DE2921138C2

DE2921138C2 - Hohlfaserförmige Dialysemembran

Info

Publication number: DE2921138C2
Application number: DE2921138A
Authority: DE
Inventors: Fusakazu Chigasaki Kanagawa Hayano
Original assignee: Asahi Medical Co Ltd
Current assignee: Asahi Kasei Medical Co Ltd
Priority date: 1979-01-18
Filing date: 1979-05-25
Publication date: 1983-10-20
Also published as: JPS5596162A; GB2047161A; GB2047161B; DE2921138A1; JPS6333871B2

Description

Die Erfindung betrifft eine hohlfaserförmige Dialysemembrane, die nach einem Verfahren erhältlich ist, bei dem man ein Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeres aus 5-45 Gew.-% Polyalkylenäthercarbonateinheiten und 55-95 Gew.-% Bisphenol-A-Carbonateinheiten in einem Lösungsmittel, welches mit einer Koagulierungsflüssigkeit mischbar ist, durch eine ringförmige Öffnung in die Atmosphäre extrudiert, während einer vorbestimmten Zeit durch die Atmosphäre hindurchleitet, dann in ein Bad der Koagulierungsflüssigkeit leitet, wobei das schlauchformige Extrudat koaguliert. Weiterhin betrifft die Erfindung die Verwendung dieser hochfaserförmigen Dialysemembranen für die Hämodialyse.

Die z. Z. am häufigsten benutzten Membranen zur Hämodialyse sind entweder hohlfaserförmig oder flache Membranen aus Kupferammoniumrayon (Cellulose). Die aus Kupferammoniumrayon hergestellten Hämodialysemembranen sind nicht völlig zufriedenstellend, da die Permeabilität für Substanzen im mittleren Molekulargewichtsbereich sowie die mechanische Festigkeit im nassen Zustand gering sind. Unter Substanzen im mittleren Molekulargewichtsbereich werden im folgenden Substanzen verstanden, deren Molekulargewicht im Bereich zwischen 1000 und ungefähr 5000 liegt.

Es sind bereits Membranen für die Hämodialyse in Form flacher Filme aus Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren vorgeschlagen worden; Trans. Amer. Soc. Artif. Int. Organs, Band XXI, Seite 144 (1975), Brit Pat 15 00 937, japanische Offenlegungsschrift 116 296/ 1977 und US Patent 40 69 151, die der DE-OS 27 13 283 entspricht

Hiernach werden Membranen für die Hämodialyse hergestellt, indem man die Lösung eines Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren auf einer flachen Unterlage gießt und dabei Produkte erhält, die vorzugsweise Substanzen mittleren Molekulargewichts entfernen. Membranen für die Hämodialyse in Form flacher Filme, einschließlich der aus Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren haben die folgenden Nachteile: Die Membranen werden im allgemeinen in Rollenform gelagert und neigen zu Blocken (Verkleben) der angrenzenden Membranen, was zu erheblichen Schwierigkeiten bei der Herstellung künstlicher Nieren führt Wenn diese Membranen in einem Kill-Typ-Dialysator angewendet werden, ist die Effizienz der Dialyse gering und die Menge des im Dialysator verbleibenden Blutes steigt unerwünschterweise und beeinträchtigt somit die Patienten negativ. Auf Seite 9, Zeile 11 und 12, der DE-OS 27 13 283 findet sich auch der Hinweis darauf, daß Polycarbonatpolymere leicht in verschiedene Formen, wie Filme, Folien und Fasern, verformt werden können. Ein direkter Hinweis auf die Herstellung von Hohlfasem aus Polycarbonatpolymeren findet sich jedoch hierin nicht. Die dort beschriebenen Verfahren zur Herstellung von Polycarbonatmembranen sind auch völlig ungeeignet, entsprechende Hohlfasermembranen herzustellen, da bei Hohlfasem für die Hämodialyse die Sperrschicht stets an der inneren Seite der Hohlfaser vorliegen muß.' Es ist jedoch praktisch unmöglich, von der inneren Oberfläche einer Hohlfaser aus ein Lösungsmittel gezielt verdampfen zu lassen.

