DD231988A5

DD231988A5 - Waermeaustauscher und blutoxygenator-vorrichtung, die damit versehen ist

Info

Publication number: DD231988A5
Application number: DD85273489A
Authority: DD
Inventors: Teshio Yoshihara; Eiichi Hamada; Atushi Nakashima; Jun Kamo
Original assignee: ��@��@��Kk��Kk��
Priority date: 1984-10-01
Filing date: 1985-02-22
Publication date: 1986-01-15
Also published as: JPS6183898A

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Waermeaustauscher unter Verwendung von Hohlfasern (1, 15, 39) aus organischen Polymeren als Waermeuebertragungsrohre, sowie eine Blutoxygenator-Vorrichtung aus einem Blutoxygenator, der mit dem vorerwaehnten Waermeaustauscher verbunden ist. Die Erfindung betrifft einen kleinen und leichten Blutoxygenator aus einem Blutoxygenator vom Hohlfasermembrantyp mit dem vorerwaehnten Waermeaustauscher, der unter Ausbildung einer integralen Einheit darin eingebaut ist, wobei der Blutoxygenator ein ausgezeichntes Gasaustausch- und Waermeuebertragungsverhalten aufweist. Fig. 1

Description

Wärmeaustauscher und Blutoxygenator-Vorrichtung, die damit versehen ist

ANWENDUNGSGEBIET DER ERFINDUNG:

Die Erfindung betrifft einen Wärmeaustauscher, bei dem Hohlfasern aus einem organischen Polymer als Wärmeaustauschrohre verwendet werden, die in der Lage sind, wirksam verschiedene Flüssigkeiten, einschliesslich solcher Flüssigkeiten, wie Wasser oder

Blut, und Gase, wie Luft, Sauerstoff oder Stickstoff, zu erwärmen oder zu kühlen. Die Erfindung betrifft auch eine Blutoxygenator-Vorrichtung, die mit einem solchen Wärmeaustauscher ausgerüstet ist. 10

CHARAKTERISTIK DER BEKANNTEN TECHNISCHEN LÖSUNG:

Zahlreiche Arten von Wärmeaustauschern sind bekannt, um Fluide von einer hohen Temperatur auf eine niedrigere Temperatur zu bringen. Die meisten Wärmeaustauscher

haben einen Vielrohr-Aufbau. Als Material für die Wärmeaustauschröhren in Wärmeaustauschern vom Vielrohrtyp sind insbesondere Metalle mit einer guten Wärmeleitfähigkeit geeignet. Unter anderem sind Rohre aus rostfreiem Stahl schon häufig hierfür verwendet worden, weil sie sehr beständig sind gegenüber Korrosion, durch die beim Wärmeaustausch ver- wendeten Flüssigkeiten. Eine wirksame Methode zum Einbringen von Röhren aus rostfreiem Stahl in einen Wärmeaustauscher besteht darin, dass man diese mit einem organischen Harz befestigt, aber der grosse Härteunterschied zwischen den Röhren aus rostfreiem Stahl und dem Vergiessmaterial macht es schwierig, die Endoberflachen der vergossenen Teile-gut zu verarbeiten. Das heisst, dass die Enden der Röhren freiliegende scharfe Kanten aufweisen, die dazu neigen, bei der Behandlung von Teilchen, wie Blutzellen enthaltenden Fluiden, diese Teilchen zu zerstören.'Um diese Schwierigkeit zu vermeiden, wird derzeit die Verwendung von rostfreien Rohren, deren Enden mit weichem Material bedeckt sind, untersucht, aber bisher sind keine wesentlichen Verbesserungen erzielt worden.

Wärmeaustauscher verwendet man als Mittel, um bei verschiedenen Flüssigkeiten einen Wärmeaustausch herbeizuführen. Verwendet man beispielsweise einen Blutoxygenator, um eine Operation am Herzen durchzuführen, so wird im allgemeinen ein Wärmeaustauscher an den Blut-Gas-Austauschkreislauf, einschliessend den Blutoxygenator, angeschlossen, weil die Notwendigkeit

besteht, die Körpertemperatur des Patienten zu Beginn der Operation auf ein niedriges Niveau einzustellen und es auch notwendig ist, die Temperatur des Blutes, bei dem ein Gasaustausch mittels des Blutoxygenators vorgenommen wurde, auf die Körpertemperatur des Patienten einzustellen, bevor es dem Körper des Patienten wieder zugeführt wird. Ausserdem kann auch die Notwendigkeit bestehen, die niedrigere Körpertemperatur des Patienten wieder auf das normale Niveau nach der Operation einzustellen.

In Krankenhäusern wird dieser Blut-Gas-Austauschkreislauf im allgemeinen so angeordnet, dass man den Blutoxygenator mit einem getrennten Wärmeaustauscher, ζ.B. -Kreislaufrohren, verbindet. Eine solche Anordnung hat jedoch den Nachteil, dass die Anordnung des Blut-Gas-Austauschkreislaufs für den Anwender mühsam ist und das Risiko besteht, den Kreislauf falsch anzuschliessen, und dass man zusätzlichen Raum für den Kreislauf benötigt. Da der Blutoxygenator und der Wärmeaustauscher zwei getrennte Verweilstellen für das Blut darstellen und die Notwendigkeit besteht, zu deren Verbindung Kreislaufrohre zu verwenden, ist das zunächst anfallende Blutvolumen, das in der ersten Phase der Operation dem Kreislauf zugeführt wird, ausserordentlich gross und die verschiedenen Kreislaufkomponenten müssen getrennt entgast werden. Dadurch ist eine solche Anordnung auch im Hinblick auf die Gesamtoperation sehr kompliziert.

Als Mittel, diese Nachteile zu vermeiden, hat man

bereits Blutoxygenator-Vorrichtungen verwendet aus einem Blutoxygenator, der mit einem Wärmeaustauscher integral verbunden ist (siehe beispielsweise japanische Patentveröffentlichung 29*82/1980 und JP-OS 39854/1982). Bei diesen Blutoxygenator-Vorrichtungen ist jedoch der Wärmeübertragungsteil im Wärmeaustauschabschnitt aus Metall, wie rostfreiem Stahl, mit einer guten Wärmeleitfähigkeit ausgebildet. Im Falle von Röhren aus rostfreiem Stahl tritt nun die zusätzliche Schwierigkeit auf, dass während der Verarbeitung der Rohrenden Abfallstückchen in den Röhren verbleiben und das Blut verunreinigen und dass rostfreier Stahl auch mit einigen Komponenten des Blutes mit einer komplizierteren Zusammensetzung zu reagieren vermag. Es besteht deshalb weiterhin ein ständiger Bedarf nach Wärmeaustauschern, bei denen diese Schwierigkeiten nicht eintreten.

Weiterhin hat man auch schon eine Reihe von Blut-0 oxygenatoren unter Verwendung von Hohlfasermembranen vorgeschlagen, z.B. in den US-PSen 2 972 349, 3 794 468, 4 239 729 und 4 374 802.

