瓣膜。这种瓣膜通常为瓣膜小叶应用异种移植物，如化学交联的牛或猪心包，所述小叶安装在支撑结构中。这些人造生物瓣膜可能会发生钙化，从而导致增厚和变硬，并最终导致瓣膜无法充分打开和关闭。这种瓣膜的使用寿命限制为约7-10年。然而，生物瓣膜已成为金标准并提供优于机械瓣膜的明显优势，因为它们可以制成可折叠/可扩张的假体，所述假体可以使用微创技术(如经导管主动脉瓣置换术(transcatheter aortic valve replacement,TAVR)或经导管主动脉瓣植入术(transcatheter aortic valve implantation,TAVI))植入。

通常，这种人造生物心脏瓣膜具有单向瓣膜结构，也被称为瓣膜组件或小叶组件，安装在也被称为支架或框架的支撑结构中，所述支撑结构可以由金属如镍钛诺或聚合物制成。在可折叠/可扩张假体的情况下，带支架的瓣膜可以是自扩张的或球囊可扩张的。瓣膜组件可由两个或(大部分)三个小叶和小叶所附接至的裙部(skirt)或袖口(cuff)组成。裙部及其小叶附接到支架的内表面和/或外表面并至少部分覆盖所述支架的内表面和/或外表面，并且可以帮助防止或减少瓣膜外侧周围的泄漏(通常称为瓣周泄漏)。裙部也可以由经处理的天然组织制成，但通常基于合成材料，如聚酯织物或聚四氟乙烯膜。所述部件可以以各种方式附接到支架，如通过缝合、胶粘或热粘合。每个小叶都有自由边缘，也被称为自由边界，所述边缘朝向彼此移动以接合和关闭瓣膜，并且朝向支撑结构的内壁移动以在变化的血压下打开瓣膜。

关于制造可以比目前的人造生物瓣膜长5到10年起作用的人工瓣膜的替代方法的研究包括应用合成材料和组织工程化，并在过去几十年中受到广泛关注。组织工程化旨在通过将细胞封装或接种在可生物降解的支架中，在生物反应器中在适当条件下培养细胞构建体，并植入经预调理的构建体以逐渐获得体内天然组织的特性来生成可植入组织。这些技术尚未准备好用于临床应用。

对可用于植入物中的合成材料的要求通常涉及生物相容性、可生物降解性相对于生物稳定性、机械性质如强度、和纯度(即不含毒物质和添加剂，如润滑剂和施胶剂)。考虑到如患者恢复时间更快的临床益处，越来越多的人工心脏瓣膜微创方法被采用，因此对所用设备型面更小的需求也在增加。这要求用于小叶和裙部的材料具有一定的柔韧性，从而允许压实和压缩以适配狭窄的输送系统。使用较低厚度的材料可能看起来是合乎逻辑的选择，但是可负面影响所用材料的长期性质和性能。选择合成小叶材料的另一种限制可能是设计范例，所述设计范例是人工心脏瓣膜应密切地模仿自然瓣膜设计，并且瓣膜组件应该是带有为杯形或具有腹部的小叶的尖瓣，以提供必要的耐久性和不会引起凝血的血流动力学(血液动力学)。为了创建此类瓣膜设计，通常应用的方法包括通过以下方式来制作成形的小叶或小叶组件：在模具或心轴上涂覆或热成型材料，或者从片状材料切割形状并将三片组装成3维小叶组件，例如通过将小叶彼此缝合以及与裙部和/或支架缝合。

已经提出和/或评估了许多合成聚合物作为制造瓣膜小叶的材料，但到目前为止，此类合成心脏瓣膜尚未发现临床用途。Bezuidenhout等人在一篇评论文章中讨论了此类研究，聚焦于聚氨酯类，这是一类具有弹性体性质的嵌段共聚物，已被广泛研究用于此类生物医学用途(参见DOI：10.1016/j.biomaterials.2014.09.013)。发现包含聚酯或聚醚软段的经典聚氨酯易于水解和/或氧化降解，并且在使用瓣膜假体的动物测试中观察到了钙化和血栓形成。基于替代聚氨酯的瓣膜，包含基于聚碳酸酯和/或聚硅氧烷的链段，在耐久性和血液动力学方面显示出有希望的结果。

为了提高合成瓣膜的机械性质和耐久性，还已提出了使用各种复合材料。所指出的优点之一是制造具有一定各向异性的材料，如具有复杂多层结构的天然瓣膜小叶，所述复杂多层结构包括弹性片状材料(弹性蛋白)和以不同方向取向的纤维结构(胶原蛋白)。

在US2003/0114924A1中，描述了一种三小叶人工心脏瓣膜，其由热塑性聚氨酯模制成单件。瓣膜具有有一定曲率和厚度变化的小叶，并且在无应力状态下小叶与彼此通过间隙隔开；需要拉伸小叶材料以达到天然瓣膜中的打开和关闭位置。

US2018/0016380A1中描述了一种通过聚氨酯组合物的反应注射成型制造心脏瓣膜的方法。本文制备的瓣膜小叶包含基于芳族二异氰酸酯、扩链剂、交联剂和软链段(如氢化聚丁二烯二醇)的部分交联的聚氨酯。使聚氨酯交联将减少使用中的降解和应变松弛。

EP0331345A2涉及一种具有框架和三个小叶的心脏瓣膜假体，其中所述小叶已经由三轴编织织物制成。这种织物使得能够制成这样的小叶，所述小叶在瓣膜的径向上比在圆周方向上表现出更多的拉伸。通过在织物的股线中使用不同的纤维，例如高强度纤维和弹性体纤维，可以加强这种双向拉伸行为。进一步指出的是，所述织物可以嵌入弹性体基质中，例如聚氨酯中。然而，三轴编织是一项需要特殊装备的复杂技术。

US2005/0177227A1公开了一种通过在成型构件上对纺织物进行塑形以再现三小叶人体瓣膜的几何形状，例如通过切割零件和使纺织品热成型，从纺织材料(如聚酯机织织物)制造瓣膜假体的方法。

Cacciola等人(Journal of Biomechanics,33(6)(2000),p653-658 andNL1008349)描述了一种制造合成纤维加强心脏瓣膜的方法，其中首先使得成形心轴设置有通过溶液涂敷获得的EPDM橡胶层，然后通过在所述EPDM橡胶层上缠绕施加加强UHMWPE纤维，并最后施加第二橡胶层。

WO2002/24119A1涉及一种瓣膜假体，所述瓣膜假体具有由聚合物形成的小叶，所述小叶在自由边缘处具有用于接合的加强构件，从而导致边缘具有比小叶的未加强部分大高达三倍的弯曲刚度。用于小叶的聚合物可以从长列表中选择；提及了聚氨酯、聚硅氧烷和聚四氟乙烯作为优选材料。合适的加强构件可以是条带或纤维的形式并且可以基于金属、聚合复合物、碳材料或其他比小叶的聚合物更强的聚合物。小叶可以通过不同的方法制成，通常是通过使用成型心轴的浸涂工艺。

US2003/0078652A1公开了一种无支架心脏瓣膜假体，所述无支架心脏瓣膜假体包括层压复合物的小叶，其中纤维在使用中沿材料中的应力线取向；以增加关键点处的强度，否则这些点将成为材料失效的焦点。这种小叶可以通过以下方式制成：将纤维以特定取向铺设在弯曲的模具上，将聚合物片材层压到所述纤维上。

US2010/0249922A1描述了由复合材料制成的人工心脏瓣膜小叶，所述复合材料包括被柔性聚合物覆盖或嵌入在所述柔性聚合物中的针织或机织织物。所述复合物应沿第一轴线比沿第二轴线更易拉伸，以模仿自然小叶的各向异性拉伸。此外，沿两个轴线的拉伸可以分两个阶段进行；第一阶段，其中拉伸主要是由于织物中股线图案的变形；和第二阶段，其中拉伸主要是由于股线的伸长。作为用于织物的合适纤维，提到了许多聚合物，包括聚酯、尼龙和聚乙烯，并且柔性聚合物可以是例如聚氨酯、硅酮、含氟弹性体或苯乙烯/异丁烯嵌段共聚物。该出版物位提供实际的样品组成或性质。

在US2012/0172978A1中，小叶是通过以下方式制成的：从具有均匀孔隙的聚酯或聚丙烯单丝制成的各向同性过滤器上切割片，熔合或密封边缘以防止磨损，然后组装所述片以形成瓣膜，所述瓣膜可以折叠和消毒。

US2012/0290082A1描述了一种经导管心脏瓣膜假体，所述经导管心脏瓣膜假体包括支撑结构和瓣膜，所述瓣膜包括由各向异性复合材料制成的小叶，所述各向异性复合材料含有嵌入在弹性体基质中的机织织物，并且所述材料通过纤维局部加强，即在其预期使用期间具有高应力的区域中加强，以局部限制拉伸。该复合物可包含高强度聚乙烯纤维和聚氨酯作为基质材料。

US2013/0274874A1提供了用于人工瓣膜的小叶，所述小叶包括以V形或弯曲图案布置并且相对于瓣膜中的小叶的自由边缘成一定角度的纤维；从而导致自由边缘处的纤维较少并且刚度较低。此类小叶可通过将纤维浇注到弹性体基质中或通过将纤维夹在并粘合在两层弹性基质之间来制成。作为合适的基体材料，提到了来自聚四氟乙烯、聚氨酯或聚酯的片材；合适的纤维基于碳、芳族聚酯、芳族聚酰胺或聚乙烯。

US2014/0005772A1描述了制造具有三个小叶的人工心脏瓣膜，其中小叶组件可以通过以下方式形成：首先将纤维在一个或两个方向上定位在成型模具上，然后通过喷涂或浸涂施加至少一种聚氨酯以将纤维至少部分地嵌入聚氨酯中。小叶可具有基本上均匀的厚度或厚度梯度，并且可具有各向同性或各向异性的机械性质。

US2016/0296323A1公开了一种人工心脏瓣膜，所述人工心脏瓣膜具有由复合材料制成的小叶，所述复合材料包含至少部分地嵌入在聚异丁烯氨基甲酸酯共聚物基质中的电纺纤维。所述纤维可以由含氟聚合物、聚酯、聚(苯乙烯-异丁烯-苯乙烯)三嵌段共聚物(SIBS)或聚氨酯制成，尤其是由硬度高于基体的聚异丁烯氨基甲酸酯共聚物制成。电纺纤维可以是织物的形式以产生具有方向依赖性(各向异性)的性质的复合材料，或者是提供各向同性材料的非织物形式。还描述了包含3个或更多个纤维层的多层复合物，其中不同层中的纤维取向可以不同，例如以提供各向异性的物理和/或机械性质。然后可以从广泛的列表中选择纤维。复合物及其复合材料的性质可广泛变化但未举例说明，并且任选地可施加各种涂层。

US2016/0296325A1还涉及具有有各向异性性质的合成小叶的人工瓣膜，所述各向异性性质是由于使用具有嵌入在聚合物基质中的多个波状纤维的复合材料产生的。所述纤维可以在一个或多个方向上在复合物中延伸，如沿着由所述复合物制成的小叶的自由边缘轮廓延伸。波状纤维提供复合物的多级拉伸性质。在拉伸复合材料时，波状纤维将首先拉伸，并且一旦纤维已变直，就将需要更高的张力来进一步伸长材料。最初，复合材料的伸长行为可能类似于基体材料，而一旦大多数纤维被拉直，纤维就主要决定可延展性。该文件指出了可用于制造纤维和基质的多种合成和天然聚合物材料，以及制造此类复合物的各种方式，但没有提供细节或任何具体实施例。

在US2017/0071729A1中描述了一种人工心脏瓣膜，所述瓣膜具有包含复合材料的小叶，所述复合材料是通过至少部分地将多个预张紧纤维嵌入在聚合物基质中制成。当从复合材料中去除张力时，纤维可松弛以产生具有拉伸行为的复合物，所述复合物可与具有如上文所述的预成型波状纤维的复合物相当。所述纤维可以由金属如镍钛诺制成，或由聚合物如PEEK、PES或UHMWPE制成；并且所述聚合物基体可以是基于聚异丁烯软链段的聚氨酯。

在US2017/0065411A1中，描述了使用由UHMWPE纤维机织而成的柔性织物来制作人工心脏瓣膜的小叶。鉴于这种材料的低可延展性，描述了具有超长自由边缘的小叶的替代设计。

在US2019/0351099A1中描述了一种厚度为15-250μm的低型面复合片材，所述复合片材包括纺织基层和与其热层压的不透流体的聚合物涂层，并且所述片材可用作心脏瓣膜假体的裙部或覆盖材料。所述纺织基层可以是管状结构，所述管状结构包括由可再吸收或不可再吸收的聚合物制成的高韧度单丝或纱线，并且所述基层可以通过针织、机织、编织或非织造纺织技术制成。聚合物涂层可以从聚合物长列表中选择，并且也可以起到将复合片材粘附到基材上的作用；这样减少或省略了缝线的使用。

US2020/0188098A1涉及含聚合物的织物材料，所述含聚合物的织物材料可用于制造医疗设备，如静脉瓣膜、堵闭器、血管导管、移植物、皮肤贴片、粘连屏障和人工心脏瓣膜。织物可由若干种聚合物制成，包括聚四氟乙烯、聚丙烯、聚乙烯、聚氨酯、聚酯和聚酰胺。织物可能是未涂覆的，或者聚合物膜可能已经施加至所述织物的表面的至少一部分；作为一个或多个层和/或作为织物上的离散层的图案。聚合物层可经施加以改变织物的一种或多种性质，如表面粗糙度、孔隙率、润滑性、防止磨损等；但表明织物的纤维主要决定其性质。在一个实施方式中，描述了一种人工心脏瓣膜，所述人工心脏瓣膜包括由厚度为50-100μm并具有UHMWPE纤维的经纱和纬纱股线的的高密度机织织物形成的小叶，其中纤维通常在与垂直于扁平状态下的小叶的自由边缘的线(或与平行于心脏瓣膜的纵轴的线)成30-60度角的方向上延伸。小叶的所述织物至少部分地并且在至少一侧上层压有UHMWPE膜。

US2017/035480A1涉及一种导管组件，所述导管组件包括可扩张的医用球囊。位于球囊上的是由第一纤维和第二纤维制成的编织物，其中所述第二纤维具有比可为UHMWPE的第一纤维更高的熔点。可为热塑性聚氨酯的涂层可以已经施加到所述编织物的外表面上。

在WO2019/197353A1中描述了一种多孔杂化弹性体/聚乙烯膜，其中在一个或多个斑点处，UHMWPE膜的孔隙已部分填充有弹性体(如聚氨酯)。杂化膜在膜的改性斑点处表现出改进的对撕裂引发或发生或其他失效的抵抗性。

尽管在上述文件中提出了方法，但临床上成功的基于聚合物小叶的心脏瓣膜假体似乎尚未成为现实；这可能主要是由于人造生物瓣膜的成功，以及由于一些具有聚合物小叶的原型瓣膜的有限体内耐久性和血栓并发症。因此，仍然需要一种合成聚合物材料，所述合成聚合物材料理想地将生物稳定性、生物相容性和血液相容性与如高柔韧性和可成型性、高韧性、足够的伸长率、高强度和良好的抗疲劳性的特性组合起来；这将使制造将人造生物瓣膜的血液动力学与增强的耐久性相组合的瓣膜假体成为可能。优选地，这种聚合材料和假体瓣膜可以经济且持续地生产。

