DE3413530A1

DE3413530A1 - Kuenstliche hohlfasermembran-lunge und verfahren zu ihrer herstellung

Info

Publication number: DE3413530A1
Application number: DE19843413530
Authority: DE
Inventors: Hiromichi Funabashi Chiba Fukasawa; Kazuhiko Tokio/Tokyo Hagiwara; Yoshiro Narashino Chiba Katsura
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1983-05-27
Filing date: 1984-04-10
Publication date: 1984-11-29
Also published as: US4971836A; IT8420469A0; GB2141752A; GB2141752B; DE3413530C2; SE8401961L; FR2546408A1; SE460763B; IT1175998B; US4781889A; JPS6241742B2; BE899381A; SE8401961D0; FR2546408B1; JPS59218161A; CA1235621A

Description

Henkel, Pfenning, Feiler, Hänzel & Meinig - G- 3413530 Patentanwälte

Terumo Kabushiki Kaisha trading as TERUMO CORPORATION

Tokyo / Japan

European Patent Attorneys Zugelassene Vertreter vor dem Europaischen Patentamt

Dr. phi! G. Henkel, München Dipl -Ing J Pfenning. Berlin Dr rer nat L Feiler. München Dipl-Ing W Hanzel. München Dipl -Phys K. H. Meinig. Berlin Dr. Ing A Butenschön, Berlin

Möhlstraße 37
D-8000 München 80

Tel. 089/982085-87 Telex: 0529802 hnkld Telegramm ellipsoid Telefax (Gr. 2+3):
089/981426

10. April 1984 Hz/bb FOR 84-8-Ger,

Künstliche Hohlfasermembran-Lunge und Verfahren zur ihrer Herstellung

Die Erfindung betrifft eine künstliche Hohlfasermembran-Lunge und ein Verfahren zu ihrer Herstellung. Insbesondere betrifft die Erfindung eine künstliche Lunge der angegebenen Art, die eine hohe Gasdurchlässigkeit aufweist, kostensparend herstellbar ist und eine lange Betriebslebensdauer bzw. Standzeit besitzt, sowie ein Verfahren zur Herstellung einer solchen künstlichen Lunge.

im Verlauf einer chirurgischen Operation am Herzen wird allgemein eine künstliche Lunge des Hohlfasermembran-Typs in einen externen Kreislauf eingeschaltet, um Blut für die Sauerstoffversorgung aus dem Kreislauf des Patienten herauszuleiten und mit Sauerstoff anzureiehern. Für künstliche Lungen dieser Art stehen zwei Arten von Hohlfasern zur Verfügung, nämlich solche des homogenen Membran-Typs und solche des porösen Membran-Typs. Im ersteren Fall erfolgt der Gasdurchtritt durch die Membran dadurch, daß Gasmoleküle gelöst und in der Membran dispergiert werden. Ein typischer Werkstoff für eine homogene Membran ist Polydimethylsiloxan-Gummi oder -Kautschuk. Eine dieses spezielle Material verwendende künstliche Lunge des Colobeau-Membrantyps ist bereits im Handel erhältlich. Bezüglich der Gasdurchlässigkeit stellt jedoch Silikon den einzigen Werkstoff dar, der sich als für die homogene Membran brauchbar erwiesen hat. Aufgrund der Festigkeit dieses Werkstoffs kann jedoch die Silikonmembran nicht mit Dicken unter 100 μΐη hergestellt werden. Aus diesem Grund sind der Gasdurchlässigkeit der Silikonmembran Grenzen gesetzt. Diese Membran zeigt eine ungenügende Durchlässigkeit insbesondere gegenüber gasförmigem Kohlendioxid. Nachteilig an der Verwendung von Silikon sind weiterhin die hohen Kosten für diesen Werkstoff sowie seine schlechte Verarbeitbarkeit.

Im Gegensatz dazu ermöglicht die poröse Membran einen Massen-Gas(durch)fluß durch die in ihr verteilten Mikroporen, weil diese im Vergleich zu den Molekülen des durchzulassenden Gases auffällig groß sind. Verschiedene Arten künstlicher Lungen unter Verwendung poröser Membranen, wie mikroporöser Polypropylen-Membranen, sind bereits vorgeschlagen worden. Da die poröse Membran eine große Dampfdurchlässigkeit besitzt, besteht eine Möglichkeit dafür, daß sich die Mikroporen durchdringende Feuchtigkeit als Tau sammelt oder absetzt und die Leistung der Membran beeinträchtigt. Wenn die poröse Membran für Blutumwälzung über einen längeren Zeitraum hinweg benutzt wird, unterliegt sie zeitweilig einem Austritt von Blutplasma.