Aus Ulimanns Encyklopädie der technischen Chemie, Band 16,1978, Seite 524, rechte Spalte, Zeile 20 ff., geht zwar hervor, daß Polycarbonate prinzipiell für die Herstellung von Hohlfasem geeignet sind. Die dort beschriebenen Hohlfasem sollen für die Ultrafiltration verwendet werden. Sie sind mit Sicherheit nicht für die Hämodialyse geeignet.

Hohlfasem können zwar je nach Herstellungsweise eine asymmetrische Schicht außen oder im Inneren aufweisen. Für die Hämodialyse geeignete Sperrschichten aus Polycarbonaten konnten jedoch nach dem Stand der Technik nicht hergestellt werden, da eine derartige

so Sperrschicht im Inneren der Hohlfaser nur durch Verdampfen eines Lösungsmittels möglich erschienen. Die Verdampfung eines Lösungsmittels im Inneren einer Hohlfaser ist aber zumindest im technischen Maßstab nicht durchführbar.

Aus der DE-OS 26 58 408 und DE-AS 27 39 118 sind Membranen für die Ultrafiltration bekannt. Für Ultrafiltrationsmembranen und Membranen für umgekehrte Osmose ist es bekannt und wünschenswert, daß sie aus zwei Schichten bestehen, nämlich einer Schicht mit selektivem Durchlässigkeitsvermögen und einer mechanisch tragenden Trägerschicht zur Erhöhung der Stabilität. Dialysemembranen sollen hingegen homogene Struktur aufweisen und sehr dünn sein, um einen hohen Materialdiffusionsdurchfluß zu ermöglichen.

Die dort beschriebenen Membranen sind somit für die Dialyse oder Hämodialyse ungeeignet.

Die DE-OS 14 94 579 beschreibt durchlässigkeitsselektive Hohlfasem für die Ultrafiltration, die nach

einem speziellen Verfahren hergestellt werden und ebenfalls für die Dialyse oder Hämodialyse ungeeignet sind.

Es wurde jetzt gefunden, daß die Nachteile aller bisher bekannten Dialysemembranen vermieden werden können und man für die Hämodialyse optimale Hohlfasern aus Polyäther-Polycarbonaten herstellen kann, wenn man

a) zusätzlich eine mit dem Lösungsmittel mischbare Koagulierungsflüssigkeit während der Extrusion mit einem Überdruck von 0,02 bis 1,0 bar in das Innere des schlauchformigen Extrudats preßt und hierbei das schlauchförmige Extrudat dehnt und

b) das schlauchförmige Estrudat 0,5 bis 12 Sekunden durch die Atmosphäre geleitet wird, wobei die hohlfaserformige Dialysemembrane einen Innendurchmesser von 100 bis 500 μΐη und eine Wandstärke von 5 bis 40 μπι annimmt.

Besonders vorteilhaft ist ein Verfahren, bei dem eine oder beide Koagulierungsflüssigkeiten Wasser sind.

Es hat sich gezeigt, daß nur bei Einhaltung der erfindungswesentlichen Verfahrensschritte eine innere und eine äußere Oberflächensperrschicht entsteht, die durch Dehnung bzw. periphere Verstreckung mit definierten Überdrucken die gewünschten Eigenschaften erreicht. Es hat sich weiterhin gezeigt, daß nur bei Ausbildung von zwei Oberflächensperrschichten aus dem erfindungsgemäß verwendeten Material für die Hämodialyse geeignete Hohlfasern herstellbar sind. Nicht alle speziellen Parameter und auch nicht deren Kombinationen waren aus dem Stand der Technik bekannt oder herleitbar.

Wenn hohlfaserformige Membranen für die Dialyse eingesetzt werden, wird das Blut in dis Hohlfasern eingeleitet, um die gewünschte Dialyse durchzuführen, die Blutmenge zu regenerieren und die Blutkoagulation zu verhindern. Es ist deshalb erwünscht, eine hohlfaserformige Polyäther-Polycarbonatmembrane zu entwickeln, die eine dichte innere Oberfläche aufweist. Es ist jedoch schwierig, eine dichte innere Oberflächenschicht in einer Hohlfaser dadurch zu erzeugen, daß das Lösungsmittel durch Verdampfen aus der inneren Oberfläche eines schlauchformigen Extrudats entfernt wird. Es ist weiterhin schwierig, eine hohlfaserformige Membrane zu erhalten, die ähnliche Eigenschaften aufweist wie die eines flachen Films, wenn das schlauchförmige Extrudat eine gewisse Zeit lang durch die Atmosphäre hindurchgeleitet wird, beispielsweise 1 bis 5 Minuten, um das Lösungsmittel zu verdampfen.