发明内容

本公开的目的包括提供一种合成材料，所述合成材料具有减轻或防止现有技术材料的上述缺点中的一个或多个缺点的性质组合，并且所述材料适合于在制造耐久的心脏瓣膜假体中使用，并且任选地在其他生物医学应用中使用。

如下文所述并且如在权利要求书中表征的的各方面和实施方式提供了一种用由生物相容的高强度聚合物纤维制成的纺织品加强的聚氨酯弹性体的复合片材，所述复合片材组合了至少多种所述期望的性质，并且所述复合片材可以有利地应用于制造心血管植入物的部件，如人工心脏瓣膜的裙部和/或小叶。

更具体地并且根据本发明的一个方面，本公开提供一种聚氨酯复合片材，所述聚氨酯复合片材包含：

ο生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体，所述弹性体包含聚硅氧烷链段，所述聚氨酯形成所述片材的连续基质；以及

ο机织或编织织物，所述机织或编织织物的厚度为15-150μm并包含生物相容性高强度聚合物纤维的；其中

所述复合片材包含10-90质量％的聚氨酯，厚度为25-250μm，并且面密度为5-300g/m²；并且其中

所述复合片材在至少一个方向上具有非线性单轴拉伸行为，所述非线性单轴拉伸行为表征为20-200MPa的1％割线模量、10-40％的硬化转变点、和至少25MPa的拉伸强度(在37℃的水中测量)。

发现这种复合片材是生物相容且生物稳定的，显示出优异的血液相容性(其在申请WO2020/178227A1和WO2020/178228A1中得到证明)，并且进一步具有高强度以及良好的柔韧性和可成型性。可以将复合片材激光切割成所需的大小或形状，以产生显示出良好的抗磨损性和缝合保持性的切割边缘。当基于具有0°/90°取向的经纱和纬纱的机织织物时，所述复合片材可具有各向异性性质，并在至少一个方向上(即至少沿着与经纱和纬纱方向成45°取向的轴线)显示出特定的非线性应力-应变行为。这种拉伸性质模仿了天然心脏小叶和经处理的心包的典型性能，在相对较低的应力下具有初始伸长率，然后在10-40％应变的硬化转变点之后发生应变硬化，所述性质使得能够对血液中的压力变化做出快速弹性响应并防止小叶的塑性变形和过度拉伸。

由于本发明复合片材的极限拉伸强度明显高于植入的人工瓣膜小叶中小叶上的应力水平，因此基于理论可以预期所述复合片材也将比经处理的牛心包材料具有改进的抗疲劳性。这将使得能够制造具有增强的耐久性的瓣膜假体。

另一个优点是本发明复合片材可以基于已知的和/或市售的材料，并且可以使用现有的制造方法以高一致性生产。

聚氨酯复合片材的另一个优点可能是聚氨酯在进一步使用复合片材时还可以起到粘合剂的作用。例如，所述复合片材可以通过将一个或多个片材溶剂活化或热活化粘合在一起而形成多层扁平或管状结构。类似地，可以通过溶剂粘合或热粘合将一个或多个复合片材和/或从所述复合片材切割的件层压到另一种纤维构造(如缆线、条带、纺织品或织物)以例如局部优化性质；或层压到另一制品，例如附接到支架框架以形成(部分)覆盖的支架，从而减少对附接装置如夹具或缝线的需要。例如通过使用激光焊接进行在没有如本发明复合物中的聚氨酯的情况下由高度结晶合成纤维例如PET或UHMWPE构成的纺织品的热粘合，通常会劣化纺织品的形态和/或其柔韧性。

在实施方式中，所述聚氨酯复合片材包含

ο生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体，所述弹性体包含聚硅氧烷链段；以及

ο机织织物，所述机织织物主要由生物相容性高强度聚乙烯纤维组成。

根据另一方面，本公开提供了一种制备所述聚氨酯复合片材的方法，所述方法包括以下步骤：

a)提供包含生物相容性高强度聚合物纤维的编织或机织织物；

b)任选地通过用高能量源预处理来活化所述织物的表面；

c)用包含聚硅氧烷链段的生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体嵌入所述纺织品；

以得到复合片材，所述复合片材包含10-90质量％的聚氨酯，厚度为25-250μm，并且面密度为5-300g/m²；并且其中

所述复合片材在至少一个方向上具有非线性单轴拉伸行为，所述非线性单轴拉伸行为表征为20-200MPa的1％割线模量、10-45％的硬化转变点、和至少25MPa的拉伸强度(在37℃的水中测量)。

本公开的另外方面涉及这种聚氨酯复合片材在制造可植入医疗设备的部件中的用途以及这种医用植入部件在制造可植入医疗设备中的用途；特别地，所述用途涉及制作一个或多个小叶以及制造包括此类小叶的人工心脏瓣膜。

本公开进一步提供了一种可植入医疗设备，所述可植入医疗设备包含如本文所定义的聚氨酯复合片材。

在其他方面中，本公开的聚氨酯复合片材的用途包括其中所述复合片材将与身体组织或体液接触的应用，例如在骨科应用中，包括组织加强手术或心血管植入物。用于软组织加强的材料的示例包括用于疝修补、腹壁重建或退行性组织加强的网状物。心血管植入物包括如血管移植物、支架覆盖物、网状物或静脉瓣膜的设备。在许多此类应用中，使用缝合将植入部件连接到设备的其他部分或连接到周围的软组织或骨组织。

其他方面包括如上所述的此类医疗设备或植入物，所述医疗设备或植入物包括所述聚氨酯复合片材或医用植入部件。

技术人员理解，虽然实验主要涉及基于UHMWPE或PET纤维和某些热塑性聚氨酯的织物，但本公开内容的部分可能类似地适用于由其他纤维和其他聚氨酯制成的柔性纺织品；如在具体实施方式中进一步指出的。

附图说明

图1示出了软生物组织(例如人类主动脉瓣和肺动脉瓣的小叶)的典型拉伸应力-应变曲线。

图2表示在从经处理的心包片材上切下的测试样品上测量的应力-应变曲线。

图3示出了在基于实施例3的机织织物的聚氨酯复合物上；在经向(0°)、纬向(90°)上并与经纱和纬纱成45°的角度下测量的应力-应变曲线。

具体实施方式

在本公开的上下文中，使用以下定义。纤维构造被理解为包括例如通过交织、通过使用粘合剂或粘结剂、或通过部分熔融将一根或多根纤维股线相互连接而制成的结构；如绳索、缆线、条带或纺织品。绳索、缆线和条带是基于股线或纤维的细长构造。纺织品是一种包含纤维网络的柔性材料，并且通常厚度远小于其宽度和长度，如具有两个侧面或表面的扁平片材、或具有内表面和外表面的中空管状形式。纺织品包括非织造物，如随机取向纤维毡或单向片材；以及织物，如通过如针织、钩编、机织或编织的技术将纤维股线交织而成的结构。纺织品可为各向同性的，即在不同方向上具有相似的物理或机械性质；由于不同方向上纤维的类型、数量和/或取向的差异而为各向异性的；并且可以具有基本恒定的厚度或显示出厚度变化。股线是指纤维束或纤维组件，通常用于表示形成构造的线或元件。纤维是指代一种或多种细长(细而长)的线状结构的总称；并且涵盖连续纤维(也被称为长丝)和/或短纤维(也被称为切断纤维(staple fiber))并且可以指单根纤维或长丝和/或纱线。长丝被理解为具有通常圆形或椭圆形横截面的(单根)细线，直径通常低于50μm并且通常通过(熔体或溶液)纺丝工艺制成。纱线是长丝和/或切断纤维的连续束，任选地加捻在一起以增强纱线粘结度(yarn coherency)。复丝纱是长丝束，如至少5根长丝任选地加捻在一起以增强纱束粘结度。短丝纱是通过将切断纤维加捻在一起制成的线。高强度纤维是韧度(有时错误地等同于(极限)拉伸强度)为至少0.6N/tex的纤维。

复合片材，如复合纺织品，是指组合了两个或更多个结构元件的构造；所述结构元件为例如作为基质的聚合物组合物和作为加强纤维的纺织品。层压纺织品是具有附接至一侧或两侧的聚合物层的纺织品，所述层可以通过热粘合或粘合剂粘合聚合物薄或片材来施加，并且经涂覆的纺织品在其一侧或两侧或一部分上具有涂层(例如，聚合物涂层)，所述涂层可作为溶液、分散体或熔体施加，并且可以部分渗透在所述纺织品的纤维之间和/或部分或完全覆盖所述纺织品的纤维。

针织或钩编纺织品由至少一根通过环绕自身相互连接的股线制成；商用针织纺织品通常在针织机上应用多根股线制成。机织纺织品由至少2根股线制成，其中一根经纱股线沿所述构造的长度延伸，而另一根纬纱股线或填补股线(fill-strand)与所述经纱股线基本上垂直；其中经纱股线和纬纱股线以特定的编织图案交织(在彼此上方和下方交叉)。针织和机织织物可以是扁平片状或(空心)管状结构。编织的纤维构造或纺织品由至少3根股线以对角线重叠图案彼此交织而成；并且通常是宽度相对较窄的扁平、圆形或管状构造。非织造纺织品可以由切断纤维或连续纤维通过化学、机械、溶剂和/或热处理粘合在一起而制成；如毛毡、或纺粘或针轧型纤维幅材。纤维可以是随机取向的，例如在毛毡中是随机取向的，但也可以大体上沿一个(或多个)方向取向。在最后一种情况下，并且特别是如果通过用聚合物层压、涂覆或浸渍结合在一起，则这种构造也可被称为单向(unidirectional,UD)复合物。

生物相容性材料因为与活组织接触时不产生毒性、伤害性或免疫应答而是生物相容性的。可生物降解是指材料易于化学降解或通过生物手段(例如通过酶促作用)分解成更简单的组分。生物稳定或生物惰性意指材料在预期使用条件和时间下基本上不可生物降解。

根据一个方面，本发明提供了一种聚氨酯复合片材，所述聚氨酯复合片材适合于制造医用植入物的部件，所述片材包含

ο生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体，所述弹性体包含聚硅氧烷嵌段，所述聚氨酯形成连续基质；以及

ο纺织品，所述纺织品为机织或编织织物，所述机织或编织织物的厚度为15-150μm并包含生物相容性高强度聚合物纤维的；其中

所述复合片材包含10-90质量％的聚氨酯，厚度为25-250μm，并且面密度为5-300g/m²；并且其中

所述复合片材在至少一个方向上具有非线性单轴拉伸行为，所述非线性单轴拉伸行为表征为20-200MPa的1％割线模量、10-45％的硬化转变点、和至少25MPa的拉伸强度(在37℃的水中测量)。

所述聚氨酯复合片材可以形成医用植入部件的一部分或形成医用植入部件，这意味着复合片材可以形成这种部件的结构或强度提供部分，或者所述复合片材是医用植入部件。可形成植入部件的一部分或形成医用植入物的一部分的其他物品的示例包括金属或聚合物支架框架、可部分覆盖支架的裙部或袖口、可将复合片材连接至另一物品或部件的缝线、或在人工心脏瓣膜的情况下的其他固定结构。此类植入部件可以用临时保护化合物或膜覆盖以进行包装，或者可以压缩并卷曲在胶囊中，所有这些部分都可以在使用所述植入部件之前去除。

在本发明的实施方式中，聚氨酯复合片材是医用植入部件，例如形成为特定形状的片材件，并且不包含另外的部件，这简化了植入物或设备的制造。

本发明的聚氨酯复合片材包含生物相容且生物稳定的聚氨酯，所述生物相容且生物稳定的聚氨酯与嵌入其中的纺织品形成连续基质，这意味着聚氨酯大体上覆盖或包封纺织品的聚合物纤维。这种复合片材也可被称为纤维加强或纺织品加强的聚氨酯片材。当用作植入医疗设备的部件时，聚氨酯而非嵌入的纺织品或纤维将接触身体组织或体液。所使用的聚氨酯是生物相容且生物稳定的，这意味着所述聚氨酯在生理条件下不会或只会非常缓慢地降解，从而允许植入的医疗设备发挥作用达更长时段。

聚氨酯弹性体通常是嵌段共聚物(也被称为多段共聚物)，并且可以是热塑性塑料或热固性塑料(可交联的或交联的低聚物或聚合物)。当与其他合成聚合物(例如制成高强度纤维的合成聚合物)相比，弹性体是显示出相对较低的拉伸(和弯曲)模量和在伸长或变形后更好的弹性恢复的聚合物材料。热塑性弹性体可反复通过加热熔融并通过冷却再固化；并从可逆物理交联中获得弹性，而不是像热固性弹性体中那样从化学交联中获得弹性。复合片材的聚氨酯弹性体组分可以是热塑性的，或在形成复合片材期间或之后形成热固性件。

嵌段共聚物是包含化学上不同并且显示出不同的热和机械特性以及不同的溶解度的聚合物(包括低聚物)的嵌段(也称为链段)的聚合物。通常，包含两种(或更多种)类型的嵌段的嵌段共聚物中的嵌段被称为‘硬’聚合物嵌段和‘软’聚合物嵌段，此类不同的嵌段导致硬嵌段和软嵌段的微相分离。嵌段共聚物中的硬嵌段通常包含刚性或高模量聚合物，其熔融温度(T_m)或玻璃化转变温度(T_g)高于为例如约35℃的使用温度。嵌段共聚物中的软嵌段通常包含T_g低于25℃，优选地低于0℃的柔韧、低模量、无定形聚合物。对于大多数机械特性，如T_m和T_g的热参数通常是在干燥样品上，使用众所周知的技术如DSC或DMA测定的。在相分离的嵌段共聚物中，硬区段用作柔性软区段的物理交联，从而导致材料具有根据硬区段与软区段的比率而在从相当刚性到柔韧和弹性的范围内的特性。取决于硬嵌段的类型和量，聚氨酯可以在所需温度范围内显示出良好的稳定性和弹性，而不需要化学交联；并且通常可以作为热塑性物加工。

在本公开的实施方式中，聚氨酯是热塑性塑料。这具有优势，因为其允许通过将聚氨酯颗粒或片材与纺织品热粘合或层压来制造复合物，而且还允许通过用聚氨酯溶液涂覆和浸渍纺织品来制造复合物。此外，可以使用模具或心轴以及某些加热和冷却步骤将复合片材形成为所需形状。

在其他实施方式中，聚氨酯是热固性组合物，所述热固性组合物可在聚氨酯交联期间和/或之后加工以与纺织品形成复合物，以稳定化产品并增强例如机械性质如弹性和抗疲劳性。

术语热塑性聚氨酯弹性体(thermoplastic polyurethane elastomer,TPU)基本上表示具有通常基本上直链的主链的聚合物家族，包含以下至少三种主要组分的反应产物：二异氰酸酯、二醇扩链剂和聚合物二醇(也被称为聚乙二醇)。任选地，单官能化合物可用作起链终止剂作用并形成端基的另外组分。端基可能只起终止反应的作用，但也可以是官能团；如非极性或疏水端基或亲水端基。这种官能端基改性的聚氨酯可表现出增强的与其他材料的相互作用，如与复合物中的纤维或与作为植入部件的生物材料的相互作用。