Zur Ausschaltung der verschiedenen, den beschriebenen bisherigen porösen Membranen anhaftenden Nachteile wurde bereits eine Hohlfaser entwickelt, die einen dünnen, gasundurchlässigen Film aus Methylwasserstoff- bzw. -hydrogenpolysiloxan auf der Wand eines Hohlfasersubstrats aufweist, das seinerseits in der Wand durchgehende Mikroporen eines Durchmessers von nicht mehr als 10 μΐη aufweist (vgl. JP-OS 54-17,052). Bei dieser Hohlfaser ist der überzug aus Methylhydrogenpolysiloxan nicht lediglich innerhalb der im Hohlfasersubstrat verteilten Mikroporen, sondern auch auf Innen- und Außenflächen der Wandung des HohlfaserSubstrats ausgebildet. Da der Innendurchmesser des Hohlfasersubstrats durch die Dicke der auf seiner Innenfläche ausgebildeten Beschichtung verkleinert ist, ist die Austauschfähigkeit der Hohlfaser entsprechend herabgesetzt. Aus demselben Grund ist die Menge bzw. der Anteil (d.h. die Beschichtungsdicke) des die Mikroporen ausfüllenden Methylhydrogenpolysiloxan proportional vergrößert. Als Ergebnis ist die Gesamtdurchlässigkeit der Hohlfaser für Gase, wie Sauerstoff und Kohlendioxid, herabgesetzt. Diese bisherige Hohlfaser kann vorteilhaft in sogenann-

ten Aqualungen verwendet werden. Wenn sie jedoch

über einen längeren Zeitraum hinweg in einer künstlichen Lunge verwendet wird, ist sie letztlich einem Austritt (Leckage) von Blutplasma unterworfen. 5

Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge (künstliche Lunge vom Hohlfasermembran-Typ) sowie eines Verfahrens zu ihrer Herstellung.

Diese künstliche Hohlfasermembran-Lunge soll insbesondere eine hohe Gasdurchlässigkeit aufweisen, kostensparend herstellbar sein und eine lange Betriebslebensdauer bzw. Standzeit besitzen.

Diese Aufgabe wird bei einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge mit einem Gehäuse, einem darin angeordneten Hohlfaserbündel aus einer Vielzahl von Gasaustausch Hohlfasermembranen, einer durch die Außenflächen der Hohlfasermembranen und die Innenfläche des Gehäuses festgelegten ersten Strömungsmittelkammer, einem ersten Strömungsmittel-Einlaß und einem ersten Strömungsmittel-Auslaß, die beide mit der ersten Strömungsmittelkammer kommunizieren, an den Innenflächen des Gehäuses vorgesehenen Trennwänden zur Festlegung der beiden Enden der Hohlfasermembranen sowie einem zweiten Strömungsmittel-Einlaß und einem zweiten Strömungsmittel-Auslaß, die mit den hohlen Innenräumen der Hohlfasermembranen kommunizieren, erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Hohlfasermembranen dadurch hergestellt worden sind, daß poröse Hohlfasersubstrate mit in ihren Wänden verteilten, durchgehenden Mikroporen so mit Silikonöl behandelt wurden, daß das Silikonöl die Mikroporen verschließt, ohne praktisch eine Silikonölschicht auf den Innenflächen der Wände der porösen Hohlfasersubstrate zu bilden.

Weitere Ausgestaltungen dieser künstlichen Hohlfasermembran-Lunge sind in den Unteransprüchen 2 bis 11 gekennzeichent.

Gegenstand der Erfindung ist auch ein Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge mit einem Gehäuse, einem in diesem angeordneten Hohlfaserbündel aus einer Vielzahl von Gausaustausch-Hohlfasermembranen, einer durch die Außenflächen der Hohlfasennembranen und die Innenfläche des Gehäuses festgelegten ersten StrcmungsmittelXairmer, einem ersten Strömungsmitteleinlaß und einem ersten Strönungsmittelauslaß ,die beide mit der ersten Strömungsmittelkanner kommunizieren, an der Innenfläche des Gehäuses vorgesehenen Trennwänden zur Festlegung der beiden Enden der Hohlfasermembranen sowie einem zweiten Strömungsmitteleinlaß und einem-zweiten Strömungsmittelauslaß, die mit den hohlen Innenräumen der Hohlfasermembranen kommunizieren, das dadurch gekennzeichnet ist, daß Module (Baueinheiten) der künstlichen Lunge zusammengesetzt werden, eine Lösung eines Silikonöls durch die zusammengesetzte künstliche Lunge hindurchgeleitet wird, während (ein) Einlaß oder Auslaß geschlossen gehalten wird, um dabei die Hohlfasermembranen mit dem Silikonöl zu imprägnieren, sodann praktisch das ganze Silikonöl aus den Innenbereichen der Hohlfasermembranen entfernt wird und ein Gemisch aus einem Lösungsmittel und einem Nichtlösungsmittel durch das Innere der künstliche Lunge geleitet wird.

Bei diesem Verfahren enthält das Gemisch aus Lösungsmittel und NichtlÖsungsmittel vorzugsweise das Lösungsmittel in einer Konzentration im Bereich von 5 bis 40 Gew.-%. In spezieller Ausführungsform ist das Lösungsmittel im Gemisch Trifluortrichlorethan, und das NichtlÖsungsmittel ist ein Alkohol.

Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 einen Längsschnitt durch eine typische künstliche Hohlfasermembran-Lunge gemäß der Erfindung,

Fig. 2 eine in stark vergrößertem Maßstab gehaltene Modell-Darstellung einer bei der erfindungsgetnäßen künstlichen Lunge zu verwendenden Hohlfaser,

Fig. 3 eine grafische Darstellung der Beziehung zwischen dem die künstliche Lunge durchströmen-30

den Blutvolumen und dem zu bewegenden bzw.

zu fördernden Sauerstoffvolumen,

Fig. 4 eine grafische Darstellung der Beziehung zwischen dem transportierten (moved) Sauerstoffvolumen und dem zu bewegenden bzw. zu för

dernden Volumen an gasförmigem Kohlendioxid und

Fig. 5 eine grafische Darstellung der Beziehung

zwischen der Zeitspanne der externen Teilumwälzung von Blut aus dem Venen/Arteriensystem und dem ausgetretenen Blutvolumen. 5

Die in Fig. 1 dargestellte künstliche Lunge 10 gemäß der Erfindung weist ein ihren Mantel bildendes, zylindrisches Gehäuse 11 und ein in den Hohlraum bzw. Innenraum des Gehäuses 11 eingesetztes Faserbündel 13 einer Hphlfasermembran 12 auf. Die beiden Enden der Hohlfasermembranen 12 sind innerhalb des Gehäuses 11 mittels Trennwänden 14 und 15 unter Herstellung eines wasserdichten Abschlusses festgelegt. An den beiden Enden des Gehäuses 11 sind Verteiler oder Sammler 16 bzw. 17 mit Hilfe von Deckeln 18 befestigt, die auf das Gehäuse 11 aufgeschraubt sind. Die Innenfläche des Verteilers 16 und die Trennwand 14 bilden eine Bluteinlaßkammer 19 als erste Strömungsmittel-Einlaßkammer, die mit den Hohlräumen innerhalb der Hohlfasermembranen 12 kommuniziert. Im Verteiler 16 ist ein als erster Strömungsmittel- bzw. -«Plüssigkeitseinlaß dienender Bluteinlaß 20 ausgebildet. Die Innenfläche des Sammlers 17 und die Membran-Trennwand 15 legen eine Blut-Auslaßkammer 21 fest, die als erste, mit dem Hohlfasermembranen kommunizierende Flüssigkeits-Auslaßkammer dient. Der Sammler 17 weist einen Blutauslaß 22 auf, der einen ersten Flüssigkeitsauslaß bildet. Die Trennwände 14, 15, die Innenfläche des Gehäuses 11 und die Außenflächender Hohlfasern legen einen als zweite Strömungsmittelkammer dienenden Gasraum 23 fest. Im Bereich der beiden Enden des Gehäuses 11 sind ein Gaseinlaß 24 als zweiter Strömungsmitteleinlaß und ein Gasauslaß 25 als zweiter Strömungsmittelauslaß vorgesehen, die beide mit dem Gasraum 23 in Verbindung stehen. Auf halber Länge der Innenfläche des Gehäuses 11 ist eine umlaufende Verengung oder Einschnürung 26 ausgebildet, welche den Gesamtdurchmesser

des Faserbündels 13 in Radialrichtung verkleinert. Infolgedessen ist das Faserbündel so eingezogen, daß es in der Mitte seiner axialen Länge gemäß Fig. 1 einen eingeschnürten Teil aufweist. Das Packungsverhältnis der Hohlfasern 12 variiert demzufolge in axialer Richtung des Faserbündels und ist in dessen Mittelbereich am größten. Das vorteilhafte Packungsverhältnis der Hohlfasern liegt im Bereich von etwa 60 bis 80 % an verschiedenen Stellen der künstlichen Lunge und im Bereich von etwa 30 bis 60 % innerhalb des Gehäuses. An den äußersten Enden des Faserbtindels 13, nämlich außerhalb der Trennwände 14 und 15, liegt das Packungsverhältnis der Hohlfasern im Bereich von etwa 20 bis 40 %.

Die Trennwände 14, 15 erfüllen die wesentliche Aufgabe der Trennung der Innenräume der Hohlfasermembranen von der Umgebung. Im allgemeinen werden diese Trennwände 14, 15 in der Weise hergestellt, daß eine hochmolekulare Vergußmasse hoher Polarität, z. B. Polyurethan, Silikon oder Epoxyharz, unter Fliehkrafteinwirkung, d.h. im Schleuderguß, an die Wandfläche an den äußersten Enden des Gehäuses 11 angegossen und dann ausgehärtet wird. Genauer gesagt: es wird zunächst eine Vielzahl von Hohlfasermembranen 12 einer die Gehäuselänge ausreichend übersteigenden Länge vorbereitet und an ihren offenen Enden mittels eines Kunstharzes hoher Viskosität verschlossen, und zwar durch das Innere des Gehäuses 11 hindurch angeordnet. Danach werden die gesamten Enden des Faserbündels jeweils mit Abdeckungen vollständig umschlossen. Das Gehäuse 11 wird hierauf um seine Achse in Drehung versetzt, und in diesem Zustand wird durch die beiden Enden des Gehäuses 11 die hochmolekulare Vergußmasse in das Gehäuse eingefüllt und anschließend ausgehärtet. Nach dem vollständigen Aushärten der Vergußmasse werden

die Abdeckungen abgenommen und die Außenflächen der ausgehärteten Vergufimassenelemente mit einer scharfen Klinge abgeschnitten, um beiderseits alle Enden des Hohlfaserbündels 13 freizulegen. 5