Es wurde nun gefunden, daß man eine dünne dichte innere Oberfläche in einer hohlfaserformigen Membrane aus Polyäther-Polycarbonat ohne Verdampfung des Lösungsmittels von der inneren Oberfläche des schlauchformigen Extrudats herstellen kann, indem man eine Koagulierungsflüssigkeit mit einem Überdruck von 0,02 bis 1 bar in das Innere des schlauchformigen Extrudats hineingepreßt und somit das schlauchförmige Extrudat in radialer Richtung expandiert. Es wurde weiterhin gefunden, daß damit die Dichte sowohl der inneren wie der äußeren Oberfläche einer hohlfaserformigen Polyäther-Polycarbonatmembran kontrolliert werden kann.

Die hohlfaserformigen Polyäther-Polycarbonatblockcopolymermembranen gemäß der Erfindung haben dünne und dichte innere und äußere Oberflächenschichten, welche sandwichartig eine dickere und relativ undichte mittlere Schicht umschließen. Die inneren und äußeren dichten Oberflächenschichten unterscheiden sich deutlich von der sandwichartig eingeschlossenen relativ wenig dichten mittleren Schicht. Insofern ist die erfindungsgemäße Membrane anisotropisch. Die dichten Oberflächenschichten bestimmen die Durchlässigkeitseigenschaften der Membranen und haben im allgemeinen nur eine Dicke von ungefähr 0,01 bis 0,5 Mikron, wie mit einem Elektronenmikroskop vom Scanning-Typ festgestellt werden kann. Die erfindungsgemäßen Membranen weisen gegenüber Hohlfasern aus Cellulose eine verbesserte Effizienz in der Dialyse von Substanzen im mittleren Molekulargewichtsbereich auf. So beträgt die Diffusionspermeabilität für Natriumchlorid bei 37° C gemessen 700 bis 950 X 10"· cm/min., vorzugsweise sogar 750 bis 900 cm/min. Die Diffusionspermeabilität für Vitamin B_n bei 37° C beträgt 80 bis 150 X 10~⁴ cm/min., vorzugsweise sogar 90 bis 150 x 10~⁴ cm/min. Die Diffusionspermeabilität für Inulin bei 37° C ist im allgemeinen im Bereich von 17 bis 25 x 10~⁴ cm/min.

Die erfindungsgemäßen hohlfaserformigen Membranen weisen weiterhin ungefähr kontrollierbare und akzeptable Ultrafiltrationsgeschwindigkeiten auf. So ist die Membran praktisch undurchlässig für Humahilbumin. Die Durchlässigkeit für Wasser liegt im Bereich von 2 bis 10 ml/m² X Std. x mmHg, vorzugsweise im Bereich von 2 bis 7 ml/m² X Std. X mmHg, ebenfalls bei 37° C gemessen. Die Durchlässigkeit für Wasser ist verhältnismäßig gering im Gegensatz zu den gewünschten verbesserten Dialyseeigenschaften. Deshalb können die erfindungsgemäßen hohlfaserformigen Membranen nicht nur fur die Hämodialyse, sondern auch generell für die Dialyse verwendet werden.

Ein besonderer Vorteil der erfindungsgemäßen hohlfaserformigen Membranen gegenüber filmförmigen Membranen aus entsprechendem Material ist die mechanische Stabilität. So ist beispielsweise die Bruchstärke im allgemeinen im Bereich von 5 bis 10 kg/cm², was ungefähr dem 12 bis 25fachen der Bruchstärke herkömmlicher flacher filmförmiger Polyäther-Polycarbonatmembranen entspricht (0,4 kg/cm²). Es ist zwar aus Ulimanns Encyklopädie der techn. Chem., Band 16, 1978, 523/524 bekannt Hohlfasermembranen aus PoIycarbonat herzustellen, jedoch ist dieser Literaturstelle kein Hinweis über die mechanische Stabilität zu entnehmen.