Bei diesen Blutoxygenatoren werden Hohlfasern aus einer homogenen Membran eines gasdurchlässigen Materials, wie Silicium oder Hohlfasern aus einer mikroporösen Membran eines hydrophoben Polymermaterials, wie Polyolefinen, verwendet, um das Blut in Kontakt mit Gas durch das Medium der Hohlfasermembran zu bringen und dadurch den Gasaustausch zu bewerkstelligen. Es gibt zwei Arten von Blutoxygenatoren: den Innen-

perfusionstyp, bei dem das Blut durch die Bohrungen der Hohlfasern fliesst, während Gas an der Aussenseite der Hohlfasern vorbeiströmt, und den Aussenperf usionstyp, bei dem umgekehrt das Gas durch die Bohrungen in den Hohlfasern geleitet wird, während das Blut aussen an der Hohlfaser vorbeigeleitet wird.

Bei den meisten bekannten Blutoxygenatoren wird ein zylindrisches Gehäuse einfach mit einer grossen Anzahl von Hohlfasern aus semipermeablen Membranen für die Verwendung beim Gasaustausch derart gepackt, dass die Hohlfasern parallel zur Achse des zylindrischen Gehäuses ausgerichtet sind. Blutoxygenatoren mit diesem Aufbau haben jedoch eine niedrige Gasaustauschrate pro Einheitsfläche der Hohlfasermembran und zwar unabhängig davon, ob sie vom Innenperfusionstyp oder vom Aussenperfusionstyp sind. Eine verbesserte Form des Aussenperfusionstyps, gemäss US-PS 3 794 468, besteht aus einem Blutoxygenator, in welehern hohle Rohrleitungen aus einer semipermeablen Membran um einen hohlen zylindrischen Kern mit einer grossen Anzahl an Poren in der Wandung gewickelt sind und die sich in einem Gehäuse befinden, bei dem man das Blut aus der Höhlung des Kerns durch dessen Poren fliessen lässt, während man das Gas durch die Bohrungen in die hohlen Rohrleitungen strömen lässt.

Bei Blutoxygenatoren vom Innenperfusionstyp, bei denen der Gasaustausch dadurch bewirkt wird, dass das Blut durch die Bohrungen der Hohlfasern fliesst, während Gas aussen an den Hohlfasern vorbeiströmt, tritt

häufig eine Kanalbildung des Blutes ein. Da jedoch das Blut durch die Bohrungen in den Hohlfasern laminar fliesst, muss man den Innendurchmesser der Hohlfasern vermindern, um die Oxygenierungsrate (d.h. die SauerstoffÜbergangsrate pro Flächeneinheit der Membran) zu erhöhen. Zu diesem Zweck hat man hohle Röhren aus semipermeablen Membranen, mit einem Innendurchmesser in der Grössenordnung von 150 bis 300 um für die Verwendung in Blutoxygenatoren entwickelt.

Solange das Blut laminar fliesst, kann man jedoch die Oxygenierungsrate durch eine Verminderung des Innendurchmessers nicht erheblich erhöhen. Ausserdem besteht dann, wenn man den Innendurchmesser kleiner gestaltet, die Gefahr, dass sich Blutpfropfen bilden (d.h. eine Blockierung der Bohrung aufgrund der Koagulation von Blut) und/oder aufgrund des erhöhten Druckverlustes durch den Oxygenator findet eine stärkere Hämolyse beim Blut statt, so dass dadurch erhebliche Probleme in der Praxis auftreten. Da darüber hinaus ein Blutoxygenator im allgemeinen Zehntausende von Hohlfasern, aus einer semipermeablen Membran, die zu einem Bündel oder zu Bündeln gepackt sind, verwendet, muss man besonders darauf achten, das Gas gleichförmig an der äusseren Oberfläche einer jeden dieser zahlreichen Hohlfasern zu verteilen. Bei einer ungleichmässigen Verteilung des Gases vermindert sich die Kphlendioxid-Desorptionsrate (d.h. die Kohlendioxid-Übergangsrate pro Einheitsfläche der Membran). Andererseits kann bei einem Blutoxygenator vom Aussenperfusionstyp, bei dem das Gas durch die

Bohrungen in den Hohlfasern fliesst, während das Blut an der Aussenseite der Hohlfasern vorbeiströmt, das Gas gleichmässig verteilt werden, während man annehmen kann, dass das Blut turbulent strömt. Diese Oxygenatoren haben jedoch den Nachteil einer unbefriedigenden Oxygenierung aufgrund der Kanalbildung des Blutes und/oder der Blutkoagulation an den Stellen, an denen der Strom stagniert. Zwar hat der Blutoxygenator bei der schon erwähnten US-PS 3 794 4 in dieser Hinsicht Verbesserungen gebracht, aber es besteht nach wie vorder Nachteil, dass das erste Blutvolumen ausserordentlich gross ist und ein erheblicher Druckverlust im Oxygenator verursacht wird. Daher besteht weiterhin ein Bedürfnis nach einem verbesserten Blutoxygenator.

ZIEL DER ERFINDUNG:

Ziel der Erfindung ist es, einen Wärmeaustauscher zur Verfügung zu stellen mit einer hohen Wärmeaustauscheffizienz, bei dem man ein organisches Polymer, von dem man bisher annahm, dass es für die Verwen-5 dung für Wärmeaustauschwandungen ungeeignet ist aufgrund seiner niedrigen Wärmeleitfähigkeit, als Wärmeaustauschteil in Form einer Hohlfaser verwenden kann.

Ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, einen Wärmeaustauscher zur Verfügung zu stellen, bei dem der

Härteunterschied zwischen dem aus einem organischen Material gebildeten Barriereteil und den Wärmeaustauschrohren klein genug ist, um eine leichte Verarbeitbarkeit der Enden des Wärmeaustauschrohres zu ermöglichen.

Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, einen Wärmeaustauscher zur Verfügung zu stellen aus Wärmeaustauschrohren, die weder freiliegende scharfe Kanten noch Enden haben und in denen auch keine metallischen Rückstände verbleiben können, so dass ein solcher Wärmeaustauscher besonders für die Behandlung von zerbrechliche Teilchen enthaltenden Flüssigkeiten, wie Blut, geeignet ist.

Ziel der Erfindung ist es weiterhin, eine Blutoxygenator-Vorrichtung aufzuzeigen aus einer Kombination eines Blutoxygenators, bei dem Hohlfasermembranen als Gasaustauschmembran verwendet werden, und einem Wärmeaustauscher, bei dem Hohlfasern als Wärmeaustauschrohre verwendet werden.

Schliesslich ist es auch ein Ziel der Erfindung, eine Blutoxygenatorvorrichtung zu zeigen, die so aufgebaut ist, dass sie einen Blutoxygenator mit hohen Oxygenierungs- und Kohlendioxid-Desorptionsraten, bei dem wenig Stillstand oder Kanalbildungen des Blutes auftreten, mit einem kleinen und leichten Wärmeaustauscher mit grosser Wärmeaustauschleistung unter Ausbildung einer integralen Einheit kombiniert, so dass man einen kompakten, billigen und einfachen

Aufbau hat, bei dem während der Herstellung keine komplizierten Schritte erforderlich sind und wobei eine solche Vorrichtung auch einfach im Gebrauch ist.