Jede der bei der beschriebenen künstlichen Lunge verwendeten Hohlfasern stellt eine Hohlfaser-Gasaustauschmembran dar, die dadurch erhalten worden ist, daß ein poröses Hohlfasersubstrat 33 mit gemäß Fig. 2 über seine Wand 32 verteilten, durchgehenden Mikroporen 31 so mit Silikonöl behandelt worden ist, daß dieses SiIikonöl die Mikroporen 31 in der Wand 32 praktisch vollständig ausfüllt, ohne eine Silikonölschicht auf der Innenfläche 34 der Wand 32 zu bilden. Dies bedeutet, daß vorzugsweise überhaupt gar keine Silikonölschicht oder bestenfalls eine höchstens 2 nm dicke Silikonölschicht entsteht.

Beispiele für Werkstoffe für das poröse Hohlfasersubstrat, die für die Herstellung der Hohlfaser verwendbar sind, sind Polypropylen, Polyethylen, Polytetrafluorethylen, Polysulfon, Polyacrylnitril, Polyethylenterephthalat, Polybutylenterephthalat, Polycarbonat, Polyurethan, Nylon-6,6, Nylon-6 und Zelluloseacetat. Von diesen Werkstoffen sind Polyolefine besonders vorteilhaft. Polypropylen stellt die beste Wahl dar.

Damit die die Gasaustauschmembran aus solchen Hohlfasersubstraten verwendende künstliche Lunge ein Leistungsvermögen erhält, bei dem sie die vorgesehene Aufgabe voll kommen erfüllt, sind Wanddicke und Porosität der Membran, wie noch näher beschrieben werden wird, bestimmten Grenzen unterworfen. Im allgemeinen läßt sich das Volumen q eines vorgegebenen, durch eine Membran hindurch dringenden Gases durch folgende Formel ausdrücken:

q = P χώρ χ A/l

Darin bedeuten: P *= Durchdringungskoeffizient des Gases/ Ap = Druckdifferenz (Wirkdruck) des die Membran durchdringenden Gases, A = Oberfläche der Membran und 1 = Dicke der Membran. Bei der erfindungsgemäß zu verwendenden Membran wird das Verhältnis der vom Gas zu durchdringenden bzw. durchdringbaren Silikonölbereiche (tatsächliche Fläche) zur Gesamtfläche der Membran, wie aus Fig. 1 hervorgeht, als der Porosität der Membran gleich oder entsprechend betrachtet, unter der Voraussetzung, daß die Mikroporen in der Membran gerade sind. Zur Berücksichtigung einer möglichen Verkleinerung der tatsächlichen Gasdurchdringungs-Fläche und zur Gewährleistung eines ausreichend großen Volumens q des durchzulassenden Gases muß daher die Dicke 1 der Membran verringert werden. Aus diesem Grund werden erfindungsgemäß die Wanddicke des Hohlfasersubstrats mit 5 bis 80 μ,ΐα, vorzugsweise 10 bis 30 um, und die Porosität der Membran mit 20 bis 80 %, vorzugsweise 40 bis 80 %, festgelegt. Erfindungsgemäß werden weiterhin der Innendurchmesser des bzw. jedes Hohlfasersubstrats auf 100 bis 1000 um, vorzugsweise 100 bis 300 um, und der Durchmesser der durchgehenden, in der Substratwand verteilten Mikroporen mit 0,01 bis 5 um, vorzugsweise 0,01 bis 1 um, festgelegt.

Die erfindungsgemäße künstliche Lunge wird in der Weise hergestellt, daß zunächst die erwähnten porösen Hohlfasersubstrate in die Module bzw. Baueinheiten der künstlichen Lunge eingebaut werden, sodann eine Silikonöllösung durch die Substrate hindurchgeleitet wird und letztere dabei ausreichend mit dem Silikonöl imprägniert werden, anschließend ein Gas durch die Substrate geleitet wird und schließlich ein Gemisch aus einem Lösungsmittel und einem Nichtlösungsmittel durch zumindest die Innenräume oder -durchgänge der Hohlfasersubstrate geleitet wird.