Für die Herstellung der erfindungsgemäßen Membranen werden Polyäther-Polycarbonatblockcopolymere eingesetzt, die Polyalkylenäthercarbonateinheiten und

so Bisphenol-A-Carbonateinheiten enthalten. Solche Blockcopolymere sind bekannt und können beispielsweise nach der Methode von Goldberg [Journal of Polymer Science, Teile C, Nr. 4, S. 707-730 (1963)] hergestellt werden, worin Mischungen von Comonomeren von Bisphenol A und Polyalkylenglykol, wie Polyäthylenglykol oder Polypropylenglykol mit einem Carbonsäurederivat wie Phosgen umgesetzt werden. Es können auch andere Polyätherglykole als Polyalkylenglykole eingesetzt werden, beispielsweise Polypropylenoxid-Polyäthylenoxidblockcopolymere aus der Reihe der Pluronic Diole. Die Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren enthalten 5 bis 45 Gew.-%, zweckmäßig 10 bis 35 Gew.-o/odes Polyalkylenäthercarbonats und 55 bis 95, zweckmäßig 65 bis 90 Gew.-°/o des Bisphenol-A-Carbonats. Wenn der Anteil des Polyalkylenäthercarbonats geringer als 5 Gew.-% ist, wird das Blockcopolymere nicht ausreichend hydrophil, um als Hämodialysemembrane eingesetzt zu werden. Wenn andererseits der

Anteil des Polyalkylenäthercarbonats zu groß wird, wird das Blockcopolymere ein Elastomeres.

Die vorzugsweise eingesetzten Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren besitzen ein durchschnittliches Molekulargewicht (Viskosität) von ungefähr 50 000 bis 750 000, vorzugsweise 200 000 bis 500 000.

Die erfindungsgemäßen hohlfaserförmigen Membranen werden wie folgt hergestellt

Das Polyäther-Polycarbonatblockcopolymere wird in einem Lösungsmittel gelöst, um ein Polymerdope herzustellen. Das Lösungsmittel ist ein organisches Lösunsgmittel, welches in der Lage ist, das Polyäther-Polycarbonatblockcopolymere zu lösen UDd mit den Koagulierflüssigkeiten wie Wasser mischbar ist. Solche organischen Lösungsmittel sind beispielsweise 1,4-Dioxan, 1,3-Dioxan, 1,3-Dioxolan, Tetrahydrofuran und Butyrolacton. Von diesen ist 1,3-Diozolan optimal. Zusätzlich zu den organischen Lösungsmitteln kann ein Zusatz hinzugegeben werden, der eine quellende Funktion auf das Blockcopolymere ausübt. Solche Zusätze können sein Dimethylsulfoxid, Dimethylacetamid oder Dimethylformamid. Die Menge, die dem Polymerdope zugesetzt werden darf, darf jedoch nicht die Ausbildung der dünnen dichten Oberflächenschichten beeinträchtigen. Der Zusatz dieser Zusätze erhöht die Durchlässigkeit der Membrane. Es sollte jedoch festgehalten werden, daß der überhöhte Einsatz derartiger Zusätze die Bildung der dichten Oberflächenschichten beeinträchtigt, wenn das schlauchformige Extrudat durch die Atmosphäre und dann durch das Bad mit der zweiten Koagulierungsflüssigkeit geleitet wird.

Es ist auch möglich, in das Polymerdope Zusätze hineinzugeben, die kaum oder keine Quellwirkung auf das Blockcopolymere haben. Solche Zusätze sind Glyzerin, Äthylenglykol und Polyäthylenglykol. Die Zugabe soleher Zusätze bestimmt die Permeabilität der erhaltenen Membrane. Weiterhin ist es möglich, in das Polymerdope einen Alkohol mit niedrigem Siedepunkt einzugeben, um dis Bildung der dichten Oberflächenschicht in der erhaltenen Membrane zu beschleunigen.