DARLEGUNG DES WESENS DER ERFINDUNG:

Gemäss einer Ausführungsform der Erfindung wird ein Wärmeaustauscher zur Verfügung gestellt aus (1) einem Gehäuse, (2) einem Bündel von Hohlfasern aus einem organischen Polymer, wobei das Bündel der Hohlfasern innerhalb des Gehäuses so angeordnet und gepackt ist, dass an beiden Enden des Gehäuses ein Flüssigkeitsverschluss erfolgt, (3) einer Wärmeaustauschkammer an der Aussenseite der Hohlfasern und (4) einer Fluideinlasskammer und einer Fluidauslasskammer, die jeweils an den jeweiligen Enden des Hohlfaserbündels derart vorgesehen sind, dass sie mit den Bohrungen in den Hohlfasern kommunizieren.

Gemäss einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird ein Blutoxygenator, in welchem der Wärmeaustauscher angebracht ist, gezeigt. Diese Blutoxygenator-Vorrichtung hat einen Wärmeaustauschteil zur Kontrolle der Bluttemperatur und einen Gasaustauschteil, in dem der Gasaustausch mit dem Blut erfolgt und ist dadurch gekennzeichnet, dass (1) der Wärmeaustauschteil ein Hohlfaserbündel· aus einem organischen

Polymer als 'Wärmeübertragungsteil enthält, wobei das Holfaserbündel· in das Wärmeaustauschteil· so eingebracht und gepackt ist, dass an beiden Enden dieses Wärmeaustauschteils eine flüssigkeitsdichte Abdichtung vorliegt und (2) eine Fluideiniasskammer und eine Fiuidausiasskanimer an den jeweiiigen Enden des Hohifaserbündel·Ξ derart vorgesehen sind, dass sie mit den Bohrungen in den Hohifasern kommunizieren.

Gemäss einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird eine verbesserte Blutoxygenator-Vorrichtung zur Verfügung gestell·^ bei der der Innenaufbau, aus dem verbesserten Blutoxygenator vom Hohlfasermembrantyp als Gasaustauschteil in der vorerwähnten Blutoxygenator-Vorrichtung mit dem Gasaustauschteil in Form einer integralen Einheit in einem einzigen Gehäuse untergebracht sind. Diese Biutoxygenator-Vorrichtung umfasst (1) ein Gehäuse mit einem Bluteinlass , einem Blutauslass, einem Gaseinlass , einem Gasauslass, einem Wärmeaustauschmedium-Einl·ass und einem Wärmeaustauschmedium-Auslass und einer Kontaktkammer, wobei die Kontaktkammer sowohl Fliesskanäle für das Blut, die durch Drosselzellen verengt sind, und eine Vielzahl von Abteilungen, die durch die Blutfliesskanäle abgetrennt sind, aufweist, (2) ein erstes Bündel· oder Bündel· von Hohifasermembranen aus einer grossen Anzahl· von HoI^fasermembranen für die Verwendung beim Gasaustausch mit fixierten Enden und (3) ein zweites Bündel· oder Bündel· von Hohlfasermembranen aus einer grossen Anzahl· von Hohlfasern für die Verwendung beim Wärmeaustausch und mit fixierten

Enden, wobei die ersten und die zweiten Bündel der Hohlfasermembranen in getrennten Abteilungen so verteilt sind, dass sie im wesentlichen parallel zu den Drosselstellen sind und die jeweiligen Enden · des ersten Bündels der Hohlfasermembranen mit dem Gaseinlass und dem Gasauslass und die jeweiligen Enden des zweiten Bündels der Hohlfasermembranen mit dem Wärmeaustauschmedium-Einlass und dem Wärmeaustauschmedium-Auslass kommunizieren. 10

Fig. 1 zeigt einen schematischen

Schnitt eines Wärmeaustauschers gemäss der Erfindung;

Fig. 2 und 3 zeigen schematische Schnitte einer

weiteren Ausführungsform des erfindungsgemässen Wärmeaustauschers;

Fig. 4 zeigt einen schematischen Schnitt

einer Blutoxygenator-Vorrichtung,

die mit einem Wärmeaustauscher gemäss der Erfindung ausgerüstet ist;

Fig. 5 zeigt einen teilweise planen Aus-

schnitt gemäss einer anderen Aus

führungsform einer erfindungsgemässen Blutoxygenator-Vorrichtung;

Fig. 6 zeigt einen vertikalen Schnitt

0 einer bevorzugten Ausführungsform

einer Blutoxygenator-Vorrichtung,

in welcher ein Wärmeaustauscher gemäss der vorliegenden Erfindung eingebaut ist;

Fig. 7 zeigt einen Teilausschnitt der

Blutoxygenator-Vorrichtun gemäss Fig. 6;

Fig. 8 ist eine grafische Darstellung

0 und zeigt die Wärmeaustauschlei

tung der erfindungsgemässen Blutoxygenator-Vorrichtung; und

Fig. 9 ist eine grafische Darstellung

und zeigt die Oxydationsleistung

der erfindungsgemässen Blutoxygenator-Vorrichtung.

Der Aufbau des erfindungsgemässen Wärmeaustauschers wird nun anhand der Fig. 1 näher erläutert.

Wie in Fig. 1 gezeigt wird, umfasst der Wärmeaustauscher Hohlfasern 1 für die Verwendung zum Wärmeaustausch, ein" Gehäuse 2 zur Aufnahme der Hohlfasern und eine Wärmeaustauschkammer 3. Ein Barriereteil 4 dient dazu, die Wärmeaustauschkammer 3 in Flüssigkeitsabdichtung von den offenen Enden der Hohlfaser 1 und von.einer Fluideinlass(oder Auslass)-kammer 5 und einer Fluidauslass(oder Einlass)kammer 6 zu bringen, die beide mit den Hohlräumen in den Hohlfasern kommunizieren. Der Wärmeaustauscher hat

ausserdem einen Fluideinlass 7 und einen Fluidauslass 8, die beide mit der Wärmeaustauschkammer 3 kommunizieren.

Bezugnehmend auf Fig. 2 und 3 werden weitere Ausführungsformen eines erfindungsgemässen Wärmeaustauschers gezeigt. Im Unterschied zu dem Wärmeaustauscher in Fig. 1 haben diese Ausführungsformen ein Bündel von Hohlfasern 1, die als gerade Linien

10. im Gehäuse 2 sich erstrecken. Bei der Ausführungsform der Fig. 3 sind eine Fluidverteilungskammer 9 und eine F.luidsammelkammer 10 zwischen dem Fluideinlass 7 und der Region, die durch die Hohlfasern 1 besetzt wird und zwischen dem Fluidauslass 8 und der Region, die durch die Hohlfaser 1 besetzt wird, jeweils vorgesehen, um dafür zu sorgen, dass das an der Aussenseite der Hohlfaser 1 fliessende Fluid einen Fliesspfad einnimmt, der im wesentlichen senkrecht zur Hohlfaser 1 verläuft.

Bei der Herstellung eines erfindungsgemässen Wärmeaustauschers kann das Material für die Hohlfasern, aus denen die Wärmeübertragungsrohre gebildet werden, von einer Vielzahl von organischen Polymeren ausgewählt werden. Beispiele hierfür sind Polyolefine und fluorierte Polyolefine, wie Polypropylen, Polyethylen, Poly-4-methyl-1-penten, Polyvinylidenfluorid und Polytetrafluorethylen; Acrylnitrilpolymere; Cellulosepolymere; Polyamide und Polyimide; Polyester; Siliconharze; Polymethylmethacrylat und dessen Analoge; Polycarbonate; sowie Polysulfone. Unter anderem

kann man organische-Polymere mit einer Wärmeleitfähigkeit von 1,0 χ 10~⁵ bis 50,0 χ 10~⁴ cal/cm·sek·⁰C zur Herstellung eines Kunststoff-Wärmeaustauschers verwenden, der in seiner Wärmeaustauscheffizienz sich mit den üblichen Wärmeaustauschern, bei denen metallische Rohre verwendet werden, durchaus messen kann.