Beispiele für das erfindungsgemäß vorteilhaft verwendbare Silikonöl sind Dimethylsilikon-, Methylphenylsilikon-, Methylchlorphenylsilikon-, verzweigtkettiges Dimethylsilikon- und Methylhydrogen- bzw. -wasserstoffsilikonöl. Besonders bevorzugt werden Dimethylsilikonöl und Methylphenylsilikonöl. Dimethylsilikonöl stellt die beste Wahl dar.

Dieses Silikonöl wird in Form einer Lösung verwendet, die das Silikonöl in einer Konzentration von 20 bis 80 Gew.-%, vorzugsweise 30 bis 60 Gew.-% enthält. Beispiele für diese Lösung verwendbarer Lösungsmittel sind Benzol, Toluol, Xylol, Hexan, Dichlormethan, Methyl ethylketon, Methylether, Ethylacetat und chlorfluorinierte Kohlenwasserstoffe, wie Trifluortrichlorethan (Freon). Die für die Entfernung des an den Wandoberflächen der Hohlfasersubstrate haftendesSilikonöls zu verwendende Flüssigkeit muß ein Gemisch aus dem genannten Lösungsmittel mit einem Lösungsmittel sein, das Silikon nicht aufzulösen vermag (Alkohol). Wenn nämlich das genannte Lösungsmittel allein verwendet wird, löst es das Silikon heraus. Beispiele für dieses Gemisch sind ein Gemisch aus Hexan und Ethanol, ein Gemisch aus Hexan und Isopropylalkohol, ein Gemisch Xylol mit Ethanol, ein Gemisch aus Toluol und Isopropylalkohol sowie Gemische aus chlorfluorinierten Kohlenwasserstoffen und Alkoholen (z. B. ein Gemisch aus Freon und Ethanol). In diesem Gemisch aus dem genannten Lösungsmittel mit dem Nichtlösungsmittel liegt die Konzentration des Lösungsmittels im Bereich von 5 bis 40 Gew.-%. Wenn die Lösungsmittelkonzentration unter 5 Gew.-% liegt, ist dieses Gemisch möglicherweise nicht in der Lage, das an den Innenflächen der Hohlfasersubstrate haftende Silikonöl gründlich zu entfernen. Bei einer Konzentration von mehr als 40 Gew.-% kann das Gemisch möglicherweise das gesamte Silikonöl aus den Mikroporen entfernen und damit verhindern, daß das

Silikonöl die Mikroporen vollständig geschlossen hält. Die Lösungsmittelkonzentration im Gemisch liegt daher bevorzugt im Bereich von 10 bis 30 Gew.-%, obgleich sie in Abhängigkeit von der jeweiligen Kombination aus verwendetem Lösungsmittel und Nichtlösungsmittel variabel ist. Insbesondere im Falle eines Gemisches aus einem chlorfluorinierten Kohlenwasserstoff und einem Alkohol liegt diese Konzentration bevorzugt im Bereich von 15 bis 25 Gew.-%. Die Viskosität des Silikonöls liegt im Bereich von 20 bis 100 000 mPa χ s, vorzugsweise von 50 bis 3000 mPa χ s.

Die auf beschriebene Weise hergestellte künstliche Lunge wird in einen externen Blutkreislauf eingebaut.

Dies bedeutet, daß sie außerhalb des Blutkreislaufsystems des Patienten angeordnet ist. Das Blut wird dabei insbesondere mittels einer nicht dargestellten Pumpe über den Bluteinlaß 20 eingeleitet, durch die Bluteinlaßkammer 19 gefördert und durch die einzelnen Hohlfasermembranen 12 geleitet. Während seiner Förderung durch die Hohlfasernwird das Blut mit dem über den Gaseinlaß 24 in den Gasraum 23 einströmenden Sauerstoff unter Freisetzung von gasförmigem Kohlendioxid angereichert. Das oxygenierte bzw. mit Sauerstoff angereicherte Blut tritt in die Blutauslaßkammer 21 ein und wird über den Blutauslaß 22 aus der künstlichen Lunge herausgeleitet. Der überschüssige, bei der Sauerstoffanreicherung des Blutes zurückbleibende Sauerstoff wird dabei zusammen mit dem gasförmigen Kohlendioxid über den Gasauslaß 25 abgeführt.

Im folgenden ist die Erfindung anhand von Beispielen näher erläutert.

Beispiel 1

Hohlfasersubstrate aus Polypropylen, hergestellt durch axiales Ziehen in die Form von "Schläuchen" mit einem Innendurchmesser von 200 μΐη und einer Wanddicke von 25 μπι sowie mit durchgehenden Mikroporen eines mittleren Durchmessers von 70 nm, durch die Wände der Hohlfaser hindurch verteilt (Porosität 50 %), werden drei Minuten lang in eine Lösung aus 50 Gew.-% Dimethylpolysiloxan in Freon eingetaucht. Anschließend werden die Hohlfasersubtrate mit Luft durchblasen, und eine wäßrige, 20%ige Freon/Ethanol-Lösung wird längs Innen- und Außenseite der Hohlfasersubstrate geleitet. Dabei werden Hohlfasern erhalten, deren Mikroporen mit Dimethylsilikonöl ausgefüllt sind. Unter Verwendung dieser Hohlfasern wird eine künstliche Lunge (Gesamtmembranflache 1 m²) der in Fig. 1 dargestellten Art hergestellt (im folgenden als "Modul A" bezeichnet).