在实施方式中，在本发明中应用的聚氨酯弹性体或TPU的主链是直链的，并且具有一个或平均两个疏水端基。

在实施方式中，聚氨酯弹性体包含硬嵌段，所述硬嵌段包含在重复单元中的氨基甲酸酯基团和任选的脲基团，所述基团由二异氰酸酯与二醇和任选的二胺的反应产生，所述二醇和二胺作为扩链剂。

合适的二异氰酸酯包括每分子具有平均1.9-2.1个异氰酸酯基团的芳族、脂肪族和环脂族化合物。在一个实施方式中，二异氰酸酯包括4,4'-二苯基甲烷二异氰酸酯(MDI)、2,4-甲苯二异氰酸酯、2,6-甲苯二异氰酸酯(TDI)、1,4-亚苯基二异氰酸酯、六亚甲基二异氰酸酯(HDI)、四亚甲基-1,4-二异氰酸酯、环己烷-1,4-二异氰酸酯、二环己基甲烷-4,4'-二异氰酸酯(HMDI)、异佛尔酮二异氰酸酯(IPDI)，或它们的混合物。在一个实施方式中，二异氰酸酯包括六亚甲基二异氰酸酯、二环己基甲烷4,4'-二异氰酸酯、异佛尔酮二异氰酸酯，或它们的混合物。在一个实施方式中，二异氰酸酯由以下物质组成：六亚甲基二异氰酸酯、二环己基甲烷4,4'-二异氰酸酯、异佛尔酮二异氰酸酯，或它们的混合物。

在实施方式中，二异氰酸酯包括4,4'-二苯基甲烷二异氰酸酯、2,4-甲苯二异氰酸酯、2,6-甲苯二异氰酸酯、或1,4-亚苯基二异氰酸酯。在其他实施方式中，二异氰酸酯由以下物质组成：4,4'-二苯基甲烷二异氰酸酯、2,4-甲苯二异氰酸酯、2,6-甲苯二异氰酸酯、或1,4-亚苯基二异氰酸酯，或它们中的两者或更多者的混合物。在一个实施方式中，二异氰酸酯的摩尔质量为100g/mol至500g/mol。在一个实施方式中，二异氰酸酯的摩尔质量为150g/mol至260g/mol。

扩链剂通常是具有两个或更多个羟基或胺基的低摩尔质量的脂族化合物。双官能扩链剂产生直链的通常为热塑性的聚合物，而多官能异氰酸酯和/或扩链剂会产生支链或交联的产物。在实施方式中，双官能扩链剂的摩尔质量为至少60g/mol、至少70g/mol、至少80g/mol、至少90g/mol、或至少100g/mol。在其他实施方式中，扩链剂的摩尔质量为至多500g/mol、至多400g/mol、至多300g/mol、至多200g/mol、或至多150g/mol。在实施方式中，扩链剂包括以下中的至少一者：乙二醇、二甘醇、丙二醇、二丙二醇、1,3-丙二醇、1,4-丁二醇、1,5-戊二醇、1,6-己二醇、和1,8-辛二醇；和/或此类对应的二胺。异氰酸酯与胺基反应产生的脲基团的存在通常会导致更强的分子相互作用；这可能是优势，具体取决于应用。在实施方式中，聚氨酯弹性体仅包含二醇扩链剂并表现出热塑性行为；即聚氨酯弹性体为热塑性聚氨酯弹性体或TPU。

在其他实施方式中，聚氨酯弹性体包含具有氨基甲酸酯和脲键两者的硬嵌段；此类聚合物有时也被称为聚氨酯脲弹性体。其优点是增强了硬嵌段之间的相互作用，允许以更高含量的软嵌段产生嵌段共聚物，所述嵌段共聚物表现出增强的柔韧性和弹性，以及优异的挠曲寿命或抗疲劳性。取决于二醇/二胺比率，聚氨酯弹性体可能表现出如此强的相互作用，以至于在熔融加工温度下热降解可能使得溶液加工对于最佳性能而言是优选的。此类包含氨基甲酸酯和脲键两者的聚氨酯弹性体的市售示例包括

产品(可从例如DSM Biomedical BV,Sittard-Geleen NL获得)。

在另外的实施方式中，聚氨酯弹性体包含软嵌段，所述软嵌段衍生自聚硅氧烷(也被称为硅酮)二醇或多元醇和至少一种脂肪族聚合物二醇或多元醇，所述至少一种脂肪族聚合物二醇或多元醇选自由以下组成的组：聚醚、聚酯、聚丙烯酸酯和聚烯烃；所述聚合物是具有羟基(或胺基)端基而为双官能的。用于软嵌段的所述聚合物二醇被理解为包括低聚物、均聚物和共聚物，并且认为聚酯被视为包括聚碳酸酯。一般已知的聚氨酯嵌段共聚物和制备这些共聚物的方法描述于例如US4739013、US4810749、US5133742和US5229431中。

在本公开的实施方式中，聚氨酯弹性体包含软嵌段，所述软嵌段衍生自聚硅氧烷二醇和至少一种选自脂肪族聚酯二醇、脂肪族聚醚二醇和聚(异丁烯)二醇的聚合物二醇。至于扩链剂，也可以使用胺官能软嵌段，从而产生附加的脲键。已证明了这种聚氨酯嵌段共聚物在人体中的生物相容性和生物稳定性。

聚氨酯弹性体的机械性质和其他性质可以通过改变嵌段的化学组成和/或摩尔质量来调整。用于复合片材的聚氨酯弹性体的硬嵌段的摩尔质量可为约160Da至10,000Da，更优选地约200Da至2,000Da。软链段的摩尔质量通常可以为约200Da至100,000Da，优选地至少约400Da、至少约600Da、至少约800Da或至少约1000Da并且至多约10,000Da、至多约7500Da、至多约5000Da、至多约4000Da、至多约3000Da或至多约2500Da。在本公开的上下文中，所讨论的聚合物和低聚物的摩尔质量是指数均摩尔质量(M_n)，例如源自GPC测量或通过测定羟基(或胺)端基的量。可以选择软嵌段与硬嵌段的比率以导致所述聚合物的一定刚度或硬度。通常，如用使用A或D标度的肖氏硬度计硬度测试测量的聚氨酯的硬度可以为从40ShA、或至少50ShA或60ShA并且至最高达80ShD、75ShD、70ShD、65ShD或60ShD，或至最高达100ShA、90ShA或85ShA，通常代表约10MPa至2000MPa的弯曲模量范围。在实施方式中，聚氨酯弹性体的硬度为从40ShA至60ShD，优选40-100ShA或40-90ShA。

在本公开的另外实施方式中，聚氨酯弹性体进一步包含脂肪族聚醚或脂肪族聚酯作为软嵌段，更具体地为脂肪族聚碳酸酯。合适的脂肪族聚醚包括聚(环氧丙烷)二醇、聚(四亚甲基氧化物)二醇和它们的共聚物。合适的脂肪族聚酯通常由至少一种脂肪族二羧酸和至少一种脂肪族二醇制成，所述组分优选地经选择为使得形成T_g低于10℃、0℃、或-10℃的基本上无定形的低聚物或聚合物。脂肪族聚碳酸酯二醇基于与用于聚酯二醇的相似的脂肪族二醇，并且可以经由本领域已知的不同途径合成。合适的示例包括聚(六亚甲基碳酸酯)二醇和聚(聚四氢呋喃碳酸酯)二醇。在一个实施方式中，软嵌段基于聚(六亚甲基碳酸酯)二醇、聚(聚四氢呋喃碳酸酯)二醇，或它们的混合物。

在实施方式中，聚硅氧烷软嵌段衍生自聚(二甲基硅氧烷)二醇。在另外的实施方式中，聚氨酯的软嵌段衍生自聚硅氧烷二醇，例如聚(二甲基硅氧烷)二醇，以及脂肪族聚碳酸酯二醇或聚(四亚甲基氧化物)二醇。在一个实施方式中，软嵌段基于聚硅氧烷二醇、和聚碳酸酯二醇、聚(四亚甲基氧化物)二醇，或它们的混合物。在一个实施方式中，软嵌段包含聚(二甲基硅氧烷)二醇，以及脂肪族聚碳酸酯二醇和聚(四亚甲基氧化物)二醇中的一者或多者。在一个实施方式中，软嵌段基于聚(二甲基硅氧烷)二醇，以及脂肪族聚碳酸酯二醇和聚(四亚甲基氧化物)二醇中的一者或多者。

在实施方式中，聚氨酯弹性体的软嵌段可进一步包含C₂-C₁₆氟烷基二醇或C₂-C₁₆氟烷基醚二醇。在一个实施方式中，聚氨酯主链中的软嵌段包含1H,1H,4H,4H-全氟-1,4-丁二醇、1H,1H,5H,5H-全氟-1,5-戊二醇、1H,1H,6H,6H-全氟-1,6-己二醇、1H,1H,8H,8H-全氟-1,8-辛二醇、1H,1H,9H,9H-全氟-1,9-壬二醇、1H,1H,10H,10H-全氟-1,10-癸二醇、1H,1H,12H,12H-全氟-1,12十二烷二醇、1H,1H,8H,8H-全氟-3,6-二氧杂辛-1,8-二醇、1H,1H,11H,11H-全氟-3,6,9-三氧杂十一烷-1,11-二醇、氟化三甘醇、或氟化四甘醇的残基。

在实施方式中，C₂-C₁₆氟烷基二醇或C₂-C₁₆氟烷基醚二醇的M_n是至少150g/mol、至少250g/mol、或至少500g/mol。在一个实施方式中，氟烷基二醇或氟烷基醚二醇的摩尔质量是至多1500g/mol、至多1000g/mol、或至多850g/mol。在一个实施方式中，基于聚氨酯的总质量，C₂-C₁₆氟烷基二醇或C₂-C₁₆氟烷基醚二醇以至少1质量％、至少2质量％、或至少5质量％的量存在。在一个实施方式中，基于聚氨酯弹性体的总质量，C₂-C₁₆氟烷基二醇或C₂-C₁₆氟烷基醚二醇以至多15质量％、至多10质量％、或至多8质量％的量存在。

在实施方式中，聚氨酯弹性体可包含一个或多个疏水端基。端基通常是存在于分子末端处的非反应性部分。在一个实施方式中，聚氨酯弹性体是直链的并且在主链的一个端部或末端，优选地每个末端处包含疏水端基；即其有平均约2个端基。在一个实施方式中，疏水端基是直链化合物。在另一个实施方式中，疏水端基是支链的。端基可以通过在形成聚合物主链期间或之后异氰酸酯基团与单官能化合物(也被称为链终止剂)上的共反应基团反应而形成。例如，用于形成聚氨酯的制剂可以包含二异氰酸酯、聚合脂肪族二醇、扩链剂、和单官能醇或胺；如1-辛醇或辛胺，以形成C₈烷基端基。

在实施方式中，疏水端基包含C₂-C₂₀烷基、C₂-C₁₆氟烷基、C₂-C₁₆氟烷基醚、疏水聚(环氧烷)或聚硅氧烷，包括它们的相应共聚物。在一个实施方式中，疏水聚(环氧烷)是聚(环氧丙烷)、聚(四氢呋喃)或它们的共聚物。在一个实施方式中，疏水端基是聚硅氧烷，如聚(二甲基硅氧烷)或它们的共聚物。在实施方式中，端基包括C₂-C₂₀烷基、C₂-C₁₆氟烷基、C₂-C₁₆氟烷基醚、或疏水聚(环氧烷)。此类端基可以用包括甲醇在内的单官能醇或前述胺形成。发现这种具有疏水端基的聚氨酯弹性体积极地影响聚氨酯的特性及其与其他材料的相互作用，包括其他聚合物如聚烯烃和身体组织和流体如血液。

在一个实施方式中，疏水端基包括C₂-C₁₆氟烷基或C₂-C₁₆氟烷基醚。此类端基可以用包含C₂-C₁₆氟烷基或C₂-C₁₆氟烷基醚的单官能醇或胺形成。在一个实施方式中，端基由1H,1H-全氟-3,6-二氧杂庚-1-醇、1H,1H-九氟-1-戊醇、1H,1H-全氟-1-己醇、1H,1H-全氟-3,6,9-三氧杂癸-1-醇、1H,1H-全氟-1-庚醇、1H,1H-全氟-3,6-二氧杂癸-1-醇、1H,1H-全氟-1-辛基醇、1H,1H-全氟-1-壬醇、1H,1H-全氟-3,6,9-三氧杂癸-1-醇、1H,1H-全氟-1-癸醇、1H,1H-全氟-1-十一烷基醇、1H,1H-全氟-1-月桂基醇、1H,1H-全氟-1-肉豆蔻醇、或1H,1H-全氟-1-棕榈基醇形成。

在一个实施方式中，疏水端基是单体的，并且摩尔质量为200g/mol或更高、300g/mol或更高、或500g/mol或更高；并且1,000g/mol或更低、或800g/mol或更低。在另一实施方式中，端基是聚合的，并且摩尔质量为10,000g/mol或更低、8,000g/mol或更低、6,000g/mol或更低、或4,000g/mol或更低。在一个实施方式中，端基是聚合的，并且摩尔质量为500g/mol或更高、1,000g/mol或更高、或2,000g/mol或更高。

在实施方式中，基于聚氨酯的总质量，疏水端基以至少0.1质量％、至少0.2质量％、至少0.3质量％、或至少0.5质量％的量存在。在一个实施方式中，基于聚氨酯的总质量，疏水端基以至多3质量％、至多2质量％、或至多1质量％的量存在。在一个实施方式中，基于聚氨酯的总质量，疏水端基以至少0.1质量％、至少0.2质量％、至少0.3质量％、或至少0.5质量％的量；并且至多3质量％、至多2质量％、或至多1质量％的量存在。

聚氨酯弹性体或TPU中的硬嵌段通常基于芳族二异氰酸酯，如甲苯二异氰酸酯(TDI)或亚甲基二苯基二异氰酸酯(MDI)；以及低摩尔质量的脂肪族二醇，如1,4-丁二醇。考虑到它们的柔性、强度、生物稳定性、生物相容性和耐磨性，聚醚和聚碳酸酯聚氨酯可适合用于生物医学应用。包含在软嵌段中的聚醚与聚硅氧烷或聚碳酸酯与聚硅氧烷的组合的TPU显示出独特的性质组合，并且可以有利地用作复合片材中的聚氨酯。此类聚合物的可商购示例包括

TSPCU产品(可得自DSM Biomedical BV,Sittard-Geleen NL)。

在另外的实施方式中，聚氨酯或TPU可以是两种或更多种聚合物的共混物，所述聚合物的组成和/或摩尔质量不同并且其中至少一种聚合物包含聚硅氧烷链段。

在其他实施方式中，除了例如催化剂残留物外，聚氨酯或TPU还可包含一种或多种允许用于复合片材的靶向用途的常规添加剂。添加剂的示例包括稳定剂、抗氧化剂、加工助剂、润滑剂、表面活性剂、抗静电剂、着色剂和填料。添加剂可以以本领域已知的典型有效量存在，例如基于聚氨酯的量为0.01-5质量％，优选地0.01-1质量％。在另一实施方式中，聚氨酯或TPU基本上由聚合物组成，并且基本上不含添加剂。在实施方式中，聚氨酯或TPU不含催化剂残留物。