Um die Wärmeaustauscheffizienz des Wärmeaustauschers gemäss der Erfindung zu erhöhen, verwendet man vorzugsweise Hohlfasermembranen mit einem Innendurchmesser von etwa 50 bis etwa 1.000 um und einer Wanddicke von etwa 2 bis 200 um.

Ist der Innendurchmesser der verwendeten Hohlfasern zu klein, dann kann während des Betriebs ein grosser Druckverlust eintreten und die Versiegelbarkeit der Fliesspfade wird dadurch verringert. Wenn andererseits der Innendurchmesser der Hohlfasern zu gross ist, dann hat das Fluid, welches durch die Bohrungen in den Hohlfasern fliesst, einen kleinen Wärmeübergangskoeffizienten und das relative Volumen, das durch die Hohlfasern pro Einheit der Wärmeübertragungsfläche eingenommen wird, erhöht sich und dadurch ergibt sich eine Verringerung der Wärmeübertragungseffizienz und eine Vergrösserung des Wärmeaustauschers . Weiterhin soll die Wanddicke der Hohlfasern so dünn wie möglich sein, um den WärmeÜbertragungswiderstand zu verringern und die Ausbildung eines Wärmeaustauschers mit einer kompakten Grosse zu ermöglichen. Ganz besonders bevorzugt hinsichtlich der

Festigkeit und der Handhabbarkeit der Hohlfasern, die für die vorliegende Erfindung verwendet werden können, sind solche mit einem Innendurchmesser von 150 bis 500 μΐη und einer Wanddicke von 10 bis 100 μΐη. 5

Bei der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform kann der Wärmeaustauscher gemäss der Erfindung aufgebaut sein, indem man Hohlfasern 1 aus einem organischen Polymer der vorerwähnten Art verwendet und diese in dem Gehöuse 2 unterbringt. Nach Auswahl eines Barriereteils 4, das aus einem Vergussmaterial·, ausgewählt beispielsweise aus Epoxyharzen, ungesättigten Polyesterharzen und Polyurethanharzen, hergestellt ist, werden die Endoberflächen des Barriereteils 4 so verarbeitet, dass die Hohlfasern offene Enden haben. Ausserdem sieht man noch eine Fluideiniasskammer 5 und eine Fluidauslasskammer 6 vor.

Der erfindungsgemässe Wärmeaustauscher ermöglicht eine leichte Verarbeitung der Endoberflächen des Barriereteils, weil der Härteunterschied zwischen dem Barriereteil und den Hohlfasern sehr gering ist im Vergieich zu Wärmeaustauschern, bei denen Metallrohre als Wärmeaustauschteil verwendet werden. Die offenen Enden der Hohlfasern sind so weich, dass dann, wenn man diesen Wärmeaustauscher für die Behandlung von Blut verwendet, die im Blut enthaltenen Zellen in keiner Weise von irgendwelchen Kanten, die an den Enden der Hohlfasern ausgebildet sind, beschä-0 digt werden. Darüber hinaus ist die Wärmeaustauscheffizienz dieses Wärmeaustauschers durchaus vergleichbar

mit der eines Wärmeaustauschers mit metallischen Rohren.

Nachfolgend wird die Blutoxygenator-Vorrichtung, in welcher ein Wärmeaustauscher gemäss der vorliegenden Erfindung eingebaut ist, unter Heranziehung der Zeichnungen, näher erläutert.

Die Blutoxygenator-Vorrichtung, die mit einem Wärmeaustauscher gemäss der Erfindung ausgerüstet ist, besteht aus einem Wärmeaustauschteil A, in dem ein Wärmeaustausch des Blutes, erfolgt, und einem Gasauslassteil B, , bei dem ein Gasaustausch mit dem Blut erfolgt. Das Wärmeaustauschteil A kann vom Innenperfusionstyp sein, bei dem das Blut durch die Bohrungen der für den Wärmeaustausch verwendeten Hohlfasern fliesst, oder vom Aussenperfusionstyp, bei dem das Blut an der Aussenseite der für den Wärmeaustausch verwendeten Hohlfasern strömt. Die Ausführungsform gemäss Fig. 4 zeigt den Innenperfusionstyp, während die in Fig. 5 gezeigte Ausführungsform den Aussenperfusionstyp zeigt.

Das Wärmeaustauschteil A vom Innenperfusionstyp, der in Fig. 4 gezeigt wird, umfasst ein Gehäuse 11, einen Bluteinlass (oder -auslass) 12, einen Blutfliesskanal 13, Hohlfasern 15 für den Wärmeaustausch, ein Gussteil 14 zur Befestigung der Hohlfaser 15 im Gehäuse 11 und zum Abtrennen des Fliessraumes für das Wärmeaustauschmedium von dem Fliessraum für das Blut, einen Wärmeaustauschmedium-Einlass (oder Auslass) 16,

und einen Wärmeaustauschmedium-Auslass (oder Einlass) 17. Wird das Blut durch das Wärmeaustauschteil A und das Gasaustauschteil B "in dieser Reihenfolge geleitet, so fliesst das in den Bluteinlass 12 eingeführte Blut durch die Bohrungen in den Hohlfasern 15 in den Wärmeaustauscher und dort erfolgt ein Wärmeaustausch mit dem Wärmeaustauschmedium, das in den Wärmeaustauschmedium-Einlass 16 eingeleitet wird und passiert die Aussenseite der Hohlfasern 15, die für den Wärmeaustausch verwendet werden. Dann durchströmt das Blut den BlutfLiesskanal 13 und tritt in das Gasaustauschteil B ein, wo der Gasaustausch erfolgt. Dann tritt das temperaturkontrollierte oxygenierte Blut aus dem Blutauslass 13 aus.

Bei der Blutoxygenator-Vorrichtung gemäss Fig. 4 ist das Gasaustauschteil B so konstruiert, dass es vom Innenperfusionstyp ist, bei dem das Blut durch die Bohrungen in der Hohlfasermembran 19 für den Gasaustausch strömt. Ein sauerstoffhaltiges Gas wird durch den Gaseinlass 20 in das Gasaustauschteil B eingeführt, wo es mit dem Blut, welches durch die Bohrungen der Hohlfasermembran 19 zum Zwecke des Gasaustausches fliesst, durch das Medium der Hohlfasermembran einem Gasaustausch unterliegt. Das so im Sauerstoffgehalt verminderte Gas und im Kohlendioxidgehalt erhöhte Gas wird beim Gasauslass 21 abgegeben. In der Blutoxygenator-Vorrichtung gemäss Fig. 4 kann das Blut auch zuerst einem Gasaustausch unterworfen weiden und dann einem Wärmeaustausch. Dies erzielt man, indem man das Blut durch den Blutauslass 18 einführt

und durch den Bluteinlass 12 ausführt.