Diese künstliche Lunge wird auf ihre Leistungsfähigkeit unter Verwendung von Venenblut einer SauerstoffSättigung von 65 % und eines Kohlendioxid-Gaspartialdrucks von 45 mmHg (598.5 Pa) aus frisch heparinisiertem Rinderblut geprüft, wobei dieses Venenblut durch die zu prüfende künstliche Lunge (Modul A) geleitet wird. Dieses Blut besitzt einen Hämoglobingehalt von 12 g/dl und eine Temperatur von 37⁰C. Wenn das Strömungsvolumen des Sauerstoffs auf 1 l/min/m² festgelegt wird, läßt sich die Beziehung zwischen dem Strömungsvolumen Q_x, des Bluts und dem Volumen des bewegten bzw. strömenden (moved) Sauerstoffs durch die Kurve A in der grafischen Darstellung von Fig. 3 wiedergeben. Bei einem Strömungsvolumen des Bluts von 1000 ml/min/m² entspricht die Beziehung zwischen dem Strömungsvolumen des Sauerstoffs und dem des gasförmigen Kohlendioxids der Kurve A¹ in der grafischen

Darstellung von Fig. 4i Bei einem Sauerstoff-Strömungs volumen von 3 l/m² beträgt das Volumen des in Bewegung zu setzenden Kohlendioxids höchstens 40 ml/min/m².

Eine künstliche Lunge (Gesamtmembranflache: 1 m²) wird auf die in Beispiel 1 beschriebene Weise hergestellt, nur mit dem Unterschied, daß die Reinigung der Hohlfasersubstrate mit der 20%igen Freon/Ethanol-Lösung weggelassen wird (im folgenden als "Modul B" bezeichnet).

Diese künstliche Lunge wird demselben Versuch wie in Beispiel 1 unterworfen. Die Ergebnisse finden sich in Kurve B gemäß Fig. 3 und Kurve B¹ gemäß Fig. 4. 15

Vergleichsbeispiel

Eine künstliche Lunge (Gesamtmembranflache: 1 m²) mit dem Aufbau gemäß Fig. 1 wird unter Verwendung von Hohl fasern aus Dimethylpolysiloxan mit einem Innendurchmesser von 200 μΐη und einer Wanddicke von 100 μΐη hergestellt (im folgenden als "Modul C" bezeichnet).

Diese künstliche Lunge wird demselben Versuch wie in Beispiel 1 unterworfen. Die Ergebnisse finden sich in der Kurve C gemäß Fig. 3 und in der Kurve C gemäß Fig. 4.

Beispiel 2

Die gemäß Beispiel 1 hergestellte künstliche Lunge (Modul A) wird an Hundebastarden auf teilweise externe Venen/Arterien-Blutzirkulation geprüft. Die Beziehung zwischen der Umwälzzeitspanne und dem Volumen an Blutplasma, das infolge von Undichtigkeit austrat, ist durch die Kurve A in der grafischen Dar-

-Κι stellung von Fig. 5 dargestellt.

Getrennt davon werden Hohlfasern nach dem Verfahren gemäß dem Vergleichsbeispiel hergestellt, nur mit dem Unterschied, daß eine Lösung aus 2 % Methylhydrogenpolysiloxan in Benzin anstelle der Dimethylpolysiloxanlösung verwendet wird. Unter Verwendung dieser Hohlfasern wird eine künstliche Lunge (Gesamtmembranfläche: 1 m²) mit dem Aufbau gemäß Fig. 1 herstellt ("Modul D"). Diese künstliche Lunge wird demselben Versuch wie in Beispiel 1 unterworfen. Die Ergebnisse sind durch die Kurve D gemäß Fig. 5 angegeben.

Bei dem beschriebenen Versuch konnte innerhalb von 12 Stunden oder mehr keinerlei Austritt (Leckage) von Blutplasma festgestellt werden; beim Modul A wurde eine Taubildung in einem Verhältnis von 2 bis 3 al/h beobachtet. Im Fall des Moduls D begann Blutplasma nach siebenstündiger Blutumwälzung auszutreten, und das Leckagevolumen stieg anschließend exponentiell an, um nach 24stündiger Umwälzzeit 400 ml/h zu erreichen.