在实施方式中，所述复合片材包含生物相容性高强度聚合物纤维和生物相容且生物稳定的TPU，其中所述TPU可以在高于其熔点的温度下表现出为聚合物的熔体流动的至少10倍高的熔体流动。TPU的熔点可高于纤维聚合物(例如可在130-190℃范围内熔融的聚烯烃)的熔点。聚合物纤维的熔点将尤其取决于结晶度和存在的定向晶体的量；例如，高强度聚乙烯纤维，如UHMWPE纤维，显示出在130-155℃范围内的多个熔点。基本上，这种熔体流动特征意味着聚合物(例如聚乙烯)的熔体粘度在高于聚合物和TPU的熔点的特定温度下(例如在层压TPU和纺织品期间或在复合片材的激光切割期间可达到的温度下)显著高于TPU的熔体粘度。熔体粘度的这种差异可能导致熔融纤维聚合物基本上不表现出熔体流动，而熔融TPU可能流入纺织品和/或围绕纺织品的纤维流动以嵌入纤维。熔体流动通常按照ASTMD1238标准测量为熔体流动速率(MFR；也被称为熔体流动指数，MFI)，并被报告为如在标准中对不同聚合物规定的特定重量和特定温度下，在固定时间内从特定开口挤出的聚合物量(即以g/10min计)。高摩尔质量的聚烯烃，如HMWPE，通常具有如此高的熔体粘度，以至于在这个测试中使用高质量(21.6kg对比大多数聚合物的2.16kg)以获得可测量的结果(例如于190℃下0.2-1g/10min和21.6kg)。UHMWPE等级通常具有如此高的粘度，以至于在这种条件下没有可测量的熔体流动。在实施方式中，TPU在高于其熔点的所述温度下，例如在210-240℃下，熔体流动速率为聚合物(例如聚烯烃，如UHMWPE)的熔体流动速率的至少10倍、20倍、40倍、60倍或甚至100倍。在纤维由在高达250℃或更高的温度下不会熔融的聚合物制成的情况下，TPU可能会在层压以形成复合片材或复合物的激光切割期间类似地围绕纤维流动。激光切割本身被认为会通过聚焦激光能量诱发将纺织品纤维和聚氨酯基体非常局部地加热到使复合材料降解和蒸发的温度。可以使用激光将聚氨酯复合物适当地切割成所需形状的较小片，以制造医用植入部件。

根据本发明的聚氨酯复合片材含有10-90质量％的聚氨酯作为基体聚合物。聚氨酯的量，以及因此还有纺织品的相对量，在很大程度上决定了复合材料的性质。在织物具有开放结构和低面密度的情况下，相对少量的聚氨酯可能仅涂覆或覆盖纺织品的股线和/或纤维，即经涂覆的纺织品可能仍然是多孔的并且将需要相对大量的聚氨酯以产生无孔片材；而在例如更密织的织物的情况下，相对少量的聚氨酯可能已经产生无孔复合片材。在实施方式中，聚氨酯弹性体的存在量至少使其完全覆盖并嵌入纺织品的股线或纤维，并且复合片材基本上无孔。

在实施方式中，聚氨酯复合片材包括具有开放结构和低面密度的织物，并且聚氨酯弹性体的量使得所述聚氨酯弹性体完全覆盖和嵌入织物的股线并且复合片材基本上无孔。

根据纺织品的类型和聚氨酯的相对量，复合片材的表面结构可能会有所不同；例如，无孔复合片材可具有至少部分反映纺织品结构的特定表面纹理，或者复合片材可具有基本上光滑的表面。在实施方式中，聚氨酯复合片材可以具有两个基本上相同的表面，或者可以具有纹理不同的表面；这通常是不同的制作复合材料的方式的结果。由于与生物组织和体液的相互作用受到聚氨酯类型和表面纹理两者的影响，因此本公开的复合片材可具有通过聚氨酯的相对量及其表面纹理调谐到特定应用的性质。在一些实施方式中，复合片材在所述片材的一侧上具有带纹理的表面，但在另一侧上是基本上光滑的。这种复合片材可应用于医疗设备中，其中所述复合片材的两侧与不同的基材接触，例如接触血液和组织的支架移植物或瓣膜裙部。在其他实施方式中，复合片材具有两个带纹理的表面，并且在另外的实施方式中，复合片材具有两个几乎光滑的表面。带纹理的表面还可包括具有孔隙的表面层，所述孔隙不延伸到相对的(光滑的或带纹理的)表面。表面纹理可以很容易地根据表面粗糙度参数进行量化，例如根据ISO25178(例如，Sa、Sz)使用3D激光扫描共聚焦显微镜。

在实施方式中，复合片材具有至少一个带纹理的表面，所述带纹理的表面的特征在于表面粗糙度Sa为3-12μm并且Sz为20-100μm。在其他实施方式中，复合片材具有两个带纹理的表面，所述带纹理的表面的特征在于表面粗糙度Sa为3-12μm并且Sz为20-100μm，其中一个表面没有另一个表面那么粗糙。

在实施方式中，复合片材中聚氨酯的量为至少15质量％、至少20质量％、至少25质量％、至少30质量％、至少35质量％、至少40质量％、至少45质量％、至少50质量％、至少55质量％、至少60质量％、至少65质量％、至少70质量％、至少75质量％、至少80质量％或至少85质量％(基于复合片材的总质量)。一般而言，更高的量将产生更柔韧和更有弹性的复合片材，这也取决于纺织品结构和其中所含纤维的类型。复合片材中相对较高的纺织品量可导致更强的复合材料，从而在较低应变下表现出应变硬化。在实施方式中，聚氨酯的量为至多85质量％、至多80质量％、至多80质量％、至多75质量％、至多70质量％、至多65质量％、至多60质量％、至多65质量％、至多60质量％、至多55质量％、至多50质量％、至多45质量％、至多40质量％、至多35质量％、至多30质量％、至多25质量％或至多20质量％。在其他实施方式中，聚氨酯的量为约25-90质量％、35-90质量％、45-90质量％、15-70质量％、20-65质量％、25-60质量％、15-55质量％或20-50质量％。

根据本公开的聚氨酯复合片材包含机织或编织织物作为包含生物相容性高强度聚合物纤维的纺织品。织物可以是基本上各向同性的或可以显示出各向异性。技术人员具有关于各种机织和编织方法以及所得织物的不同特性的知识；并且将能够任选地基于一些实验，在给出复合片材的特定预期应用及其要求的情况下选择合适的织物类型。

在实施方式中，纺织品是编织织物结构。对于编织，也被称为码布(plaiting)，需要至少3根股线；最简单的结构是扁平的三股编织物。编织机可以处理多根股线，以制造更复杂的编织结构，如绳索、软管或各种类型的花边。对于生物医学应用，编织绳索、编织管状结构和二维或扁平编织织物是可用于制造复合片材的编织织物的示例。

在本公开的其他实施方式中，复合片材中的纺织品是机织织物。机织织物由通常以正交图案交织的两根或更多根股线制成；其中，沿织物的长度(或机器)方向延伸的纤维股线被称为经纱股线，并且垂直于所述经纱股线延伸的股线被称为纬纱股线(或填补股线)。通常，发现具有常用图案(如平纹、斜纹、纱罗、缎纹或篮式编织图案)的机织织物提供了良好的性能。机织织物可在经向和纬向上具有相似数量的股线，并且因此基本上对称并具有平衡的性质。另一方面，通过例如在经向对比纬向上使用不同数量的股线或不同类型的股线，可以形成具有各向异性性质的织物；以反映例如如在血管中或在心脏瓣膜的小叶中的一些天然组织材料的典型性质。机织织物可以是具有一个或多个层的扁平织物，或者是管状织物。扁平织物通常在其纵向边缘处有镶边(或织边)，其中垂直于结构的边缘延伸的纬纱股线不会作为自由端从结构延伸，而是通过返回到机织结构中而在边缘处连续。然而，这将取决于植入部件的实际使用和设计，这种稳定的镶边是否可以保留并用作边缘，或者是否要从较大的复合片材上切割出特定形状的片。具有连续聚氨酯基体的复合片材的优点是，可以从复合片材上切割片，例如通过使用如超短脉冲激光的激光，所述切割片具有稳定的边缘，所述稳定的边缘显示出良好的抗磨损性和缝线保持强度。

在聚氨酯基质中使用机织或编织织物作为加强件而不是局部应用加强高强度纤维来制造适用于制造例如用于人工瓣膜的小叶的复合片材的另一个优点是“豁开(cheesewiring)”的风险显著减少。这种奶酪线效应可能是指高强度纤维或长丝在材料反复弯曲和张紧时损坏甚至切断基体。在施加缝合线以将多片复合片材附接在一起或附接到其他物品如裙部或支架的情况下，包含交织纤维作为加强件的织物可类似地导致增强的缝合线保持强度。

在实施方式中，复合片材包含织物，例如机织织物，所述机织织物包含纤度为2-250dtex的(经纱和纬纱)股线或基本上由其制成。单位dtex或分特(decitex)通常用于纤维行业，如相关的美国单位旦尼尔(denier)，并且表示纤维、股线、纱线或长丝的线密度；其中1dtex是1克/10.000米纤维。纤度越低，则股线的厚度越小。由细股线制成的织物通常将比由粗股线制成的纺织品更薄且更柔性或更柔韧，但是股线的类型和纤维中聚合物的类型以及织物类型也可能有某种影响。在本发明的实施方式中，股线的纤度为至多225dtex、至多200dtex、至多180dtex、至多160dtex、至多140dtex、至多120dtex、至多100dtex、至多80dtex、至多60dtex或至多50dtex；并且至少4dtex、至少5dtex、至少6dtex、至少8dtex、至少10dtex、至少15dtex或至少20dtex。在实施方式中，至少一根股线的纤度为4-140dtex、6-100dtex或8-60dtex，以在织物的可处理性、柔韧性、低型面与强度之间实现良好平衡。机织织物可包括线密度相同或不同的股线。通过使用不同纤度的股线，织物的厚度可以在长度和/或宽度方向上变化以产生局部厚度或刚度差异，或产生特定纹理，例如具有取决于编织类型的特定图案。技术人员将能够取决于纺织品的所需厚度和纹理选择合适纤度的股线。

在实施方式中，复合片材包含机织织物，其中每长度单位的织物的经纱股线和纬纱股线数，通常表示为经向的经密(ends per inch,EPI)和纬向的纬密(picks per inch,PPI)，可以差异很大；具体取决于股线的厚度和织物的密度。通常，织物包含每英寸25-500根股线(EPI、PPI)。在实施方式中，织物包含每英寸至少30根、至少40根、至少50根、至少60根、至少70根、至少80根、至少90根或至少100根股线，并且每英寸至多450根、至多400根、至多350根、至多300根、至多250根、至多200根或至多150根股线。考虑虑到薄且柔韧的织物对于在微创手术中应用的医疗设备中使用是优选的，每长度单位具有少量细股线，例如每英寸30根至350根股线；优选地每英寸50根股线至250根股线；更优选地每英寸100根股线至200根股线的机织织物是优选的。此外，相对开放的多孔结构是优选的，例如纱罗组织或仿纱罗组织。

机织织物中EPI与DPI之间的差异优选为低的。这导致如在复合片材的不同方向上测量的弯曲刚度的低变化，这是用于心脏瓣膜小叶以及其他应用的期望性质。通常，EPI与DPI之间的差异为至多200；优选地至多150；更优选地至多100或至多50。以百分比表示时，通常，EPI与DPI之间的差异为至多100％；优选地至多80％；更优选地至多40％；至多30％或至多20％。

在实施方式中，复合片材中的机织织物的经纱股线和纬纱股线具有基本上相同的纤度。在这种情况下，并且尤其是当每长度单位的经纱股线和纬纱股线的数目也大体上相同时，机织织物和包含这种机织织物的复合片材将是平衡的；即在经向(也为纵向或0°)方向和纬向(也为正交或90°)方向显示出相似的性质。通常，复合片材(复合片材中的织物)在经向方向和纬向方向上的拉伸性质(一旦股线在片材的初始伸长期间已经被拉直，其就将在很大程度上由织物中的聚合物纤维决定)，将不同于在与经向方向和纬向方向成一定角度的方向或轴线上测量的拉伸行为；在所述方向上，拉伸伸长率也将受到机织织物和聚氨酯基体变形的影响，尤其是在伸长的初始阶段中。在这种与经纱股线和纬纱股线成一定角度的方向上，并且尤其是大体上在经向方向与纬向方向之间(即，在与经纱和纬纱成约30-60°，尤其是约45°的角度处)，复合片材将表现出非线性单轴拉伸行为。

通常，非线性拉伸行为对于几种类型的天然软组织(例如心脏瓣膜小叶)是典型的。在图1中，摘自Hasan等人的出版物(J.Biomechanics 47,p 1949-1963；or DOI:10.1016/j.jbiomech.2013.09.023)，这种非线性行为以应力-应变曲线示意性表示。Hasan将E_H称为表示‘高弹性模量’(在下文中称为硬化模量)，将ε₀称为‘零应力外推应变’(在下文中称为硬化转变点)，并且将ε_tr称为‘转变应变’。软组织的应力-应变曲线可以分为几个阶段，其中(i)是低应力-低应变线性弹性阶段，(ii)高度非线性转变阶段，(iii)与取向胶原质纤维伸长相关的转变后线性弹性区域，以及(iv)应力降低直至破裂的非线性阶段。在心脏的正常发挥功能时，在瓣膜打开和关闭期间，小叶通常将伸长约10-15％；这低于所述硬化转变。这在图2中进行了进一步说明，该图示出了在生理条件下(例如在37℃的水中)对取自经处理的心包片材的测试样品测量的3条应力-应变曲线；也示出了这种天然组织的不均匀性。所观察到的这种心包材料的硬化转变点落在25-45％应变内。

聚氨酯复合片材包括含有生物相容性高强度聚合物纤维的织物。所述纤维形成织物的股线，并且可以以不同的形式存在，如作为单丝、作为通常加捻的复丝纱线或作为两根或更多根加捻或编织的纱线。在实施方式中，纺织品由一根复丝纱线的股线组成；以实现复合物的高柔性和低厚度。

在实施方式中，复合片材包含机织或编织织物，所述机织或编织织物包含至少50质量％的高强度聚合物纤维，以及可能具有不同特性的另外其他纤维或股线；只要纺织品符合如本文所述的其他特征即可。在实施方式中，所述织物包含至少10质量％、至少20质量％、至少30质量％或至少40质量％的高强度聚合物纤维。在实施方式中，所述织物包含至少60质量％、至少70质量％、至少80质量％、至少90质量％或至少95质量％的所述高强度聚合物纤维，或基本上由高强度聚合物纤维制成或由高强度聚合物纤维制成。