Bei der Blutoxygenator-Vorrichtung vom Aussenperfusionstyp, wie er in Fig. 5 gezeigt wird, unterscheidet sich das Wärmeaustauschteil A von dem in Fig. 4 gezeigten nur darin, dass das Blut nicht durch die Bohrungen in den Hohlfasern 15 zum Zwecke des Wärmeaustausches fliesst, sondern an der Aussenseite der Hohlfasern strömt. Das durch den Wärmeaustauschmedium-Einlass 16 (oder 17) eingeführte Wärmeaustauschmedium durchströmt die Wärmeaustauschmedium-Fliesspassage 22 (oder 23), die zwischen dem Gehäuse 11' und dem Vergussteil 14' ausgebildet ist, durch die Bohrungen in den Hohlfasern und passiert dann die andere Wärmeaustauschmedium-Fliesspassage 23 (oder 22). Anschliessend wird das Wärmeaustauschmedium vom Wärmeaustauschmedium-Auslass 17 (oder 16) abgeführt.

In dem Wärmeaustauschteil A der erfindungsgemässen Blutoxygenator-Vorrichtung können die Hohlfasern für den Wärmeaustausch und die Vergussteile aus dem gleichen Material hergestellt worden sein, wie es im Zusammenhang mit dem erfindungsgemässen Wärmeaustauscher schon erwähnt wurde. Darüber hinaus kann das Wärmeaustauschteil A in gleicher Weise hergestellt sein wie schon im Zusammenhang mit dem Wärmeaustauscher beschrieben.

30- In dem Gasaustauschteil B der erfindungsgemässen Blutoxygenator-Vorrichtung können alle verschiedenen Arten

von Blutoxygenatoren verwendet werden, wie die üblichen Membrantyp-Blutoxygenatoren oder die Blasentyp-Blutoxygenatoren. Membrantyp-Blutoxygenatoren und insbesondere solche, die Hohlfasermembranen anwenden, werden jedoch bevorzugt.

Da die erfindungsgemässe Blutoxygenator-Vorrichtung einen integral ausgebildeten Wärmeaustauscher aufweist, benötigt man keine Kreislaufrohre oder ähnliehe Verbindungseinrichtungen, um den Bkutoxygenator mit dem Wärmeaustauscher zu verbinden und der Aufbau und der Betrieb des Kreislaufs sind daher leicht und das in der Anfangsphase der Operation benötigte Blutvolumen ist niedrig. Weiterhin hat die Blutoxygenator-Vorrichtung gemäss der Erfindung die Vorteile, dass die Verarbeitung der Wärmeübergangsrohre leicht ist, weil man keine Metallrohre verwendet, und dass die Blutzellen in dem Blut nahezu unzerstört bleiben und weiterhin, dass die Vorrichtung klein und leicht ist.

Nachfolgend wird die Blutoxygenator-Vorrichtung gemäss der Erfindung in näherem Zusammenhang mit der besonders bevorzugten Ausführungsform beschrieben, bei welcher das Gasaustauschteil als Innenaufbau eines verbesserten Membrantyp-Blutoxygenators ausgebildet ist, und wobei sowohl das Gasaustauschteil· und das Wärmeaustauschteil· sich in einem einzigen Gehäuse befinden.

Fig. 6 stel·^ einen Querschnitt einer solchen Blutoxygenator-Vorrichtung dar und Fig. 7 ist ein Teil·-

ausschnitt davon. Diese Blutoxygenator-Vorrichtung hat einen Bluteinlass 31, einen Blutauslass 32, einen Gaseinlass 33, einen Gasauslass 34, einen Wärmeaustauschmedium-Einlass 3 5 und einen Wärmeaustauschmedium-Auslass 36 und schliesst ein Gasaustauschteil B und ein Wärmeaustauschteil A im Inneren eines Gehäuses 37, das die Form einer Kiste hat, ein. Das Gasaustauschteil B umfasst Abteilungen, in denen jeweils ein Bündel von Hohlfasermembranen 38 für die Verwendung beim Gasaustausch vorhanden ist und die für den Gasaustausch mit dem Blut dienen, und das Wärmeaustauschteil A umfasst eine Abteilung (oder eine Wärmeaustauschkammer) , in welcher sich ein Bündel von Hohlfasern 3 9 für die Verwendung zum Wärmeaustausch befindet, und dient der Funktion des Wärmeaustausches mit dem Blut, wobei beide Abteilungen direkt ohne Hilfe von Rohren oder ähnlichen Verbindungsvorrichtungen miteinander verbunden sind.

Grundsätzlich umfasst das Wärmeaustauschteil B Hohlfasermembranen 38 für die Verwendung beim Gasaustausch und Vergussteile (oder Barriereteile) 40. Diese Teile dienen dazu, den Innenraum des Gasaustauschteils B in einer Kontaktkammer 41, durch welche Blut fliesst, eine Gasverteilungspassage 42 zum Einführen des sauerstoffhaltigen Gases in die Bohrungen der Hohlfasermembranen 38, und eine Gassammelpassage 43, zum Durchführen des Gases zum Gasauslass 34 zu unterteilen. Die Kontaktkammer 41 schliesst eine Anzahl von Drosselstellen 44 ein, die sich transversal zum Blutfluss erstrecken, und den Fliesspfad des Blutes in senkrechter

Richtung zu den Hohlfasermembranen (nachfolgend als die Richtung der Dicke der Kontaktkammer bezeichnet) zu verengen und durch diese Drosseln wird die Kontaktkammer 41 in eine Anzahl von Abteilungen 45, enthaltend die Hohlfasermembranen 38, aufgeteilt.

An den Drosseln 44 können eine oder mehrere Verstrebungen 46 so vorgesehen sein, dass sie sich in Richtung der Kontaktkammer 41 erstrecken.

Die Hohlfasermembranen 38 erstrecken sich im wesentlichen in gerader Linie innerhalb der Abteilungen 45 und sind mit zwei gegenüberliegenden Vergussteilen 40 derart befestigt, dass ihre jeweiligen Enden offen zu dem Gasverteilungspassage42 und dem Gassammeipassage 43 sind.

In das Gasaustauschteil· B dieser Blutoxygenator-Vorrichtung wird ein sauerstoffhaltiges Gas in die Gasverteilungspassage 4 2 durch den Gaseinlass 33 eingeführt und fliesst dann durch die Bohrungen der Hohlfasermembranen 38, welche sich in der Kontaktkammer 41 befinden, und unterliegt dort einem Gasaustausch mit dem Blut mittels der Hohlfasermembranen. Das so im Sauerstoffgehalt verminderte und im Kohlendioxidgehalt erhöhte Gas wird durch die Gassammeipassage 43 weitergeleitet und dann am Gasauslass 34 abgegeben. Selbstverständlich kann das durch den Gaseinlass 33 eingeführte sauerstoffhaltige Gas auch reiner Sauerstoff sein.

Weiterhin wird das dem menschlichen Körper entzogene

Blut (d.h. venöses Blut) in die Blutstromausgleichskammer 4 7 durch den Bluteinlass 31 eingeleitet und fliesst durch die Kontaktkammer 41, wo der Gasaustausch mittels der Hohlfasermembranen mit dem durch die Bohrungen der Hohlfasermembranen 38 fliessenden sauerstoffhaltigen Gas erfolgt. Auf diese Weise wird venöses Blut in arterielles Blut überführt, welches dann durch das Wärmeaustauschteil A mittels des Blutfliesskanals 48, welcher das Gasaustauschteil B mit.dem Wärmeaustauschteil A verbindet, geleitet wird.