Die Konzentration der Blockcopolymeren in dem Polymerdope kann variiert werden und hängt von den gewünschten Eigenschaften der erhaltenen Membrane ab, insbesondere bezüglich der Stabilität und Permeabilität. Üblicherweise ist die Konzentration im Bereich von 5 bis 35 Gew.-%, um Dopes mit einer Viskosität von 2 000 bis 100 000 cPs zu erhalten (gemessen bei 25° C). Das Polymerdope wird durch eine ringförmige Öffnung in die Atmosphäre extrudiert, während eine erste Koagulierflüssigkeit in das Innere des ringförmigen Extrudats gepreßt wird, so daß das ringförmige Extrudat in radialer Richtung expandiert wird; d. h. in peripherer Richtung gestreckt wird. Eine übliche Düse, wie sie für die Herstellung von Hohlfasern bekannt ist und die mit einem Einlaßrohr im Zentrum der ringförmigen Öffnung zur Einleitung der Koagulierflüssigkeit versehen ist, kann verwendet werden.

Als Koagulierflüssigkeit, die in das Innere des schlauchformigen Extrudats hineingepreßt werden kann, kommt beispielsweise Wasser, Äthylenglykol und Propylenglykol in Frage. Von diesen wird Wasser bevorzugt in Hinblick auf die Leichtigkeit der Handhabung, Sicherheit und Wirtschaftlichkeit. Zusätze wie die bereits oben erwähnten Quellstoffe und anorganischen Salze können der Koagulierflüssigkeit zugesetzt wer- e: den.

Wird keine Koagulierflüssigkeit in das Innere des schlauchformigen Extrudats eingeleitet, ist der innere Durchmesser des schlauchformigen Extrudats geringer als der innere Durchmesser der ringförmigen Öffnung. Wenn die Koagulierflüssigkeit in das Innere des schlauchformigen Extrudats hineingepreßt wird, vergrößert sich der innere Durchmesser des schlauchformigen Extrudats und wird größer als der innerer Durchmesser der ringförmigen Öffnung, und zwar unmittelbar nachdem es durch die Öffnung extrudiert ist. Danach nimmt der innere Durchmesser des schlauchfonnigen Extrudats schrittweise wieder ab, und zwar durch die Zugkräfte, die auf das schlauchformige Extrudat einwirken. Die Dialyseeigenschaften der erhaltenen Membranen variieren in Abhängigkeit vom Grad der Streckung. Im allgemeinen wachsen mit dem Grad der Streckung die verbesserten Dialyseeigenschaften der erhaltenen Membranen. Es ist deshalb erforderlich, daß die erste Koagulierflüssigkeit in das Innere des schlauchfonnigen Extrudats mit einem Überdruck von 0,02 bis 1,0 kg/cm² eingeleitet wird, so daß der maximale Durchmesser des schlauchformigen Extrudats, welcher unmittelbar nach dem Austritt aus der Öffnung erreicht wird, größer ist als der Durchmesser der Ringöffnung, jedoch nicht das Fünffache dieses Durchmessers überschreitet. Es sollte jedoch festgehalten werden, daß der Grad der Streckung variiert werden kann, nicht nur vom Druck der erste Koagulierflüssigkeit, die in das Innere des schlauchfonnigen Extrudats gepreßt wird, sondern auch durch die Extrusionsgeschwindigkeit des Polymerdopes sowie die Geschwindigkeit des Aufwickeins der erhaltenen Membrane.

Das schlauchformige Extrudat wird während einer vorherbestimmten Zeit durch die Atmosphäre geleitet und dann in ein Bad der zweiten Koagulierflüssigkeit geleitet, wobei das schlauchformige Extrudat koaguliert. Durch Variieren der Zeitspanne von der Extrusion des Polymerdopes in die Atmosphäre sowie die Einführung des schlauchformigen Extrudats in das Koagulationsbad kann sich die Dichte der äußeren Oberflächenschicht der Membranen ausbilden und die Eigenschaften bezüglich der Permeabilität, insbesondere gegenüber Wasser, geeigneterweise kontrolliert v/erden. Im allgemeinen wird die dichte äußere Oberflächenschicht schon rasch beim Hindurchleiten des schlauchformigen Extrudats durch die Atmosphäre ausgebildet. Die Zeit, in der das Extrudat durch die Atmosphäre wandert, liegt erfindungsgeinäß im Bereich von 0,5 bis 12 Sek., zweckmäßig im Bereich von 1,5 bis 10 Sek.