在实施方式中，复合片材中的纺织品的厚度为约15-150μm。纺织品的厚度与股线的类型、用于制造纺织品的成型技术的类型和纺织品的密度；例如纺织品中纤维或股线之间的距离有关。优选地，纺织品的厚度为至多125μm、至多100μm、至多90μm、至多80μm或至多75μm以提高柔性和柔韧性，并且厚度为至少20μm、至少25μm、至少30μm、至少35μm、至少40μm、至少45μm或至少50μm以实现一定的强度和耐久性性质。这些值代表最大和最小厚度，以防纺织品的厚度不均匀。

在实施方式中，复合片材中的纺织品的面密度为5-150g/m²。纺织品的面密度与股线的类型、用于制造纺织品的成型技术的类型和纺织品的密度；例如纺织品中纤维或股线之间的距离有关。优选地，纺织品的面密度为至少6g/m²、至少7g/m²、至少8g/m²、至少9g/m²、至少10g/m²并且至多125g/m²、至多100g/m²、至多90g/m²、至多80g/m²、至多70g/m²、至多60g/m²、至多50g/m²、至多40g/m²、至多30g/m²或至多25g/m²。

纺织品中的高强度纤维可以具有各种不同的结构，并由各种生物相容性的且任选地生物稳定的合成聚合物制成。在实施方式中，纤维作为单丝或作为复丝纱线存在。在单丝的情况下，织物中的股线优选由一根单丝形成，通常纤度为2-50dtex。如果单丝较厚，则纺织品的刚度对于预期应用而言可能太高。优选地，对于具有良好柔韧性的纺织品，单丝的纤度为至多45dtex、至多40dtex、至多35dtex或至多30dtex。

在其他实施方式中，纺织品包含或基本上由具有至少一根复丝纱线的股线组成。鉴于上面讨论的确定织物如机织织物中股线的尺寸，织物中的复丝纱线的纤度也可以为约2-250dtex。纱线的纤度优选为至多225dtex、至多200dtex、至多180dtex、至多160dtex、至多140dtex、至多120dtex、至多100dtex、至多80dtex、至多60dtex或至多50dtex；并且至少4dtex、至少5dtex、至少6dtex、至少8dtex、至少10dtex、至少15dtex或至少20dtex。在一些实施方式中，至少一根纱线的纤度为2-100dtex、4-80dtex或6-60dtex。如果股线包含多于一根纱线，则纤度经选择以满足股线的指定范围。复丝纱线可以是加捻的或非加捻的。加捻纱线通常更易处理和转化成纺织品，而未加捻纱线可能会产生更柔韧的纺织品，因为长丝可能更易相对于彼此移动和移位，并且纱线的横截面可能已经变得在纺织品中更椭圆或更扁平。在一些实施方式中，纺织品由包括非加捻复丝纱线的股线制成。通常，复丝纱线中所包含的单独长丝的每长丝纤度可能变化很大；如每长丝0.2dtex至10dtex，或优选地每长长丝0.3-5dtex或0.4-3dtex，并且所述长丝可以具有基本上圆形，但也可以是椭圆形或任何其他形式的横截面。

聚氨酯复合片材包括含有生物相容性高强度聚合物纤维的纺织品。纤维可以是生物稳定的或可生物降解的。在本公开的上下文中，高强度纤维是韧度为至少0.6N/tex的纤维。在实施方式中，复合片材的纺织品包含韧度为至少0.7N/tex、至少0.8N/tex、至少0.9N/tex或至少1.0N/tex的高强度纤维。韧度通常在复丝纱线上测量，但也可在单丝上测定；实验部分描述了合适的方法。合适的纤维通常由热塑性聚合物制成，所述热塑性聚合物的化学组成可能有很大差异。用于纤维制造的生物相容性热塑性合成聚合物包括如聚(甲基)丙烯酸酯、聚烯烃、乙烯基聚合物、含氟聚合物、聚酯、聚酰胺、聚砜、聚丙烯酸、聚缩醛、聚酰亚胺、聚碳酸酯和聚氨酯的材料，包括它们的共聚物、化合物和共混物。这种合成聚合物也可以基于天然化合物如氨基酸和/或基于合成单体。在实施方式中，生物相容性高强度纤维基于聚烯烃、聚酮、聚酰胺或聚酯。合适的聚烯烃包括聚乙烯和聚丙烯，尤其是高摩尔质量聚合物，如高摩尔质量聚乙烯(HMWPE)和超高摩尔质量聚乙烯(UHMWPE)。合适的聚酰胺包括脂肪族、半芳族和芳族聚酰胺，如聚酰胺66和聚(对亚苯基对苯二甲酰胺)。合适的聚酯包括脂肪族、半芳族和芳族聚酯，如聚(l-乳酸)(PLLA)及其共聚物、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)和液晶芳族共聚酯。在一个实施方式中，纤维由PET或PLLA制成。可以使用如本领域已知的不同纤维纺丝工艺来制造聚合物纤维；所述纤维纺丝工艺为如熔体纺丝和溶液纺丝，包括如凝胶纺丝或电纺丝的特殊技术。

在另外的实施方式中，复合片材的纺织品中的高强度纤维由一种或多种选自均聚物和共聚物的聚烯烃制成，所述均聚物和共聚物包括例如二聚物、三元聚合物等，所述聚合物包含一种或多种烯烃(例如乙烯和丙烯)作为单体单元。这种聚烯烃优选具有高摩尔质量并且可以通过本领域技术人员已知的任何方法形成。高摩尔质量在本文中被理解为意指至少350kDa的重均分子量(或摩尔质量)，如通过GPC确定的或如从溶液粘度测量推导的。聚烯烃的合适示例包括聚丙烯、聚乙烯以及它们的共聚物或共混物；如聚丙烯均聚物、中密度聚乙烯、线性或高密度聚乙烯、乙烯与相对少量的一种或多种α-烯烃(例如1-丁烯、1-己烯和1-辛烯)的共聚物、线性低密度聚乙烯，乙烯/丙烯共聚物、丙烯/乙烯共聚物、聚异戊二烯等。聚丙烯和聚乙烯聚合物是优选的。这种高摩尔质量聚烯烃纤维的优点，除了其良好的生物相容性和生物稳定性外，还有这种纤维(在纱线水平和长丝水平两者上)可能具有的相对较高的拉伸强度；即至少1.5N/tex的韧度，这允许制造薄但坚固且耐久的纺织品。

在另外的实施方式中，所述纺织品包括由线性聚乙烯(例如高分子量聚乙烯(HMWPE)或超高分子量聚乙烯(UHMWPE))制成的纤维。旧术语分子量在本领域中仍可与摩尔质量互换使用；也反映在(超)高摩尔质量聚乙烯的常用缩写中。UHMWPE是一种合成聚合物，其表现出良好的生物相容性与高生物稳定性或生物惰性的组合，并且已经在各种生物医疗设备和植入物中使用了很长一段时间。UHMWPE在本文中被理解为特性粘度(intrinsicviscosity,IV)为至少4dL/g，如介于4dL/g与40dL/g之间的聚乙烯。特性粘度是摩尔质量的量度，其可以比实际摩尔质量参数(如Mn和Mw)更易确定。IV是根据方法ASTM D1601(2004)在135℃下在萘烷溶液中通过将在不同浓度下测量的粘度外推至零浓度而测定的，溶解时间为16小时，其中作为抗氧化剂的丁基化羟基甲苯的量为2g/L溶液。IV与Mw之间存在各种经验关系，此类关系通常取决于如摩尔质量分布的因素。基于等式Mw＝5.37*10⁴[IV]^1.37，8dL/g的IV对应于约930kDa的Mw，参见EP0504954A1。在实施方式中，纤维中UHMWPE的IV为至少5dL/g、至少6dL/g、至少7dL/g或至少8dL/g并且IV为至多30dL/g、至多25dL/g、至多20dL/g、至多18dL/g、至多16dL/g或甚至至多14dL/g；以在高机械性质与易加工性之间取得平衡。通常，在纤维或织物中的UHMWPE聚合物上测量的IV可能略低于如在制造纤维中使用的聚合物的IV。在纤维制造过程，如进一步描述的凝胶挤出方法期间，聚烯烃可能经受热、机械和/或化学降解，这可能导致链断裂、摩尔质量降低和/或不同的摩尔质量分布。

在本公开的另外实施方式中，纤维中的UHMWPE可以是线性或轻微支链的聚合物，线性聚乙烯是优选的。线性聚乙烯在本文中被理解为是指具有每100个碳原子少于1个侧链，并且优选地具有每300个碳原子少于1个侧链的聚乙烯；侧链或支链含有至少10个碳原子。线性聚乙烯可进一步含有至多5mol％的一种或多种可与乙烯共聚的其他烯烃，例如C₃-C₁₂烯烃，如丙烯、1-丁烯、1-戊烯、4-甲基戊烯、1-己烯和/或1-辛烯。UHMWPE中的侧链和共聚单体可通过FTIR适当测量；例如，在2mm厚的压塑膜上，通过使用基于NMR测量的校准曲线量化1375cm处的吸收(如在例如EP0269151中)。

纤维中的UHMWPE可以是单一的聚合物级，也可以是在例如摩尔质量(分布)和/或侧链或共聚单体的类型和量方面不同的聚乙烯级的混合物。纤维中的UHMWPE也可以与至多25质量％的另一种如上所述的聚烯烃共混。通常，UHMWPE纤维适用于医疗应用，仅包含少量的常规和生物相容性添加剂和残留的纺丝溶剂。在实施方式中，纤维包含至多5质量％、至多4质量％、至多3质量％、至多2质量％或至多1质量％的添加剂。在其他实施方式中，UHMWPE纤维或至少其一部分包含辐射不透性诱导组分，如钽或Bi₂O₃的粒子。在这种情况下，纤维通常包含相对大量的不透射线添加剂，如15-50质量％的亚微米大小的微粒，以便在成像技术中产生合适的对比度。在另外的实施方式中，所述纤维包含至多1000ppm，优选地至多500ppm、至多300ppm、至多200ppm、至多100ppm或至多60ppm的纺丝溶剂。

在实施方式中，纺织品中所包含的高强度聚合物纤维是UHMWPE纤维，所述UHMWPE纤维的拉伸强度或韧度为至少1.5N/tex、至少2.0N/tex、至少2.5N/tex、至少2.8N/tex或至少3.0N/tex并且通常至多约4.5N/tex、至多约4.0N/tex、至多约3.7N/tex或至多约3.5N/tex；并且拉伸模量优选为至少30N/tex和至多150N/tex。UHMWPE纤维的拉伸性质如强度(或韧度)和模量(或杨氏模量)是在室温，即约20℃下，使用500mm的纤维标称隔距长度、50％/min的十字头速度和“Fibre Grip D5618C”型的Instron 2714夹具，在例如基于ASTM D885M的复丝纱线上定义和测定的。基于所测量的应力-应变曲线，将模量确定为介于0.3％应变与1％应变之间的梯度。或者，可以应用实验部分中所指示的工序，在单丝上测量拉伸性质。为了计算模量和强度，将所测量的张力除以纤度，所述纤度是通过对10米的纱线进行称重确定的；假设UHMWPE纤维的密度为0.97g/cm³，可根据N/tex计算出以MPa为单位的值。

在实施方式中，纺织品中所包含的高强度聚烯烃纤维已经通过所谓的凝胶纺丝工艺制成。在典型的凝胶纺丝工艺中，将聚合物在合适的纺丝溶剂中的溶液(任选地含有溶解和/或分散的另外组分)纺丝并冷却成凝胶纤维，随后将所述凝胶纤维在部分或大体上去除纺丝溶剂之前、期间和/或之后拉伸。UHMWPE溶液的凝胶纺丝是本领域技术人员众所周知的；并且在许多出版物中都有描述，所述出版物包括EP0205960A、EP0213208 A1、US4413110、GB2042414 A、EP0200547B1、EP 0472114 B1、WO2001/73173 A1、WO2015/066401A1、Advanced Fiber Spinning Technology，T.Nakajima编著，Woodhead Publ.Ltd(1994),ISBN 1-855-73182-7，以及其中所引用的参考文献。用于医疗应用的合适UHMWPE复丝纱线的示例包括可作为Dyneema

级获得的那些(例如从DSM Biomedical BV,Sittard-Geleen NL获得)。

聚氨酯复合片材包括含有生物相容性高强度聚合物纤维的纺织品。在实施方式中，纺织品包含至少80质量％、至少85质量％、至少90质量％或至少95质量％的高强度UHMWPE纤维或长丝。在其他实施方式中，所述纺织品，例如机织结构的经纱股线和/或纬纱股线，大体上由或由UHMWPE纤维或复丝纱组成。

在另外的实施方式中，所述纺织品可包含多于一种类型的高强度纤维，或高强度纤维和其他纤维，如弹性纤维。在织物的情况下，这种不同的纤维可以存在于一些但不是所有的股线中，如存在于经纱股线中但不存在于纬纱股线中，或者替代地存在于纬纱股线中但不存在于经纱股线中。在本公开的实施方式中，所述纺织品为含有高强纤维的经纱股线和纬纱股线以及其他纤维的经纱股线和纬纱股线的机织织物，其中经向方向和纬向方向上的组成基本上相同。所述织物在经向方向和纬向方向中表现出相似的性质。在一些实施方式中，经纱股线(基本上)由UHMWPE组成，并且纬纱股线(基本上)由另一种合成聚合物如聚酯(例如PET)组成；或者，纬纱股线由UHMWPE纤维组成，并且经纱股线由另一种聚合物(如PET)组成。这种织物通常表现出各向异性性质，如经向方向对比纬向方向上的不同强度和/或伸长率。

在其他实施方式中，聚氨酯复合片材包括大体上由或由一种类型的高强度聚合物纤维组成的织物。

在本公开的实施方式中，所述聚氨酯复合片材包含

ο生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体，所述弹性体包含聚硅氧烷链段；以及

ο机织织物，所述机织织物主要由生物相容性高强度聚乙烯纤维组成。

在一个实施方式中，本公开的复合片材的厚度为25-250μm，面密度为5-300g/m²。在实施经纱股线中，复合片材的厚度为约25-200μm。优选地，复合片材的厚度为至多150μm、至多125μm、至多100μm、至多90μm、至多80μm或至多75μm以提高柔韧性和柔韧性，并且厚度为至少30μm、至少35μm、至少40μm、至少45μm或至少50μm以实现某些强度和耐久性性质，以及一定的表面粗糙度。这些值表示在片材厚度不均匀的情况下测量的最大和最小厚度。

在实施方式中，复合片材的面密度为10-200g/m²。优选地，复合片材的面密度为至少12g/m²、至少14g/m²、至少16g/m²、至少18g/m²或至少20g/m²并且至多150g/m²、至多125g/m²、至多100g/m²、至多90g/m²、至多80g/m²、至多70g/m²、至多60g/m²、至多50g/m²、至多40g/m²或至多30g/m²。

尽管已经描述了具有各向异性性质的经涂覆的机织织物可能适用于特定应用，但令本发明人惊讶的是发现具有某些所需性质的基于聚氨酯弹性体的复合片材可以通过选择和优化各种变量和参数来设计和获得；所述变量和参数包括纺织品的特性，如织物类型、纤维取向、编织图案、经纱和纬纱密度、股线厚度、经纱股线和纬纱股线中的聚合物纤维的类型，以及聚氨酯弹性体的特性，如上文所讨论的类型和数量，以产生具有一定厚度、面密度和柔性的复合片材；并且所述复合片材在至少一个方向上表现出非线性单轴拉伸行为，所述非线性单轴拉伸行为的特征在于20-200MPa的1％割线模量、10-45％的硬化转变点、至少25MPa的拉伸强度(在37℃的水中)。