Aufgrund des vorstehend beschriebenen und in Patentanspruch 1 definierten Aufbaus der erfindungsgemäßen künstlichen Lunge vom Hohlfasermembrantyp können poröse Hohlfasermembranenhoher Festigkeit als Substrate (Träger) verwendet werden. Die erfindungsgemäße künstliche Lunge zeigt damit gegenüber der bisherigen künstlichen Lunge unter Verwendung von Silikonmembranen eine erheblich verbesserte Festigkeit. Außerdem gewährleisten die bei der erfindungsgemäßen künstlichen Lunge verwendeten Hohlfasermembranen einen größeren Dispersions- und Durchdringungsgrad des Gases als bei den bisherigen Hohlfasermembranen aus Silikon, die bisher den höchsten Gasdurchdringungsgrad zeigten. Weiterhin ist die erfindungsgemäße künstliche Lunge einer

geringeren Möglichkeit für eine Leistungsbeeinträchtigung augrund von Taubildung unterworfen, weil die Hohlfasermembranen eine geringere Dampfdurchlässigkeit besitzen. Darüber hinaus sind die Hohlfasermembranen der erfindungsgemäßen künstlichen Lunge absolut frei von einem Austritt (Leckage) von Kristallen als Folge längerer Blutumwälzung, was bisher einen wesentlichen Nachteil herkömmlicher poröser Hohlfasern darstellte.

Die erfindungsgemäß verwendeten porösen Hohlfasersubstrate besitzen einen Innendurchmesser im Bereich von 100 bis 1000 μΐη und eine Wanddicke in der Größenordnung von 5 bis 80 um, und sie weisen in ihren Wänden Mikroporen eines Durchmessers von 0,01 bis 5 μΐη auf; ihre Durchlässigkeit für Gase, wie Sauerstoff und Kohlendioxid, ist merklich erhöht, wenn dafür gesorgt wird, daß das Silikonöl nur die Mikroporen ausfüllt.

Die Durchlässigkeit der Hohlfasermembranen für solche Gase wird weiter durch Verwendung von Dimethylsilikon- oder Methylphenylsilikonöl, insbesondere von Dimethylsilikonöl, als das die Mikroporen ausfüllende Silikonöl verbessert. Die erfindungsgemäße künstliche Lunge ist demzufolge vollkommen frei von allen Nachteilen, mit denen bisherige künstliche Lungen unter Verwendung von Hohlfasern aus Silikon und herkömmlichen porösen Hohlfasern behaftet sind.

Mit der Erfindung wird weiterhin ein Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge geschaffen, das dadurch gekennzeichnet ist, daß Module (Baueinheiten) der künstlichen Lunge zusammengesetzt werden, eine Lösung eines Silikonöls durch die zusammengesetzte künstliche Lunge hindurchgeleitet wird, während (ein) Einlaß oder Auslaß geschlossen gehalten wird, um dabei die Hohlfasermembranen mit dem Silikonöl zu

ganze imprägnieren, sodann praktisch das /Silikonöl aus den Innenbereichen der Hohlfasermembranen entfernt wird und ein Gemisch aus einem Lösungsmittel und einem Nichtlösungsmittel durch das Innere der

-VB-künstlichen Lunge geleitet wird.

Bei der auf diese Weise hergestellten künstlichen Lunge gemäß der Erfindung füllt somit das Silikonöl die über die Wände der Hohlfasersubstrate verteilten Mikroporen aus, ohne auf den Innenflächen der Wände der Hohlfasersubstrate eine Silikonölschicht zu bilden. Hierdurch werden die vorstehend angegebenen, hervorragenden Wirkungen erzielt.

■A3-

- Leerseite -

Claims

"Λ"

Pate η t an s ρ rü c he

Künstliche Hohlfasermembran-Lunge mit einem Gehäuse (11), einem darin angeordneten Hohlfaserbündel (12) aus einer Vielzahl von Gasaustausch-Hohlfasermembranen, einer durch die Außenflächen der Hohlfasermembranen und die Innenfläche des Gehäuses (11) festgelegten ersten Strömungsmittelkammer (2 3) , einem ersten Strömungsmittel-Einlaß