Die zweite Koagulierflüssigkeit, in die das schlauchformige Extrudat eingeführt wird, kann in gleicher oder ähnlicher Weise zusammengesetzt sein wie die erste Koagulierflüssigkeit innerhalb des schlauchformigen Extrudats. Wasser ist auch hier besonders günstig.

Die dünne äußere Oberflächenschicht, die sich bei der Einleitung des schlauchformigen Extrudats in das Bad mit der zweiten Koagulierflüssigkeit ausbildet, ist nicht nur geeignet, die Permeabilität für Wasser zu beeinflussen, sondern sie macht auch die erhaltene Membrane leicht handhabbar. Wenn die Membrane keine dichte äußere Oberflächenschicht aufweist, wird ein unerwünschtes Blocken (Verkleben) zwischen den angenzenden Membranschichten während der Lagerung auftreten.

Die wie oben beschrieben hergestellte hohlfaserförmige Membrane kann so wie sie ist im nassen Zustand gelagert werden. Es ist aber auch möglich, die nasse Membrane in eine Glyzerinlösung zu leiten und dann luftgetrocknet im trockenen Zustand zu lagern. Um die

physikalischen und Durchlässigkeitseigenschaften der Tabelle I Membrane zu modifizieren, ist es möglich, die Membrane einer Wärmebehandlung und/oder einer axialen Verstreckung auszusetzen, wobei die üblichen Methoden für die Herstellung üblicher Dialysemembranen zur Anwendung kommen können.

Die Erfindung wird durch die Beispiele näher erläutert, wobei alle Prozentangaben, sofern nicht ausdrücklich anders angegeben, als Gew.-% zu verstehen sind.

In den Beispielen wurde die Permeabilität der Mem- to branen bei 37° C bestimmt, wobei die vom National Bureau of Standards entwickelte Testapparatur zur Anwendung kam. Die Konzentrationen der Testlösungen waren wie folgt:

Polyäther-	Kupfer-
PoIy-	ammonium-
carbonat-	hohlfaser
hohlfaser

Natriumchlorid:	10	000	ppm
Harnstoff:	1	000	ppm
Creatinin:		300	ppm
Vitamin B^:		100	ppm
Inulin:		50	ppm
Humanalbumin:	1	000	ppm
Be	i s	ρ i e	1 1

65 g eines Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren enthaltend 25% Polyäthylenglykolcarbonateinheiten und 75%Bisphenol-A-Carbonateinheiten mit einer (intrinsic) Viskosität (η) von 2,3 (gemessen in Chloroform bei 25° C) wurden in (435 g 1,3-Dioxolan zu einem Polymerdope gelöst. Das Polymerdope wurde durch eine ringförmige Öffnung einer für die Herstellung von Hohlfasern üblichen Düse bei 25° C in die Atmosphäre extrudiert, wobei destilliertes Wasser in das Innere des schlauchformigen Extrudats mit einem Überdruck von ungefähr 0,1 kg/cm² gepreßt wurde. Die Extrusionsgeschwindigkeit betrug 7,5 m/min. Die ringförmige Öffnung der Düse hatte einen inneren Durchmesser von 0,2 mm und einen äußeren Durchmesser von 0,4 mm. Die innere Wand der Ringöffnung wurde von einem nadeiförmigen Einlaßröhrchen für die Koagulierflüssigkeit gebildet, durch die destilliertes Wasser in das Innere des schlauchformigen Extrudats gepreßt wurde. Das Einlaßröhrchen für die Koagulierflüssigkeit war im Zentrum der Düse angeordnet und hatte einen inneren Durchmesser von 0,1 mm. Nachdem das ringförmige Extrudat etwa 1 Sek. durch dir Atmosphäre gewandert war, wurde es in ein Wasserbad von 25° C eingeleitet, wobei das ringförmige Extrudat von der äußeren Peripherie her koagulierte, zusätzlich zu der Koagulation vom Inneren her, so daß sich eine Hohlfaser bildete. Die Hohlfaser wurde durch ein Waschbad geleitet und mittels eines Aufwicklers mit einer Geschwindigkeit von 7,5 m/min, aufgewickelt Nachdem das Wasser aus dem Inneren der Hohlfaser entfernt war, wurde die Hohlfaser gründlich mit destilliertem Wasser gewaschen und dann im nassen Zustand gelagert.