当在相对于织物中的股线的经向方向和纬向方向倾斜的方向上测量时，例如当在取向为与经纱或纬纱成约45度的方向上测量时，这种包含机织织物的聚氨酯复合片材在至少一个方向上显示出非线性拉伸性质。发现当在相同的类生理条件下测量时，相关的拉伸性质可能与心包片材的性相当；如有在图2(对于心包)和图3(对于实施例3)所呈现的结果所说明的；特别是对于割线模量和应变硬化。此外，与所测试的心包相比，所述复合片材在任何方向上，尤其是在经向方向和纬向方向上具有高得多的极限抗拉强度；这意味着当复合片材用作例如人工瓣膜的小叶时，所用材料上的最大应力水平将保持远低于可能导致破裂的应力。一些科学出版物已表明，在这种情况下，与承受接近材料的极限强度的应力水平的材料相比，所述材料将表现出增强的疲劳行为。因此，可以预期与现有技术人工生物瓣膜和合成瓣膜相比，具有由根据本公开的聚氨酯复合片材制成的小叶的人工瓣膜的耐久性的显著改进。

在示例性实施方式中，所述聚氨酯复合片材包括在经纱股线和纬纱股线中具有高强度纤维，并且至少在相对于经纱股线和纬纱股线呈约45°的方向上的拉伸强度为至少30MPa、至少35MPa或至少40MPa，并且在其他实施方式中在任何方向上至少有这样的拉伸强度的织物作为纺织品。对拉伸强度没有具体限制，但在实施方式中，拉伸强度为至多约400MPa、至多约350MPa或至多约300MPa。

在实施方式中，所述聚氨酯复合片材包括在经纱股线和纬纱股线中具有高强度纤维，并且在相对于经纱股线和纬纱股线呈约45°的方向上的1％割线模量为至少25MPa并且至多190MPa、至多170MPa、至多150MPa、至多130MPa、至多110MPa、至多90MPa、至多70MPa或至多50MPa的织物作为纺织品。

在其他实施方式中，所述聚氨酯复合片材包括在经纱股线和纬纱股线中具有高强纤维的机织织物作为纺织品，并且在相对于经纱股线和纬纱股线呈约45°的方向上具有至少11％、至少12％、至少13％、至少14％或至少15％并且至多42％、至多40％、至多38％或至多36％的硬化转变点。

在一个实施方式中，本公开的聚氨酯复合片材包含10-90质量％的包含聚硅氧烷链段的生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体；以及包含生物相容性高强度聚合物纤维的机织或编织织物。所述复合片材可进一步包含一种或多种辅助组分；如一种或多种选自以下的化合物：抗生素；抑制移植物(再)狭窄的药剂(例如紫杉醇)；可化学地或其他方式连接到表面的血栓形成抑制物质(例如肝素或类似的天然衍生或合成的抗凝剂)；用于引起所需生物反应的其他生物制剂和小分子；和不透辐射剂。此类任选的辅助化合物优选地已被监管机构如FDA批准用于目标应用；并且通常可以以相对较小的有效量存在，使得它们在复合片材中的浓度对其目的来说是有效的并且在批准的范围内，而不会不可接受地劣化复合片材的其他性能性质。通常，所述化合物以至多约5质量％或至多约2质量％的水平存在；除了在不透辐射化合物的情况下，所述情况需要更高的相对量以有效地增强医学成像对比度。

用作例如心脏瓣膜假体中的小叶的材料的弯曲性质对于有效打开和关闭，从而影响例如血液流动是重要的。通常，纤维增强的心脏瓣膜小叶具有非期望地高的刚度。因此，在一个实施方式中，提供了具有相对较低的弯曲刚度的材料。此外，在一个实施方式中，提供了一种在不同方向(例如正交方向)上测量的弯曲刚度变化小的材料。这允许制造心脏瓣膜小叶，其中材料的取向对于瓣膜的打开和关闭不是关键的。

聚氨酯复合片材的最高弯曲刚度/单位宽度通常为至多45Nm。优选地，其为至多40Nm；更优选地至多35Nm；仍更优选地至多30Nm；至多20Nm、至多15Nm；至多10Nm；至多5Nm；或甚至至多2Nm。聚氨酯复合片材的最低弯曲刚度/单位宽度通常为至少0.1Nm。优选地其为至少0.2Nm；更优选地至少0.5Nm；至少1Nm或甚至至少1.5Nm。

在一个实施方式中，所述聚氨酯复合片材在任意两个正交方向上测量的弯曲刚度/单位宽度的最大差值为至多20Nm。换句话说，相隔90度取得的聚氨酯复合材料片材的弯曲刚度/单位宽度的所有测量值将相差至多20Nm。优选地，其为至多15Nm；更优选地，至多10Nm；仍更优选地至多5Nm；最优选地至多3Nm。通常，在两个正交方向上测量的聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最小差异为至少1Nm；优选地至少2Nm。在一个实施方式中，所述聚氨酯复合片材在任意两个正交方向上测量的弯曲刚度/单位宽度的最大差值小于较高测量值的60％。优选地，其为较高测量值的至多50％；更优选地较高测量值的至多40％；至多30％；至多20％或甚至至多10％。例如，如果在0°处获得的测量值是50Nm并且在90°获得的测量值是15Nm，则差异为70％。

在一个实施方式中，所述聚氨酯复合片材在任意两个相隔45°的方向上的最大弯曲刚度/单位宽度之差为至多20Nm。优选地，其为至多15Nm；更优选地，至多10Nm；仍更优选地至多5Nm；最优选地至多3Nm。通常，聚氨酯复合片材在任意两个相隔45°的方向上测量的弯曲刚度/单位宽度的最小差异为至少1Nm；优选地至少2Nm。在一个实施方式中，在任意两个相隔45°的方向上测量的聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差异是较高测量值的小于60％。优选地，其为较高测量值的至多50％；更优选地较高测量值的至多40％；至多30％；至多20％或甚至至多10％。

在一个实施方式中，聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差异对于以下中的每一者为至多20Nm：i)相对于与经纱和纬纱成45°角的经向方向(0°)，和ii)相对于与经纱和纬纱成45°角的纬向方向(90°)。优选地，其为至多15Nm；更优选地，至多10Nm；仍更优选地至多5Nm；最优选地至多3Nm。通常，聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最小差异对于以下中的每一者为至少1Nm；i)相对于与经纱和纬纱成45°角的经向方向(0°)，和ii)相对于与经纱和纬纱成45°角的纬向方向(90°)；优选地至少2Nm。在一个实施方式中，聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差异对于以下中的每一者为较高测量值的小于60％：i)相对于与经纱和纬纱成45°角的经向方向(0°)，和ii)相对于与经纱和纬纱成45°角的纬向方向(90°)。优选地，其为较高测量值的至多50％；更优选地较高测量值的至多40％；至多30％；至多20％或甚至至多10％。

在实施方式中，本公开的聚氨酯复合片材包含：

ο10-90质量％的生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体；

ο90-10质量％的包含生物相容性高强度聚合物纤维的织物；以及

ο0-25质量％，优选地0-5质量％或0-2质量％的一种或多种辅助组分。

除非另有说明或物理上不可行，否则本文的所述组分可以是如上文针对聚氨酯、针对织物和针对辅助化合物所描述的，包括如实施方式中所公开的相应组分及其任何可能组合的所有变化和选择。

聚氨酯复合片材是生物稳定且生物相容的，并且表现出优异的血液相容性。在已同时作为WO2020/178228A1公布的共同待审的申请中，使用体外钱德勒血液循环模型和人体血液的血液相容性测试的结果证明了基于如本文所公开的类似材料的经聚氨酯涂覆的UHMWPE编织物显示出优于经常在血液接触应用如支架-移植物中使用的PET织物的血液相容性。

本公开的聚氨酯复合片材的另一个优点是可以使用不同的方法(如刀片、剪刀或激光)将片材切割成多个片，以产生具有稳定切割边缘的片。在实施方式中，提供了已经使用脉冲激光(如超短脉冲激光)切割的复合片材片，这些片具有明确限定的稳定切割边缘，具有高抗磨损性和缝线保持强度；也如WO2020178228A1中针对类似组成的复合片材所报道的。

根据另一方面，本公开提供了一种制备所述聚氨酯复合片材的方法，所述方法包括以下步骤：

a)提供织物，所述织物为包含生物相容性高强度聚合物纤维的编织或机织织物；

b)任选地通过用高能量源预处理来活化所述纺织品的表面；

c)用包含聚硅氧烷链段的生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体嵌入所述纺织品；

以得到复合片材，所述复合片材包含10-90质量％的聚氨酯，厚度为25-250μm，并且面密度为5-300g/m²；并且其中

所述复合片材在至少一个方向上具有非线性单轴拉伸行为，所述非线性单轴拉伸行为表征为20-200MPa的1％割线模量、10-45％的硬化转变点、和至少25MPa的拉伸强度。

在本公开的方法的步骤a)中，提供如上文所述的用于聚氨酯复合片材的纺织品，除非另有说明或物理上不可行，否则包括如在其实施方式中及在其任何可能的组合中所公开的所有变化和选项。在本公开的实施方式中，纺织品是大体上是平坦的，例如典型地由纺织品制造过程如机织产生。在其他实施方式中，纺织品被制成成形的，如弯曲的形式。成形纺织品的示例包括管状结构，如管状编织或机织织物、3D机织织物，或随后使用模具或心轴热成形的机织或编织织物。

本公开的方法包括用高能量源预处理纺织品的表面以活化所述表面的任选步骤b)。这种处理特别旨在改善纺织品中的纤维与聚氨酯的结合，但也可以同时清洁纺织品的表面，即纤维的至少部分的表面。许多合成聚合物纤维，尤其是聚烯烃纤维，具有相对非极性和非反应性的表面，在不提供此类预处理的情况下，更极性的聚合物(如一些聚氨酯)可能无法显示出足够的粘附力来制造在连续变化的负载条件下具有高耐久性的复合物。

在实施方式中，该方法包括表面活化步骤b)。这种表面活化可以通过例如本领域已知的等离子体或电晕处理来完成，并且可以引入如含氧基团的官能团。等离子表面处理的合适示例包括冷等离子处理(其可以在大气压或减压下以及在不会负面影响纺织品的聚合物纤维的温度下进行)，例如在存在氧气的情况下进行的这种处理。

在一个实施方式中，预处理步骤包括常压等离子体活化或电晕处理。在一个实施方式中，执行预处理步骤以活化纺织品的基本上所有表面，以增强纤维对聚氨酯的粘附。技术人员将能够评定是否需要预处理以及预处理的程度，具体取决于聚合物纤维及其与所用聚氨酯的相互作用；可能通过一些实验进行帮助。发明人观察到，例如在由非极性聚合物如聚烯烃制成的纺织品的情况下，表面预处理和将经预处理的纺织品嵌入具有疏水链段或端基作为基质聚合物的聚氨酯中的组合有助于制成的复合片材的良好性能。

在本发明方法的步骤c)中，将纺织品嵌入生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体中。该步骤可以不同的方式执行，例如通过将纺织品用一个或多个热塑性聚氨酯膜层压或通过使用聚氨酯组合物如聚氨酯溶液涂覆纺织品。通常，纺织品，即所述纺织品中的纤维，在这种步骤期间没有被特别地张紧，但是所述纺织品可以任选地安装在框架中以防止例如不希望的变形如起折痕。类似地，纺织品可以安装在框架中以用于任选步骤b)的预处理。本文所使用的聚氨酯弹性体如上文针对聚氨酯复合片材所述，除非另有说明或物理上不可行，否则包括如在其实施方式中及在其任何可能的组合中所公开的所有变化和选项。

在实施方式中，步骤c)通过层压技术完成；例如通过制造至少两个热塑性聚氨酯弹性体膜与纺织品的堆叠，其中纺织品优选地在聚氨酯膜之间，以及压缩所述堆叠，例如使用压板式挤压机和模具压缩所述堆叠，与此同时在高于聚氨酯的熔点(或软化点)并且低于聚合物纤维的熔点的温度下加热；使得聚氨酯基本上覆盖和封装织物中的纤维。模具可以是扁平的或具有特定形状，以产生基本上扁平或成形的复合片材。由于聚氨酯通常从环境中吸收如高达几质量％的水分，所以聚氨酯弹性体优选在层压之前干燥，任选地在升高的温度下和/或在惰性气流下或在减压下干燥至例如水分水平低于0.05质量％。这种干燥过程是技术人员已知的。

在其他实施方式中，步骤c)是通过以下方式执行的：使用涂布技术将涂料组合物施加至纺织品；例如用包含生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体、用于聚氨酯的溶剂和任选的辅助化合物的涂料组合物进行溶液涂覆。聚氨酯弹性体组分可以是在涂覆步骤期间或之后形成热固性物的热塑性聚合物或组合物；但是所述聚氨酯弹性体可溶于合适的溶剂。溶液涂覆相对于熔融层压的优点是，可以使用粘度相对较低的聚氨酯溶液在远低于纤维聚合物的松弛、软化或熔融温度的温度下浸渍和嵌入纺织品。考虑到聚合物如聚烯烃的熔点可能低于热塑性聚氨酯弹性体(TPU)的熔点，低温涂覆可防止因部分熔融导致纤维和/或纺织品性质劣化。使用聚氨酯弹性体或TPU的溶液嵌入纺织品还具有的优点是，通过选择条件和溶液粘度，可以控制聚氨酯的量以及纤维润湿和浸渍的程度。

在实施方式中，该方法的步骤c)包括步骤c1)，其中将纺织品用涂料组合物中使用的溶剂预润湿，之后是用涂料组合物涂覆的步骤c2)。发现这种用溶剂预润湿改善了含聚氨酯的涂料溶液的润湿行为和纺织品的浸渍。

涂料组合物可以施加到纺织品的一侧，或两侧；尤其取决于涂料组合物的粘度、哪种组合物应该渗透并任选地穿过纺织品以涂覆所述纺织品中的纤维。在将聚氨酯溶液施加到纺织品的仅一侧的情况下，则施加溶液的一侧的表面性质可能与相对侧的表面性质不同。例如，聚氨酯的相对量可能不同，从而导致一侧比另一更带纹理侧更光滑。这种具有不同表面纹理的复合片材可能表现出与生物物质的不同相互作用；例如，‘光滑’的一侧可能表现出良好的血液相容性而不会引起凝血，而在‘带纹理’的一侧具有更粗糙的表面，任选地在顶层中有孔隙，当用作移植材料时可能会发生组织向内生长。通常，将聚氨酯涂料组合物施加到纺织品两侧的所有表面区域，但也可以施加到纺织品的一侧的所有表面区域和局部地施加在纺织品的相对侧的表面的选定部分处。

在制备涂料组合物之前，优选地将聚氨酯弹性体干燥，以去除通常从环境中吸收的水分，如高达几质量％的水分。聚氨酯的干燥是技术人员已知的，并且可以在升高的温度下和/或在惰性气流下和/或在减压下进行到例如低于0.05质量％的水平。