Bei der in Fig. 6 gezeigten Ausführungsform ist die Kontaktkammer mittels der beiden Drosseln 44 in drei Abteilungen 45 unterteilt. Es kann jedoch jede beliebige Anzahl an -Abteilungen 45 vorliegen unter der Voraussetzung, dass die Anzahl der Abteilungen 4 5 nicht kleiner als zwei ist. Zwar ist eine grössere Anzahl bevorzugt; aus praktischen Gründen und wegen der leichteren Herstellung ist es wünschenswert, dass die Kontaktkammer zwei bis sechs Abteilungen aufweist.

Die Drosseln 44 können jeden beliebigen Querschnitt haben unter der Voraussetzung, dass sie den Blutfliesskanal in Richtung zur Dicke der Kontaktkammer verengen. Drosseln bzw. Prallbleche mit einem gekrümmten Querschnitt, wie in Fig. 6 gezeigt, werden bevorzugt, um eine Stagnation des Blutes zu vermeider 0 Die in der Kontaktkammer 41 vorgesehenen Drosseln dienen nicht nur dazu, eine Kanalbildung des Blut-

flusses in Richtung zu der Dicke zu vermeiden, sondern auch dazu, um den Sauerstoff- und Kohlendioxidgehalt des Blutes im Querschnitt senkrecht zur Richtung des Blutstroms zu vergleichmässigen und dadurch einen guten Gasaustausch zu bewirken.

Wie in Fig. 6 gezeigt wird, sollte die Art, wie der Blutfliesskanal durch die Drosseln 4 4 in Richtung zur Dicke der Kontaktkammer verengt wird, vorzugsweise derart sein, dass anliegende Drosseln 44 alternativ an der oberen und der unteren Wandung angebracht sind.

Die Dimensionen der Kontaktkammer 41 in der Blutoxygenator-Vorrichtung gemäss der Erfindung wird nachfolgend erläutert. Vorzugsweise soll die Länge a in jeder Abteilung 45, gemessen in Richtung des Blutstroms grosser sein als die maximale Dicke h der Abteilung. Ist die Dicke h grosser als die Länge a, dann überwiegt der Blutfluss in Richtung zur Dicke derart, dass eine Stagnation des Blutes an den Ecken der Abteilung (d.h. in der Nähe der Grenzen zwischen der Abteilung und den verengten Blutfliesskanälen) eintreten kann und falls Luftblasen eingefangen werden, können diese eingefangenen Luftblasen nur noch schwierig entfernt werden. Um die Wirkung der Drosseln 44 zu erzielen, soll die Dicke der Blutfliesskanäle, die durch die Drosseln 44 verengt wird, vorzugsweise gleich oder kleiner als eine Hälfte der Dicke h der Abteilungen sein.

Die Breite 1 der Kontaktkammer 41 (d.h. die Entfernung zwischen den beiden Vergussteilen 40) soll in geeigneter Weise in bezug zur Fliessrate des Blutes und zur Dicke h der Abteilungen ausgebildet sein. Um den gewünschten blattartigen Strom des Blutes in der Kontaktkammer zu erzielen, soll die Breite 1 der Kontaktkammer etwas ein- bis zwanzigmal grosser sein als die Dicke h der Kontaktkammer. Ist die Breite 1 kleiner als die Dicke h, dann haben die Oberflächen der Vergussteile eine merkliche Wirkung auf den Blutstrom und ergeben gelegentlich ein schlechtes Arbeiten., Ist die Breite 1 mehr als zwanzigmal so gross wie die Dicke h, dann wird es in einem gewissen Ausmass schiwerig, das Blut gleichmässig über 5 die Oberfläche aller Hohlfasern zu verbreiten und dadurch eine Kanalbildung des Blutes zu vermeiden.

In der Kontaktkammer sind die Hohlfasern nahezu senkrecht zur Richtung des Blutstroms angeordnet.

Der Ausdruck "Richtung des Blutstroms", wie er hier verwendet wird, bedeutet nicht die Richtung des Blutstroms, wie er tatsächlich durch das Durchleiten des Blutes durch die Kontaktkammer gegeben ist, sondern die Richtung der geraden Linie, welche den Bluteinlass mit dem Blutauslass verbindet. Um eine Kanalbildung des Blutes zu vermeiden, müssen die Hohlfasern einen Winkel von wenigstens 45° zur Richtung des Blutstroms bilden, wobei besonders bevorzugt ist, dass die Hohlfasern nahezu senkrecht zur Rich-0 tung des Blutstroms angeordnet sind. Der Grund hierfür liegt wahrscheinlich darin, dass dann, wenn das

Blut über die Hohlfasern fliesst, kleine Turbulenzen des Blutflusses um die Hohlfasern herum ausgebildet werden. Weiterhin wird die grosse Anzahl der Hohlfasern in den jeweiligen Abteilungen vorzugsweise derart eingebracht, dass jede nachfolgende Faser parallel zur Längsachse des Hohlfaserbündels ist. Man kann sie aber auch so anordnen, dass die Mehrzahl der Hohlfasern gebündelt ist und dass sie in einem Winkel von bis zu 45° zur Längsachse des Bündels der Hohlfasern aufgewickelt sind.

Der Packungsgrad der Hohlfasern in den jeweiligen Abteilungen beträgt vorzugsweise 10 bis 55 %. Der Ausdruck "Packungsgrad" bedeutet den Anteil der Ge-Samtquerschnittsfläche der Hohlfasern zur Querschnittsfläche der Abteilung, gesehen in einer Ebene senkrecht zur Richtung des Blutstroms in der Kontaktkammer. Beträgt der Packungsgrad weniger als 10 %, dann besteht eine Neigung zur Kanalbildung des Blutes und eine Blutflussturbulenz kann kaum ausgebildet werden. Ist der Packungsgrad grosser als 55 %, dann ist der Fliesswiderstand des Blutes zu hoch und es kann eine Hämolyse eingeleitet werden. Zwar kann der Packungsgrad der Hohlfasern in den einzelnen Abteilungen variieren, aus Gründen der Eingachheit der Herstellung verwendet man jedoch einen gleichen Packungsgrad für alle Abteilungen.

Die für den Gasaustausch in der Blutoxygenator-Vorrichtung verwendeten Hohlfasern können alle Hohlfasern sein, die aus homogenen oder porösen Membranmaterialien

hergestellt worden sind, beispielsweise Cellulosen, Polyolefine, Polysulfone, Polyvinylalkohol, Siliconharze und PMMA. Hohlfasern aus einer porösen Polyolefinmembran werden jedoch bevorzugt wegen ihrer hervorragenden Dauerhaftigkeit und Gasdurchlässigkeit. Ganz besonders bevorzugt sind Hohlfasern aus einer Membran, bei denen Fibrile in Schichten zwischen beiden Oberflächen und den Knoten, durch welche die jeweiligen Enden der Fibrile fixiert sind, gelegt sind, wodurch Mikroporen aus den Räumen· zwischen den Fibrilen ausgebildet und. so verbunden sind, dass sie sich von einer Oberfläche zur anderen erstrecken. Beispiele, für solche Hohlfasern sind Polypropylen-Hohlfasern und Polyethylen-Hohlfasern, die von Mitsubishi Rayon Co., Ltd. unter den Handelsnamen KPF bzw. EHF erhältlich sind.