(24) und einem ersten Strömungsmittel-Auslaß (25), die beide mit der ersten Strömungsmittelkammer (2 3) kommunizieren, an den Innenflächen des Gehäuses (11) vorgesehenen Trennwänden(14, 15) zur Festlegung der beiden Enden der Hohlfasermembranen sowie einem zweiten Strömungsmittel-Einlaß (20) und einem zweiten Strömungsmittel-Auslaß (22), die mit den hohlen Innenräumen der Hohlfasermembranen kommunizieren, dadurch gekennzeichnet, daß die Hohlfasermembranen dadurch hergestellt worden sind, daß poröse Hohlfasersubstrate (33) mit in ihren Wänden verteilten, durchgehenden Mikroporen (31) so mit Silikonöl behandelt wurden, daß das Silikonöl die Mikroporen verschließt, ohne praktisch eine Silikonölschicht auf den Innenflächen der Wände der porösen Hohlfasersubstrate zu bilden.
2. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch g e kennzeichnet, daß die porösen Hohlfasersubstrate Hohlfasermembranen mit einem Innendurchmesser von 100 - 1000 μΐη und einer Wanddicke von 0,5 nm (5 %) bis 100 μπι und mit in ihren Wänden enthaltenen Mikroporen eines Durchmessers von 0,01 - 5 μΐη sind.
3. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das erste Strömungsmittel gasförmiger Sauerstoff ist, daß das zweite Strömungsmittel Blut ist, daß das Strömungsvolumen von Blut 1 l/min pro m² der Hohlfasermembran-Fläche beträgt und daß das Volumen an zu bewegenden» oder auszutreibendem (to be moved) Kohlendioxid mindestens 40, ml/min pro m^a Hohlfasermembran-Fläche beträgt, wenn die Strömungsmenge an gasförmigem Sauerstoff 3 l/min pro m² Hohlfasermembran-Fläche beträgt, wobei bei einer zwölfstündigen Blutumwälzung in der Hohlfasermembran kein Austritt (Leckage) von Blutplasma auftritt.
4. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die porösen Hohlfasersubstrate Hohlfasermembranen einer Porosität von 20 - 80 % sind.
5. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß das Silikonöl Dimethyl- oder Methylphenylsilikonöl ist.
6. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß das Silikonöl eine Viskosität im Bereich von 20 - 100 000 mPa χ s besitzt.
V. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die porösen Hohlfasersubstrate aus einem Polyolefin hergestellt sind.
8. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß das Polyolefin Polypropylen ist.
9. Künstliche Lunge nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß die porösen Hohlfasersubstrate Hohlfasermembranen eines Innendurchmessers von 100 - 300 \xm und einer Wanddicke von 5 - 80 um sind und in ihren Wänden Mikroporen eines Durchmesser von 0,01 - 1 μΐη aufweisen.
10. Künstliche Lunge nach Anspruch 9, dadurch g e kennzeichnet, daß die porösen Hohlfasersubstrate Hohlfasern einer Porosität von 40 - 80% sind.
11. Künstliche Lunge nach Anspruch 4, dadurch g e kennzeichnet, daß das Silikonöl eine Viskosität im Bereich von 50 - 3000 mPa χ ε besitzt.
12. Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermenbran-Lunge mit einem Gehäuse, einem in diesem angeordneten Hohlfaserbündel aus einer Vielzahl von Gasaustausch-Hohlfasermembranen, einer durch die Außenflächen der Hohlfasermembranen und die Innenfläche des Gehäuses festgelegten ersten Strämangsmittelkaitiner, einem ersten Ströraungs-; _ mitteleinlaß und einem ersten Strömungsmittelauslaß, die beide mit der ersten Strömungsmittelkammer kommunizieren, an der Innenfläche des Gehäuses vorgesehenen Trennwänden zur Festlegung der beiden Enden der Hohlfasermembranen sowie einem zweiten Strömungsmitteleinlaß und einem zweiten Strömungsmittelauslaß, die mit den hohlen Innenräumen der Hohlfasermembranen kommunizieren, dadurch gekennzeichnet, daß Module (Baueinheiten) der künstlichen Lunge zusammengesetzt werden, eine Lösung eines Silikonöls durch die zusammengesetzte künstliche Lunge hindurchge-

leitet wird, während (ein) Einlaß oder Auslaß geschlossen gehalten wird, um dabei die Hohlfasermembranen mit dem Silikonöl zu imprägnieren, sodann praktisch das ganze Silikonöl aus den Innenbereichen der Hohlfasermembranen entfernt wird und ein Gemisch aus einem Lösungsmittel und einem Nichtlösungsmittel durch das Innere der künstlichen Lunge geleitet wird.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet , daß die Konzentration an Lösungsmittel im Lösungsmittel/Nichtlösungsmittel-Gemisch 5-40 Gew.-% beträgt.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet , daß das Lösungsmittel ein chlorfluorinierter Kohlenwasserstoff und das Nichtlösungsmittel ein Alkohol ist.
15. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet , daß die Konzentration an Lösungsmittel im Lösungsmittel/Nichtlösungsmittel Gemisch 10-30 Gew.-% beträgt.
16. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß der chlorfluorinierte Kohlenwasserstoff Trifluortrichlorethan und der Alkohol Ethanol ist.
17. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß das Silikonöl eine Viskosität von 20 - 100 000 mPa χ s besitzt.
18. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch g e k e η η zeichnt, daß das Silikonöl eine Viskosität von 50 - 3000 mPa χ s besitzt.
-δ-Ι 19. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet , daß die porösen Hohlfasersubstrate Hohlfasern eines Innendurchmessers von 100 - 1000 μΐη und einer Wanddicke von 0,5 nm δ bis 500 v-Tci sind, die in ihren Wänden Mikroporen eines Durchmesser von 0,01 - 5 \xm aufweisen.
20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet , daß die porösen Hohlfaser- substrate Hohlfasern einer Porosität von 20 80 % sind.
21. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet , daß das Silikonöl Dimethyl- oder Methylphenyisilikonöl ist.
22. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet , daß die porösen Hohlfasersubstrate aus einem Polyolefin hergestellt sind.