Die Untersuchung eines Querschnitts der Hohlfasermembrane mit einem Elektronenmikroskop vom Transmissionstyp zeigte, daß die Membrane eine innere und äußere dichte Oberflächenschicht aufwies. Die Dialyseeigenschaften derhohlfaserformigen Membrane für Natriumchlorid, Harnstoff, Creatinin, Vitamin Bn, Inulin und Albumin sowie die Durchlässigkeit für Wasser und die physikalischen Eigenschaften sind in der nachfolgenden Tabelle I zusammengestellt. Zu Vergleichszwecken wurden die entsprechenden Werte einer typischen Hohlfaser aus Kupferammoniumrayon (Zellulose) aufgenommen.

15

20

25

Innerer Durchmesser/ 240/280 260/300

äußerer Durchmesser (μπι)

Diffusionspermeabilität

(cm/min) für:

Natriumchlorid (MW 58) 850 X 10-" 750 X 10-"

Harnstoff (MW 60) 830 X 10-" 690 X ΙΟ"⁴

Creatinin (MW 113) 460 x I0"⁴ 370 x 10~⁴

Vitamin B_J2 (MW 1335) 95 X 10-" 40 x ΙΟ"⁴

Inulin (MW 5200) 20 X 10-" 4,2 X ΙΟ"⁴

Humanalbumin 0 0

(MW 60 000)

Wasserdurchlässigkeit
(ml/m² Std. mm Hg)

Nasse Bruchstärke
(kg/cm²)

3,0 X 10-⁴ 2,2 X 10-⁴ 6,5 15

Aus den Daten der Tabelle I geht hervor, daß die μ erfindungsgemäßen hohlfaserförmigen Polyäther-Polycarbonatmembranen verglichen mit herkömmlichen hohlfaserförmigen Membranen aus Kupferammoniumrayon eine verbesserte Permeabilität für Substanzen aus dem mittleren Molekulargewichtsbereich wie Vitamin Bi2 und Inulin aufweisen und trotzdem eine klinisch akzeptable Durchlässigkeit für Wasser haben.

Beispiele 2 bis 4

65 g eines Polyäther-Polycarbonatblockcopolymer ähnlich dem in Beispiel 1 benutzten wurden in einem gemischten Lösungsmittel gelöst, welches 422 g 1,3-Dioxolan und 13 g Dimethylsulfoxid enthielt, um ein Polymerdope herzustellen. Hohlfaserformige PoIyäther-Polycarbonatmembranen wurden aus dem Polymerdope in ähnlicher Weise wie in Beispiel 1 hergestellt, außer daß der Druck, mit dem destilliertes Wasser in das Innere des schlauchformigen Extrudats gepreßt wurde, variiert wurde. Die Ergebnisse finden

so sich in der nachstehenden Tabelle Π. Alle übrigen Bedingungen blieben praktisch konstant Die Dialyseeigenschaften der erhaltenen nohliaserformigerj Polyäther-Polycarbonatmembranen sind ebenfalls in Tabelle Π zusammengestellt

Tabelle Π

55

60

65 2 0,15

3 0,08

4 0,05

Bei	Druck	Innerer	DifTusionspermeabilität
spiel	(kg/cm²)	Durchmesser/	(cm/min.)
Nr.		Äußerer
		Durchmesser	Natrium- Vitamin Bn
		(μπι)	chlorid

280/320 900 XlO-⁴ 120X10-" 265/295 750 XlO"⁴ 102 X 10~⁴ 220/256 700 X ΙΟ"⁴ 95 X IQ-⁴

Beispiel 5 bis 9

65 g eines Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren ähnlich dem in Beispiel 1 benutzten wurden in einem gemischten Lösungsmittel gelöst, welches 422 g 1,3-Dioxolan und 13 g Dimethylsulfoxid enthielt, um das Polymerdope zu erhalten. Hohlfaserformige Polyäther-Polycarbonatmembranen wurden von dem Polymerdope in ähnlicher Weise wie in Beispiel 1 hergestellt mit der Ausnahme, daß die Zeit, in welcher das schlauchförmige Extrudat durch die Atmosphäre geleitet wurde, variiert wurde. Ergebnisse finden sich in der nachstehenden Tabelle III. Die übrigen Bedingungen blieben im wesentlichen unverändert. Die Permeabilität der erhaltenen hohlfaserförmigen Polyäther-Polycarbonatmembranen ist ebenfalls in Tabelle III zusammengestellt.