Verstrebungen bzw. Stützen 46, die an den Drosseln 44 vorgesehen sein können, dienen dazu, Turbulenzen des Blutstroms in der Kontaktkammer zu erzeugen und auch dazu, dass die Hohlfasern in den Abteilungen in Richtung zu den Drosseln mittels des Blutstroms verschoben werden, wodurch ein zu hoher Packungsgrad der Hohlfasern in diesen Regionen eintreten würde und dadurch dann eine Hämolyse oder dergleichen eingeleitet würde. Gemäss einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung sind solche Verstrebungen 46 vorgesehen.

0 Die Vergussteile 4 0 können der Einfachheit halber in gleicher Weise hergestellt werden wie die sogenannten

Hohlfaserfiltriermodule unter Verwendung von Hohlfasern. Dies kann man dadurch bewerkstelligen, dass man ein Vergussmaterial mit guten Klebeeigenschaften aus Polyurethan, ungesättigten Polyestern, Epoxyharzen und dergleichen auswählt und dann integral mit den Hohlfasern form.

Weiterhin ist in dem Wärmeaustauschteil A ein Wärmeaustauschmedium 35, eine Wärmeaustauschmedium-Verteilungspassage 49, ein Hohlfaserbündel 39 für die Verwendung als Wärmeaustauscher, eine Wärmeaustauschmedium-Sammelpassage 50 und ein Wärmeaustauschmedium-Auslass 36 vorgesehen. Das für die Verwendung zum Wärmeaustausch eingesetzte Hohlfaserbündel 39, bei dem ein Wärmeaustauschmedium, wie warmes Wasser, durch dessen Bohrungen fliesst, befindet sich nahezu senkrecht zur Richtung des Blutes, das vom Blutfliesskanal 48 zum Blutauslass 32 fliesst. Sind die Hohlfasern 39 in dieser Weise angeordnet, so kann man den Wärmeübergangswiderstand des laminaren Blutfilmes vermindern und die Wärmeaustauscheffizienz zwischen dem Blut und dem Wärmeaustauschmedium erhöhen und dadurch wird es möglich, das Wärmeaustauschteil A in kompakter Grosse auszubilden.

Bei der in den Fig. 6 und 7 gezeigten Ausführungsform umfasst die Wärmeaustauschkammer 51, enthaltend das Bündel aus den Hohlfasern 39 für die Verwendung als Wärmeaustauscher, nur eine Abteilung.

In ähnlicher Weise wie beim Gasaustauschteil B kann die Wärmeaustauschkammer in eine Mehrzahl von

Abteilungen aufgeteilt sein. Obwohl diese Ausführungsform vorsieht, dass Blut durch das Gasaustauschteil B und das Wärmeaustauschteil A in dieser Reihenfolge fliesst, ist es auch möglich, das Blut einem Wärmeaustausch im Wärmeaustauschteil A und dann einem Gasaustausch im Gasaustauschteil B zu unterwerfen. Weiterhin können die Hohlfaserbündel für die Verwendung, zum Wärmeaustausch und solche für die Verwendung zum Gasaustausch in allen gewünschten Abteilungen der Kontaktkammer der Blutoxygenator-Vorrichtung der vorliegenden Erfindung verteilt werden, um das Blut in irgendeiner gewünschten Reihenfolge einem Gasaustausch und einem Wärmeaustausch zu unterwerfen.

Dieser verbesserte Typ einer Blutoxygenator-Vorrichtung mit einem Wärmeaustauscher hat nicht nur die vorher erwähnten Vorteile des erfindungsgemässen Austauschers, sondern zeigt zusätzlich die wertvollen Wirkungen, dass man eine hohe Oxygenierungs- und Kohlendioxid-Desorptionsrate pro Flächeneinheit der Hohlfasermembran (selbst wenn das Blut mit einem niedrigen Druckverlust hindurchfliesst) erzielt, weil nur eine geringe Stagnation oder Kanalbildung des Blutes eintritt und die Turbulenzen des Blutstroms leicht erzeugt werden.

Die Erfindung wird in den nachfolgenden Beispielen näher erläutert

30

Beispiel 1

Ein Wasser-Wasser-Wärmeaustauschversuch wurde unter Verwendung eines Wärmeaustauschers, wie er in Fig. gezeigt wird, durchgeführt. Die bei diesem Wärmeaustausch verwendeten Hohlfasern bestanden aus hochdichtem Polyethylen und hatten einen Innendurchmesser von 36 0 μπι und eine Wanddicke von 20 um. Die wirksame Wärmeaustauschlänge f der Hohlfasern betrug 10 cm und deren wirksame Wärmeaustauschfläche 0,1 m² und der Packungsgrad (d.h. der Anteil der gesamten Querschnittsfläche der Hohlfasern zu der des Gehäuses, gesehen in dem Querschnitt längs der Linie X-X' in Fig. 2) betrug 17 %.

Wasser mit- einer Temperatur von 30⁰C wurde durch den Fluideinlass in Mengen, wie es in Tabelle 1 gezeigt wird, eingeführt, während Wasser mit einer Temperatur von 4 0°C durch die Wärmeaustauschkammer geleitet wurde. Dann wurde die Temperatur des am Fluidauslass abströmenden Wassers gemessen.

Tabelle

Wasserfluss (l/min)	Fluidtemperatur am Fluid auslass
1,0 2,0	37,2°C 36,4⁰C

Selbstverständlich kann man die Wassertemperatur am Fluidauslass auf jeden gewünschten Wert einstellen, indem man in geeigneter Weise die Einlasstemperatur und die Fliessgeschwindigkeit des Wassers, welches durch die Wärmeaustauschkammer geleitet wird, auswählt.

Beispiel 2

Ein Blutoxygenator mit einem Aufbau gemäss dem in Fig. 6 und 7 gezeigten wurde aufgebaut. Das Gasausteil B bestand aus drei Abteilungen mit einer Dicke h von 4,0 cm einer Länge a von 4,0 cm und einer Breite 1 von 13 cm, wobei jede Abteilung voneinander getrennt war durch zwei Blutfliesskanäle, die durch Drosseln verengt waren und eine Dicke e von 1 cm und eine Länge von 0,5 cm hatten. In jeder dieser Abteilungen waren Hohlfasern für den Gasaustausch so gepackt, dass man einen Packungsgrad von 25 % erhielt. Die Hohlfasern waren Hohlfasern, die aus einer porösen Polypropylenmenran hergestellt worden waren (erhältlich von Mitsubishi Rayon Co., Ltd unter dem Handelsnamen KPF) und hatten eine Wanddicke von 22 um, einen Innendurchmesser von 20 0 μιχι und einen Blasenpunkten von 12,5 kg/cm². Die Gesamtoberfläche der Membran, berechnet auf Basis des Innendurchmessers, betrug 2,0 m². Das Wärmeaustauschteil A bestand aus einer Wärmeaustauschkammer mit einer Dicke h' von 4,0 cm, einer Länge b von 3,0 cm und einer

Breite 1 von 13 cm, in welcher die gleichen Hohlfasern wie in Beispiel 1 verwendet worden waren, die so gepackt waren, dass man einen Packungsgrad von 25 ' erhielt (mit einer Wärmeübertragungsfläche von 0,25 m², berechnet auf Basis des Innendurchmessers. Das Gasaustauschteil B und das Wärmeaustauschteil A waren durch einen Blutfliesskanal mit einer Dicke von 1 cm und einer Länge von 1 cm miteinander verbunden.