在本发明方法中应用的涂料组合物包含用于聚氨酯的溶剂。用于聚氨酯的合适溶剂可以大体上或优选地均匀溶解聚氨酯；但是纺织品中纤维的聚合物不溶于所述溶剂，至少在执行本发明的涂覆/浸渍方法的条件下不溶于所述溶剂。本领域技术人员将能够基于其常识，任选地在一些文献的支持下，为聚氨酯弹性体和聚合物的给定组合选择合适的溶剂；例如基于溶剂和聚合物的溶解度参数，所述溶解度参数例如在Brandrup和Immergut编著的“《聚合物手册(Polymer Handbook)》”中给出。技术人员还知道聚合物摩尔质量对溶解度的影响。对于用于包括TPU在内的聚氨酯弹性体的所谓良溶剂，聚合物链与溶剂分子之间的相互作用在能量上是有利的，并且聚合物与溶剂的溶解度参数之间的差异很小。在寻找作为聚氨酯的溶剂而不是聚合物的溶剂的溶剂的本发明情况下，本领域技术人员还可以执行一些溶解实验，包括搅拌或超声处理并以及任选地通过施加某种加热。

在该方法的实施方式中，溶剂可以是四氢呋喃(THF)、甲基四氢呋喃(m-THF)、二甲基甲酰胺(DMF)、二甲基乙酰胺(DMAc)、二甲亚砜(DMSO)、二氯甲烷、氯仿、六氟异丙醇、二噁烷、二氧戊环、它们的混合物，或者它们与其他不太好的溶剂(或助溶剂)的混合物，前提条件是此类混合物可以溶解聚氨酯。考虑到在施加后从纺织品上去除溶剂，具有使得溶剂可以通过蒸发，任选地通过加热至比聚合物和聚氨酯的熔点低至少10℃的温度大体上去除的挥发性的溶剂是优选的。在一个实施方式中，将THF或m-THF用作溶剂，优选地THF是溶剂。

在溶液涂覆步骤中施加的涂料组合物中的聚氨酯弹性体浓度并不关键，并且将通常在溶液中在0.1-20质量％的聚氨酯弹性体的范围内。然而，在实验中观察到，为了使涂料组合物良好地渗透到纺织品的股线或纤维之间的空隙或孔隙中，即为了浸渍纺织品，优选使用相对低粘度的溶液。另一方面，聚氨酯浓度越高，则有效嵌入所需施加的溶液就越少。在实施方式中，弹性体溶液的布氏粘度可为约1-5000mPa.s，或粘度为至少5mPa.s、至少10mPa.s、至少25mPa.s或至少50mPa.s且至多3000mPa.s、至多2000mPa.s、至多1000mPa.s或至多500mPa.s。

涂料组合物可进一步包含一种或多种辅助化合物，如抗生素、抑制移植物(再)狭窄的药剂(例如，紫杉醇)、血栓形成抑制物质(例如，肝素，或类似的天然衍生或合成的抗凝剂)、用于引起所需生物反应的其他生物制剂和小分子、或不透辐射剂。此类任选的辅助化合物优选地已被监管机构如FDA批准用于目标应用；并且通常可以以相对较小的有效量存在，使得它们在复合片材中的浓度对其目的来说是有效的并且在批准的范围内，而不会不可接受地劣化复合片材的其他性能性质。

在一些实施方式中，所述涂料组合物进一步包含通常相对高的量(如基于聚氨酯15-80质量％)的不透射线的化合物作为添加剂；以通过使用x射线或其他辐射的医学成像技术对复合片材进行有效可视化。在一个实施方式中，射线不透剂包括钽、金、铂、钨、铱、铂-钨、铂-铱、钯、铑、硫酸钡、次碳酸铋、氯氧化铋、三氧化铋、离子或非离子造影剂，例如泛影酸盐、碘肥胺、碘海醇(iohexyl)、碘帕醇、碘酞酸盐、碘佛醇、碘克酸盐和甲泛葡胺，或它们的组合。在一个实施方式中，射线不透剂包括钽、金、铂、钨，或它们的混合物或合金。在一个实施方式中，射线不透剂作为分散在涂料组合物中的粒子存在，例如通过将粒子分散在聚氨酯溶液中制成。在一个实施方式中，射线不透剂粒子的平均粒径为至少1nm，优选地至少5nm、至少10nm、至少25nm、至少50nm、至少100nm或至少200nm。在一个实施方式中，射线不透剂粒子的平均粒径为至多3μm，优选地至多至多2μm、至多1μm、至多0.5μm或至多0.2μm。平均粒径可以根据ISO13321:1996使用光子关联光谱学(photon correlationspectroscopy,PCS)来测量。在一个实施方式中，将射线不透剂用粘合促进剂进行表面处理以增强对聚氨酯的粘合；如用甲基丙烯酸缩水甘油酯(glycidyl methacrylate,GMA)改性的无规乙烯/丙烯酸酯共聚物、或GMA和马来酸酐(maleic anhydride,MA)改性的无规乙烯/丙烯酸酯共聚物进行表面处理。在一个实施方式中，射线不透剂在涂料组合物中以基于聚氨酯，至少20质量％、至少25质量％、至少30质量％或至少35质量％；并且至多75质量％、至多70质量％、至多65质量％、至多60质量％至多、55质量％或至多50质量％的量存在。

溶液涂覆方法是技术人员众所周知的。涂覆以将纺织品嵌入聚氨酯中可以使用各种施加技术执行，如使用移液管或注射器、浸涂、喷涂、喷墨施加或丝网印刷；或者连续方法，如在纺织基材在辊上的情况下为辊涂工艺等。技术人员可以基于常识和一些常规测试来选择最适合实际情况和纺织品类型的方法。涂料组合物可以在一个步骤中施加，但也可以在施加例如较小的量的多个步骤中施加，例如在步骤之间具有一定的时间以使溶液至少部分地干燥。

通过本发明方法的涂覆进行嵌入的步骤c)还包括从经涂覆的纺织品中去除溶剂，优选地所述溶剂基本上被完全去除。一种简单且优选的方式是蒸发溶剂(或溶剂混合物)。这可以在环境条件下执行，但也可以通过施加减压和/或升高的温度以提高效率。如果使用升高的温度，则应注意防止复合片材的性质劣化，例如由纺织品中聚合物纤维的部分熔融和/或应力松弛引起的劣化。优选地，所施加的温度保持良好，例如比聚氨酯或TPU和聚合物的熔融温度低至少10℃。任选地或替代地，可以施加洗涤步骤以基本上去除溶剂。洗涤可用包含或由洗涤溶剂组成的液体进行，所述洗涤溶剂对于聚氨酯和聚合物均是非溶剂，但可与聚氨酯的溶剂混溶。这种洗涤步骤可以在环境温度下执行，但也可以在升高的温度下执行，具有与上述类似的限制。通常执行溶剂去除以产生符合在医用植入物中使用的规范或法规的复合片材的残留溶剂水平。在一个实施方式中，所获得的复合片材的残留溶剂含量小于50ppm；例如，在氮气下干燥24小时，之后在50℃的对流烘箱中干燥一小时之后。

在所述方法的实施方式中，纺织品，尤其是相对较小的一片纺织品，可以安装在保持器或框架中以保持所述纺织品的形式(例如均匀和扁平的)，而不显著张紧所述纺织品的股线，然后进行预处理、溶液涂覆和去除溶剂。其优点可包括更均匀地预处理和涂覆纺织品，以及在例如涂覆和溶剂去除步骤期间防止收缩或变形如起皱。技术人员将能够选择合适的框架或替代方法来防止纺织品变形，而不妨碍例如在期望位置处的有效涂覆。

其他方面涉及本公开的聚氨酯复合片材(除非另有说明或物理上不可行，否则包括如在上文实施方式和其任何可能的组合中所述的复合片材的所有变化和选项)在制造适合于可植入医疗设备的医用植入部件中的用途，以及此类医用植入部件在制造可植入医疗设备中的用途。在其实施方式中，所述用途涉及制造人工心脏瓣膜的一个或多个小叶，以及制造包含一个或多个此类小叶的人工心脏瓣膜(的方法)。

在实施方式中，由聚氨酯复合片材制造医用植入部件的方法包括从所述片材上切割所需形状的片的步骤。这种切割可以通过已知方法完成，如通过使用刀片、剪刀或通过激光切割。

在实施方式中，由聚氨酯复合片材制造医用植入部件包括使用激光切割一个或多个片，这允许制造具有复杂形状，与此同时具有稳定切割边缘，从而显示出良好抗磨损性和缝线保持强度的材料片。选择用于此目的合适激光并这样的设置施加，所述设置使得在该位置处提供足够的能量以切穿所述复合片材，由此任选地可以达到高于聚氨酯，尤其是TPU的熔点的局部切割温度；使得TPU可以局部形成熔体，所述熔体流动以将切割的纤维末端彼此连接和/或与复合片材中的其他纤维连接。激光切割本身很可能是由于通过聚焦激光能量将聚氨酯和纤维非常局部地加热到使得材料迅速降解和蒸发的温度而导致的。为了这种效应，激光设置被选择为使得不会发生过度加热，以防止在复合片材中的切口附近形成不规则和变形或中断的边缘区域。过热的边缘也可能在边缘区域处显示出非期望的硬化，从而使片材的柔韧性劣化。技术人员将能够选择适合于所述目的的激光，如CO₂、Nd或Nd-YAG激光，并选择适当的设置，包括通过例如脉冲控制射束的能量。通常，CO₂激光可适合用于切割复合片材。然而，已经观察到，当使用连续波激光时，可能会在复合片材中发生过度的热传递，从而使切割边缘变形或导致聚合物纤维的部分熔融或收缩，并随之引起片材的部分熔融或收缩，这是由于例如热弛豫效应。

在本公开的实施方式中，施加脉冲激光从复合片材切割片；即不以连续模式，而是以光学脉冲的形式发光的激光器。因此，在实施方式中，施加短脉冲或超短脉冲(USP)激光，如纳米、皮秒或飞秒脉冲激光；因为它们不会过度加热复合片材，过度加热可能会导致形态变形，与此同时聚氨酯可仍会熔融以紧固切割边缘。在示例性实施方式中，尤其是在复合片材包含聚烯烃纤维如UHMWPE纤维的情况下，使用施加约10-26W，优选地12-24W或14-22W的能量水平设置的USP激光进行切割。在另外的实施方式中，使用1-12mm/s，优选地2-10mm/s或3-8mm/s的切割速度进行切割。可能需要使用USP激光进行多于一次扫描才能完全切穿复合片材，例如具体取决于复合片材的厚度。为了防止对复合片材和所得的医用植入部件造成损坏，多步切割可能优于使用更高的能量设置。

在其他方面中，本公开的聚氨酯复合片材或由其切割的片的用途包括其中复合片材将与身体组织和/或体液接触的应用，例如在骨科应用中，包括组织加强材料中或在心血管应用中。用于软组织加强的材料的示例包括用于疝修补和腹壁重建的网状物。心血管应用包括设备和植入物，如血管移植物、支架覆盖物、闭塞设备、人造动脉、手术网状物、瓣膜(如静脉或心脏瓣膜)，以及在例如经导管手术中使用的导引鞘。复合片材可用作所述设备的部件，使得其中片材具有非线性拉伸性质的方向或轴线取向为与其中在施加的应力下需要弹性伸展和收缩的使用中方向一致。在许多此类应用中，植入部件需要连接或附接到设备的其他部分或周围的软组织或骨组织。本发明的聚氨酯复合片材的另一个优点是可以施加各种技术来进行这种连接。缝合，例如，将多片复合片材附接在一起和/或附接到支架，如三个片在支撑框架中形成小叶组件，可以以降低的缝线在张紧时切穿材料的风险执行。聚氨酯复合片材还可另外通过胶粘连接；其中所述聚氨酯基体本身可以至少部分地充当热塑性胶，所述热塑性胶可以通过局部加热活化，如通过激光活化。

本公开的其他方面包括如上所述的此类医疗设备或植入物，所述医疗设备或植入物包括所述聚氨酯复合片材或所述医疗植入部件。此类医疗设备包括用于腹部或胸部主动脉瘤的主动脉移植物、用于静脉功能不全的静脉瓣膜、全人工心脏设备、心室辅助设备、外周支架移植物、动静脉(arteriovenous,AV)移植物、用于外科手术用途的心脏或血管补片材料、疝修补网片、手术屏障材料和其他一般心胸应用。

除非在此另外指明或者明显与上下文相矛盾，否则在描述本发明的上下文中(尤其是在示例性实施方式和以下权利要求的上下文中)术语“一”和“一个”和“该”以及类似的指示词的使用应被解释为涵盖单数和复数两者。除非另有说明，否则术语“包含”、“具有”、“包括”和“含有”应被解释为开放式术语(即，意思是“包括但不限于”)。本文中对值范围的描述仅旨在用作引用落入该范围的每个单独值的速记方法，并且每个单独值并入本说明书中，如同其在本文中被单独引用一样。除非另外说明，否则本文提供的任何和所有示例、或例示性语言(例如，“例如”)的使用仅旨在更好地说明本发明，而不是对要求保护的本发明的范围构成限制。说明书中的任何语言都不应被解释为表示任何不要求保护的要素对于实践本发明是必不可少的。

本文描述了本发明的优选实施方式，包括本发明人已知的用于实现本发明的最佳方式。在阅读前面的描述之后，那些优选实施方式的变型对于本领域的普通技术人员而言是显而易见的。本发明人希望技术人员适当地采用此类变型，并且本发明人希望以不同于本文具体描述的方式实践本发明。因此，本发明包括适用法律所允许的本文所附权利要求中所述主题的所有修改和等同物。尽管某些任选特征被描述为本发明的实施方式，但是该描述意在包括并具体公开这些实施方式的所有组合，除非另外明确指出或物理上不可能。

下面的实验和样品进一步阐明了本发明的实施方式，但是当然不应解释为以任何方式限制权利要求的范围。

实例和比较实验

材料

使用由以医用级低旦尼尔UHMWPE复丝纱线作为经纱股线和纬纱股线(Dyneema

TG 10 dtex；可从DSM Biomedical BV,Sittard-Geleen NL获得)制成的以下聚烯烃机织织物作为实验中的加强材料：

·具有2*2斜纹组织图案的机织织物，所述机织织物的扁平宽度(flat width)为45mm并且厚度为约70μm；

·具有平纹组织图案的机织织物，所述机织织物的扁平宽度为45mm并且厚度为约62μm；

·具有模拟纱罗组织图案的机织织物，所述机织织物的扁平宽度为45mm并且厚度为约79μm。

使用以下包含20-60分特的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)复丝纱线作为经纱股线和纬纱股线的市售聚酯机织织物(Secant Group,PA,USA)作为实验中的加强材料：

·低型面PET医用机织织物，所述机织织物具有平纹组织图案并且厚度为约72μm；

·低型面PET医用机织织物，所述机织织物具有平纹组织图案并且厚度为约93μm；

·低型面PET医用机织织物，所述机织织物具有平纹组织图案并且厚度为约122μm；

使用

TSPCU 20-80A(可从DSM Biomedical BV,Sittard-Geleen,NL获得)作为聚氨酯；其为一种热塑性硅酮聚碳酸酯型聚氨酯弹性体，具有硅酮端基，硬度为80ShA，并且MFR为52g/10min(1.20kg/224℃)。