Tabelle Hl

Beispiel

Zeit
(see.)

Innerer

Durchmesser/

Äußerer

Durchmesser

(μηι)

Wasserdurchlässigkeit (ml/m² Std. mm Hg)

5 0,56 220/260 8,9

6 1,7 225/265 5,3

7 3,7 225/265 4,9

8 5,4 210/250 3,6

9 7,1 220/256 3,4

Diflusionspermeabilität Vitamin B^ (cm/min.)

150 x 10-" 120 x ΙΟ"⁴ 117 XlO-⁴ 125 X 10-⁴ 95 X 10-⁴

Beispiel 10

87 g eines Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeren enthaltend 25% eines Polyäthylenglykolcarbonats und 75% eines Bisphenol-A-Carbonats mit einer (intrinsic) Viskosität (η) von 1,7 (gemessen in Chloroform bei 25° C) wurden in einem gemischten Lösungsmittel enthaltend 563 g 1,3-Dioxolans und.17 g Dimethylsulfoxid zu einem Polymerdope gelöst. Eine hohlfaserformige Polyäther-Polycarbonatmembrane wurde in ähnlicher Weise wie in Beispiel 1 beschrieben aus dem Polymerdope hergestellt, wobei bis auf die im folgenden angegebenen Bedingungen alle übrigen konstant gehalten wurden. Die Extrusionsgeschwindigkeit des Polymerdopes betrug 15 m/min. Die Zeit, während der das schlauchförmige Extrudat durch die Atmosphäre geleitet wurde, betrug 5 see und die Aufwickelgeschwindigkeit 15 m/min. Die Permeabilität der so erhaltenen hohlfaserförmigen Polyäther-Polycarbonatmembrane ist in der nachfolgenden Tabelle IV zusammengestellt.

Tabelle IV

Innerer Durchmesser/
2J Äußerer Durchmesser (μΐη):

Membrandicke (μπι):

220/260
20

Wasserpermeabilität (ml/m² mm Hg): 4,4

Diffusionspermeabilität (cm/min) für

Natriumchlorid: 796 x 10"⁴

Creatinin: 468 x 10-"

Vitamin Bi₂: 118X10-"

Claims

Patentansprüche:

1. Verfahren zur Herstellung einer hohlfaserförmigen Dialysemembrane, bei dem man ein Polyäther-Polycarbonatblockcopolymeres aus 5-45 Gew.-% Polyalkylenäthercarbonateinheiten und 55—95 Gew.-% Bisphenol-A-Carbonateinheiten in einem Lösungsmittel, welches mit einer Koagulierungsflüssigkeit mischbar ist, durch eine ringförmige Öffnung in die Atmosphäre extrudiert, während einer vorbestimmten Zeit durch die Atmosphäre hindurchleitet, dann in ein Bad der Koagulierungsflüssigkeit leitet, wobei das schlauchfonnige Extrudat koaguliert, dadurch gekennzeichnet, daß

a) zusätzlich eine mit dem Lösungsmittel mischbare Koagulierungsflüssigkeit während der Extrusion mit einem Überdruck von 0,02 bis 1,0 bar in das Innere des schlauchförmigen Extrudats gepreßt wird und hierbei das schlauchformige Extrudat peripher gedehnt wird

und

b) das schlauchformige Extrudat 0,5 bis 12 Sekunden durch die Atmosphäre geleitet wird, wobei die hohlfaserförmige Dialysemembran einen Innendurchmesser von 100 bis 500 μπι und eine Wandstärke von 5 bis 40 μΐη annimmt.

2. Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine oder beide Koagulierungsflüssigkeiten Wasser sind.

3. Hohlfaserförmige Dialysemembrane erhältlich nach einem der Ansprüche 1 oder 2.

4. Verwendung der gemäß einem der Ansprüche 1 oder 2 hergestellten hohlfaserförmigen Dialysemembranen für die Hämodialyse.