Mittels dieses Blutoxygenators wurde ein Wärmeaustauschtest an Rinderblut durchgeführt, das zuvor auf 3 0°C eingestellt worden war. Das Rinderblut hatte einen Hämatokrit von 3 5 %, einen pH von 7,3 2 und einen Sauerstoffpartialdruck von 65 mmHg, einen Kohlendioxidpartialdruck von 4 5 mmHg und eine Hämoglobinkonzentration von 12,5 g/dl.

Das Rinderblut wurde durch den Bluteinlass. 31 mit unterschiedlichen Fliessgeschwindigkeiten eingeführt, während reiner Sauerstoff mit einer Temperatur von 30⁰C durch den Gaseinlass 33 mit einer Fliessgeschwindigkeit von 10 l/min eingeführt wurde. Getrennt davon wurde warmes Wasser mit einer Temperatür von 36, 38 und 40⁰C durch den Wärmeaustauschmedium-Einlass 35 eingeführt und zwar mit Fliessraten von jeweils 5, 7 und 9 l/min. Dann wurde die Temperatur des am Blutauslass 32 austretenden Blutes gemessen , 30

Die mit warmem Wasser von 4 0⁰C erzielten Ergebnisse

werden in Fig. 8 gezeigt. Hatte dieses warme Wasser eine Temperatur von 36 bzw. 38⁰C, dann waren die erzielten Ergebnisse im wesentlichen die gleichen wie in Fig. 8 gezeigt. Aus diesen Ergebnissen geht hervor, dass die Temperatur des am Blutauslass anfallenden Blutes auf jeden gewünschten Wert eingestellt werden kann, indem man die Temperatur und die Fliessgeschwindigkeit des Wärmeaustauschmediums variiert. In Fig. 8 wird der Wärmeaustauschkoeffizient gemäss der folgenden Gleichung definiert:

Wärmeaustauschkoeffizient =

.Auslasstemperatur. _ .Einlasstemperatur,

'des Blutes des Blutes '

Einlasstemperatur. _ .Auslasstemperatur.

des warmen Wassers des Blutes

Dann wurde das gleiche Verfahren wiederholt, jedoch wurden das Rinderblut und der Sauerstoff auf 37⁰C eingestellt und die Blutfliessgeschwindigkeit pro Flächeneinheit der Membran (Q/S) wurde von 0 auf 3 l/m²-min verändert. Dann wurde der Sauerstoffpartialdruck des am Blutauslass anfallenden Blutes gemessen, um die Oxygenierungsgeschwindigkeit (in ml/min-m²) dieses Blutoxygenator zu bestimmen.

Die Ergebnisse werden in Fig. 9 gezeigt.

Claims

ERFINDUNGSANSPRUCH

1. Wärmeaustauscher aus (1) einem Gehäuse, (2) einem Hohlfaserbündel aus einem organischen Polymer, wobei das Hohlfaserbündel innerhalb des Gehäuses so eingebracht und gepackt ist, dass es an beiden Enden fluiddicht ist, (3) einer Wärmeaustauschkammer an der Aussenseite der Hohlfasern und (4) einer Fluideinlasskammer und einer Fluidauslasskammer, die an den jeweiligen Enden des Bündels der Hohlfasern derart vorgesehen ist, dass sie mit den Bohrungen der Hohlfasern kommuniziert.
2. Wärmeaustauscher gemäss Punkt 1 , gekennzeichnet dadurch, dass die Hohlfasern (1, 15, 39) einen Innendurchmesser von 50 bis 1.000 μΐη und eine Wanddicke von 2 bis 200 um aufweisen.
3. Wärmeaustauscher gemäss Punkt 1, gekennzeichnet dadurch, dass die Hohlfasern (1, 15, 39) einen Innendurchmesser von 150 bis 500 um und eine Wanddicke von 10 bis 100 μΐη haben.
4. Blutoxygenator-Vorrichtung mit einem Wärmeaustauschteil zur Kontrolle der Bluttemperatur

und einem Gasaustauschteil zur Bewirkung des Gasaustausches des Blutes, gekennzeichnet dadurch, dass

(1) das Wärmeaustauschteil (A) ein Bünde-1

von Hohlfasern (1, 15, 39) aus einem organischen Polymer als Wärmeaustauschteil enthält, wobei das Bündel in dem Wärmeaustauschteil so eingebracht und gepackt ist, dass es an beiden Enden

fluiddicht ist, und

(2) eine Fluideinlasskammer (5) und eine

Fluidauslasskammer (6), die an den jeweiligen Enden des Hohlfaserbündels

derart vorgesehen sind, dass sie mit den Bohrungen in den Hohlfasern kommunizieren.
5. Blutoxygenator-Vorrichtung gemäss Punkt 4, gekennzeichnet dadurch, dass die Hohlfasern (1, 15, 39) einen Innendurchmesser von 50 bis 1.000 μπι und eine Wanddicke von 2 bis 200 μΐη haben.
6. Blutoxygenator vom Hohlfasermembrantyp mit einem eingebauten Wärmeaustauscher, gekennzeichnet durch

(1) ein Gehäuse (2, 11, 11', 37) mit einem

Bluteinlass (12, 31), einem Blutauslass

(18, 32), einem Gaseinlass (20, 33), einem Gasauslass (21, 34), einem Wärmeaustauschmedium-Einlass (16, 35) und einem Wärmeaustauschmedium-Auslass (17, 36) und einer Kontaktkammer (41),

wobei die Kontaktkammer Blutfliesskanäle (13, 48) umfasst, die durch Drosseln (44) verengt sind, und eine Mehrzahl von Abteilungen durch die Blutfliesskanäle voneinander abge

trennt sind;

(2) ein erstes Bündel oder Bündel von Hohlfaser (1, 15, 39) aus einer grossen Anzahl von Hohlfasern für die Verwen

dung zum Gasaustausch mit fixierten Enden; und

(3) ein zweites Bündel oder Bündel von Hohl- · fasern, bestehend aus einer grossen

Anzahl von Hohlfasern für die Verwendung zum Wärmeaustausch mit fixierten Enden, wobei die ersten und. zweiten Hohlfaserbündel in getrennten Abteilungen so eingebracht sind, dass sie im wesent

lichen parallel zu den Drosseln (44) sind und die jeweiligen Enden des ersten Hohlfaserbündels mit dem Gaseinlass (20, 33) und dem Gasauslass (21, 34) und die jeweiligen Enden des zweiten Hohlfaser

bündels mit dem Wärmeaustauschmedium-

Einlass (16, 35) und dem Wärmeaustauschmedium-Auslass (17, 36) kommunizieren.
7. Blutoxygenator gemäss Punkt 6, gekenn-5 zeichnet dadurch, dass die Hohlfasern für die Verwendung beim Wärmeaustausch einen Innendurchmesser von 50bis 1.000 μΐη und eine Wanddicke von 2 bis 200 μπι aufweisen.

- Hierzu 4 Blatt Zeichnungen -