施加双轴拉伸的微孔UHMWPE膜

7P03A(从Lydall PerformanceMaterials,Heerlen,NL获得)作为替代加强材料。这种膜被指示为厚度为50μm，孔隙率为86％，并且平均流量孔径为0.3μm。

使用经处理(经清洁、经失活和经戊二醛交联)的猪心包材料作为参考材料。

方法

溶液制备

是通过将

TSPCU 20-80A溶解在THF(Lichrosolve)中制备聚氨酯溶液。首先将聚氨酯粒料于70℃干燥长达72h以在溶液制备前去除水分。通过在室温下搅拌过夜，将浓度范围为8-12质量％的聚氨酯溶解在THF中。

溶液粘度

使用带有UL适配器和ULA-49EAY转子的Brookfield DV-E粘度计测定25℃下的溶液粘度，所述粘度计是使用基于硅酮的粘度标准品(Benelux Scientific)校准的。实验中使用的粘度范围为180-500mPa.s。

浸涂

从连续编织的UHMWPE织物(或膜)上切下约10-25cm长的样品；并安装在作为样品保持器的框架中。将UHWMPE样品通过使用庚烷喷洒和擦拭样品进行清洁，并在环境温度下干燥。将从机织PET上切下的织物样品进行类似的准备和清洁的。通过在200mTorr和450W下在15％氧气气氛中进行等离子活化达60s来预处理所述带框架的样品。

浸涂是在环境条件下通过以下方式执行的：将带框架的样品浸入聚氨酯溶液中并以0.1m/sec的拿起速度取出样品；然后于40℃干燥20分钟。

片材厚度

使用Helios Preisser电子外径千分尺测量织物或复合片材的厚度，其中测量范围为0-25mm(±0.001mm)。

拉伸性质

按照ISO527-2并根据标准使用测试样品几何形状1BB对在戊二醛溶液中交联的猪心包和聚氨酯进行了测试。对于具有嵌入在基体材料中的纤维的复合片材，将测试样品试样切割成具有20mm隔距长度和5mm隔距宽度的尺寸。以0度、45度和90度角(在机织织物的情况下相对于经向方向，并且对于膜来说相对于机器方向)从材料上切下测试样品。用于ISO527-2和直边测试样品的位移速率分别为25mm/min和41.5mm/min；其中在开始测试前，将样品预加载0.05N。所有拉伸测试均在37℃的水浴中执行，其中在测试前，除猪心包外的所有样品均在37℃的水中调理至少1h。在磷酸盐缓冲盐水(pH 7.4)中测试之前，将猪心包调理1h。由于光学跟踪不可用于水下测量，因此经由机器位移确定应变。

1％割线模量是根据在1％应变下测量的应力计算的；硬化模量是从最大应力的50％和55％下的应变之间的线性拟合确定的(参见例如图2或图3)。硬化转变点被确定为0应力外推应变；即通过延长硬化斜率以跨0应力；这被视为发生应变硬化的可重现指标。如果初始割线模量远高于硬化模量，则获得的值可能为负。

弯曲刚度

如Sachs和Akkerman(DOI:10.1016/j.compositesa.2017.05.032)所述，通过在Ares 2流变仪内用定制夹具弯曲样品材料来进行弯曲测量。尤其是对于薄的复合板层，夹具施加恒定的旋转速度来完美地弯曲材料，从而测量作为旋转角度的函数的施加力矩。使用如Sachs的图1F中所示的设置。在样品与夹具之间，利用PTFE间隔件件来减少摩擦。针对每个样品优化间隔件的厚度，以最小化夹具与样品之间的间隙。样品尺寸为25mm宽乘以35mm长。在35mm中，中，样品的每个端部的10mm被放置在夹具内，从而提供15mm的初始隔距长度用于弯曲。测试是在环境室温条件下执行的。所施加的力矩M与经由定制夹具施加的已知曲率κ实现的弯曲刚度EI直接相关。弯曲刚度被定义为弯曲模量E乘以发生弯曲所关于的区域的第2力矩；即

所有测量均在室温下以1rpm的旋转速率在大气条件下以介于0°至70°之间的旋转角度执行。在弯曲后，将样品伸直，并重复所述测试4次。为了提供弯曲刚度，将所施加的力矩相对于曲率的斜率在线性范围内取平均，在运行生效后，介于20°与40°之间。对于每种材料，测量2个不同的样品，并从所有结果中取平均值以提供弯曲刚度。所报告的值以每单位宽度表示，以用于比较不同的材料。

表面粗糙度

使用来自Keyence的非接触式3D轮廓仪VR 3200测量表面粗糙度。根据ISO25178分析约2.7mm²的表面积，以提供表面的算术平均高度(Sa)和表面的最大高度(Sz)。最大高度可以表示例如织物中股线彼此交叉的区域。

缝线保持强度

在约30*10mm的片材片上测量缝线保持强度或缝线拉出力，将高强度缝线(

4.0)用低型面锥形针穿过所述片材片插入织物的中心中，并距短侧边缘2mm。使用Zwick通用测试机，所述测试机配备有气动Instron握把(7巴)和握把G13B，以50mm的夹夹具至夹具距离和0.05N的预载荷在所述握把之间安装环形缝线和织物的另一端。然后以50mm/min的测试速度拉紧缝合线，直到样品失效。将缝线保持强度报告为所测量的拉出应力-应变曲线的屈服点(3次测量的平均值)，即将环形缝线拉动穿过织物的边缘区所需的力。

结果

在表1中，总结了基于包含聚硅氧烷软链段的相同聚氨酯作为基质材料的7种复合片材的组成，以及由UHMWPE纤维(实施例1至3)或PET纤维(实施例4至6)制成的几种不同机织织物。比较实验7应用非织造多孔膜作为加强件。对这些材料和

20-80A TPU级(比较实验8)以及对猪心包材料(比较实验9)执行的测试结果呈现在表2中。基于纯聚氨酯的膜显示出基本上与方向无关的拉伸性质。表2中针对45°方向列出的比较实验8的结果代表所有测量值的平均值，因为在该材料中没有特定取向。心包片材不仅在从片材以不同取向切割的样品上显示出不同的平均值，而且在不同的拉伸样品之间也存在相当大的差异。图2中所示的三个代表性应力-应变曲线进一步说明了这种天然产物是不均匀的。

对于复合片材，除了基于多孔膜的片材(比较实验7)之外，结果显示出非线性拉伸行为，特别是通过在与机织织物的经纱股线和纬纱股线成一定角度的方向上的硬化转变点。它还表明，当在相同的类生理学条件下并以相对于复合物中所包含的织物的经向方向或纬向方向成约45°的角度测量时，本公开的复合片材的相关拉伸性质可与心包片材的性质相当；其中实际值是通过改变织物类型可调整的。这通过比较图2(对于心包)和图3(对于实施例3)进一步说明；特别是对于割线模量和应变硬化。

此外，在任何方向上，尤其是经向方向和纬向方向上，实施例1至6的复合片材具有比所测试的心包高得多的极限拉伸强度。这意味着，如果将这种复合片材用作制造人工瓣膜小叶的材料，则在用作植入物时施加在材料上的最大应力将保持远低于可能诱发立即破裂的应力水平。本领域中公认的是，在这种情况下，材料将更能抵抗疲劳失效，并且将表现出显著更长的疲劳寿命。可以预期与现有技术人工生物瓣膜和/或合成瓣膜相比，具有由根据本公开的此类聚氨酯复合片材制成的小叶的人工瓣膜的耐久性的显著改进。确定由本公开的复合片材制成的小叶的预期寿命的疲劳评估实验仍在进行中。

用作例如心脏瓣膜假体中的小叶的材料的弯曲性质对于有效打开和关闭，从而影响例如血液流动是重要的。弯曲刚度和其他机械性质的结果(参见表2)表明，机织物中的较高股线数量和较高编织密度，导致了复合物的较差柔性。

在表2中，总结了缝线拉出测试的结果(在复合片材中的机织织物的经向方向和纬向方向上)。结果表明，与穿过经处理的心包片(在一个方向上测量)的缝线相比，可以对穿过本公开的复合片材(靠近切割边缘)的缝线施加明显更高的力。

需注意，基于微孔UHMWPE膜的复合物(在这种情况下，0°取向意味双轴拉伸膜的纵向)显示出良好的强度、可延展性和柔韧性；但与基于机织织物的复合片材不同，在伸长时没有硬化转变点，并且拉出缝线的力相对较小。

表面粗糙度测量表明，基于机织物的复合材料具有与心包材料可比的平均和最大粗糙度。还可以将复合片材制成一侧具有比另一侧更光滑的表面，例如通过在具有光滑表面的支撑件或心轴上制造片材或对所述片材进行后处理。

表1样品组成

表2机械性质

Claims (29)

1.一种聚氨酯复合片材，所述聚氨酯复合片材包含：

o生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体，所述生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体包含聚硅氧烷链段，聚氨酯形成所述片材的连续基质；以及

o机织织物或编织织物，所述机织织物或编织织物的厚度为15-150μm并包含生物相容性高强度聚合物纤维的；其中

所述复合片材包含10-90质量％的聚氨酯，厚度为25-250μm，并且面密度为5-300g/m²；并且其中

所述复合片材在至少一个方向上具有非线性单轴拉伸行为，所述非线性单轴拉伸行为表征为20-200MPa的1％割线模量、10-45％的硬化转变点、和至少25MPa的拉伸强度(在37℃的水中测量)。

2.根据权利要求1所述的聚氨酯复合片材，其中所述聚氨酯为热塑性聚氨酯弹性体(TPU)，所述聚氨酯弹性体包含软嵌段，所述软嵌段基于聚硅氧烷二醇以及脂肪族聚碳酸酯二醇和聚(四亚甲基氧化物)二醇中的一者或多者。

3.根据权利要求1或2所述的聚氨酯复合片材，其中所述聚氨酯弹性体包含一个或多个疏水端基，优选地所述疏水端基包含聚硅氧烷。

4.根据权利要求1-3中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述织物具有低面密度和开放结构，并且其中所述聚氨酯弹性体完全覆盖和嵌入所述织物的所述股线并且所述复合片材基本上无孔。

5.根据权利要求1-4中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材的最高弯曲刚度为至多45Nm。

6.根据权利要求1-5中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材的在任意两个正交方向上测量的所述聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差值为至多20Nm。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材的在任意两个相隔45°的方向上的所述聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差值为至多20Nm。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材的所述聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差值对于以下中的每一者为至多20Nm：i)相对于与经纱和纬纱成45°角的经向方向(0°)，和ii)相对于与经纱和纬纱成45°角的纬向方向(90°)。

9.根据权利要求1-8中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材在任意两个正交方向上测量的所述聚氨酯复合片材的所述弯曲刚度/单位宽度的所述最大差值小于所述较高测量值的60％。

10.根据权利要求1-9中任一项所述的聚氨酯复合板材，其中所述复合片材在任意两个相隔45°的方向上测量的所述聚氨酯复合片材的所述弯曲刚度/单位宽度的所述最大差值小于所述最大测量值的60％。

11.根据权利要求1-10中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材的所述聚氨酯复合片材的弯曲刚度/单位宽度的最大差值对于以下中的每一者为所述最大测量值的小于60％：i)相对于与经纱和纬纱成45°角的经向方向(0°)，和ii)相对于与所述经纱和所述纬纱成45°角的纬向方向(90°)。

12.根据权利要求1-11中任一项所述的复合材料，其中所述织物是机织的，并且所述机织织物在所述经向方向和所述纬向方向中的每一者上具有至多450根股线/英寸的股线数量。

13.根据权利要求1-12中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述织物是机织的，并且所述机织织物具有的每英寸经纱股线数(EPI)和每英寸纬纱股线数(PPI)均为30-350根股线/英寸。

14.根据权利要求1-13中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述织物为机织的，并且每英寸经纱股线数(EPI)与每英寸纬纱股线数(PPI)的差值为至多200。

15.根据权利要求1-14中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述织物为机织的，并且每英寸经纱股线数(EPI)与每英寸纬纱股线数(PPI)的差值为至多40％。

16.根据权利要求1-15中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材具有至少一个带纹理的表面，所述至少一个带纹理的表面的特征在于表面粗糙度Sa为3-12μm并且Sz为20-100μm(如根据ISO25178测量的)。

17.根据权利要求1-16中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述织物为纱罗组织或仿纱罗组织。

18.根据权利要求1-17中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材中的所述织物是机织织物，所述机织织物基本上由纤度为2-100dtex的经纱股线和纬纱股线制成，优选地所述股线的纤度为6-60dtex。

19.根据权利要求1-18中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材中的所述织物是平衡或非平衡的机织织物，在经向方向和纬向方向中表现出相似的性质，其中所述复合片材沿经向方向与纬向方向之间的轴线，如在与经向股线和纬向股线成约45°角度处，表现出非线性单轴拉伸行为。

20.根据权利要求1-19中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述纤维作为复丝纱线存在，所述复丝纱线形成所述织物的股线，优选地所述织物由一根复丝纱线组成的股线制成。

21.根据权利要求1-20中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述复合片材中的所述织物包含至少10质量％的高强聚合物纤维，优选地包至少50质量％的高强聚合物纤维，更优选地所述织物含有至少80质量％或至少95质量％的高强度聚合物纤维，或由高强度聚合物纤维组成。

22.根据权利要求1-21中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述高强聚合物纤维是韧度均为0.6-4.0N/tex的UHMWPE纤维或PET纤维。

23.根据权利要求1-22中任一项所述的聚氨酯复合片材，其中所述织物的厚度为20-100μm，并且所述复合片材的厚度为25-125μm。

24.一种制造聚氨酯复合片材的制备方法，所述方法包括以下步骤：

a.提供包含生物相容性高强度聚合物纤维的编织织物或机织织物；

b.任选地通过用高能量源预处理来活化所述织物的表面；

c.用包含聚硅氧烷链段的生物相容且生物稳定的聚氨酯弹性体嵌入所述纺织品；

以得到根据权利要求1-23中任一项所述的复合片材。

25.根据权利要求24所述的方法，其中步骤c)通过在高于所述聚氨酯的熔点且低于所述纺织品中的聚合物纤维熔点的温度下将所述纺织品用一个或多个热塑性聚氨酯膜层压来完成。

26.根据权利要求24所述的方法，其中所述步骤c)通过以下方式完成：将涂料组合物施加到所述纺织品上；优选地用包含所述聚氨酯弹性体、用于所述聚氨酯的溶剂和任选的辅助化合物的涂料组合物进行溶液涂覆。

27.一种制造医用植入部件的方法，所述方法包括从根据权利要求1-23中任一项所述的聚氨酯复合片材上切割一个或多个具有所需形状的片的步骤，其中所述切割优选地使用激光，如超短脉冲激光进行。

28.一种可植入医疗设备，用根据权利要求24所述的方法获得，优选地为用于在骨科应用如组织加强材料中和/或心血管应用如血管移植物、支架覆盖物、闭塞设备、人工动脉、导引鞘、静脉瓣膜和心脏瓣膜假体中使用的设备。

29.一种可植入医疗设备，所述可植入医疗设备包含如在权利要求1至23中任一项所定义的聚氨酯复合片材。

Images