DE3413530C2

DE3413530C2 - Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge

Info

Publication number: DE3413530C2
Application number: DE3413530A
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: 1986-11-27
Also published as: IT8420469A0; DE3413530A1; GB2141752A; SE8401961L; CA1235621A; FR2546408A1; IT1175998B; US4971836A; FR2546408B1; JPS6241742B2; SE460763B; BE899381A; SE8401961D0; GB2141752B; JPS59218161A; US4781889A

Abstract

Die Erfindung betrifft eine 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 (23), einem ersten Strömungsmittel-Einlaß (24) und einem ersten Strömungsmittel-Auslaß (25), die beide mit der ersten Strömungsmittelkammer (23) 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, die dadurch gekennzeichnet ist, 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. Außerdem betrifft die Erfindung ein Verfahren zur Herstellung einer solchen künstlichen Lunge.

Description

Beschreibung

Die Erfindung geht aus von einem Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1.
Im Verlauf einer chirurgischen Operation am Herzen wird allgemein eine künstliche Hohlfasermembran-Lunge in einen externen Kreislauf eingeschaltet, um Blut für die Sauerstoffversorgung aus dem Kreislauf des Patienten herauszuleiten und mit Sauerstoff anzureichern. 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, das 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 μπι hergestellt werden. Aus diesem Grund sind der Gasdurchlässigkeit der Silikonmembran Grenzen gesetzt, was speziell gegenüber gasförmigem Kohlendioxid gilt. 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 kräftigen Gasdurchfluß 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 aber 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 μπι hat (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 Hohlfasersubstrals 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 Mjkroporen ausfüllenden Methylhydrogenpolysiloxan proportional vergrößert Als Ergebnis ist die Gesamtdurchlässigkeit der Hohlfaser für Gase, wie Sauerstoff und Kohlendioxid, herabgesetzt Diese bisherige Hohlfaser kann vorteilhaft in sogenannten Aqualen verwendet werden. Wenn sie jedoch über einen längeren Zeitraum hinweg in einer künstlichen Lunge verwendet wird, ist sie letztlich einem Austritt von Blutplasma unterworfen.

Aus der DE-OS 31 06 188 ist eine künstliche Lunge bekannt, bei der eine Porenmembran als Stützgerüst ausgebildet und mit einer zusätzlichen Löslichkeitsmembran geringen Diffusionswiderstands überzogen ist Diese Löslichkeitsmembran kann in einem Fall aus einem Oberzug aus einem festen Polymer, vorzugsweise Polysiloxan, oder aus einer Flüssigkeitsmembran geringen Diffusionswiderstands gebildet sein. In letzterem Fall soll die Flüssigkeitsmembran nur die Poren der Porenmembran ausfüllen. Als Flüssigkeit für diesen Zweck werden dort beispielsweise Fluorcarbone oder eine Kochsalzlösung angegeben. Um dabei eine Benetzung der Membranoberfläche außerhalb der Poren zu vermeiden, wird eine Hydrophilierung der Blutseite der Membran mit einem Hydrogel vorgeschlagen, d. h, die Membran wird mit einem Hydrogel beschichtet Dazu werden Vorbehandlungsverfahren, beispielsweise die Behandlung mit Gammastrahlen o. dgl. angewandt.

Weiterhin sind aus der EP-OS 0 005 866 und der EP-OS 0 048 943 künstliche Lungen mit Hohlfasermembranen, welche Mikroporen aufweisen, bekannt. Eine Behandlung der Hohlfasern mit Silikonöl ist nicht vorgesehen. Obwohl diese bekannten künstlichen Lungen von den Abmessungen der porösen Membranen her für eine bestimmte Benutzungszeit brauchbar sind, läßt es sich so nicht vermeiden, daß nach einer bestimmten Zeit Blutplasma durchsickert und damit die Funktion verschlechtert wird.

In "Römpps Chemisches Wörterbuch", Franckh'sche Verlagsanstalt Stuttgart, 1969, Stichwort "Silicone", sind allgemein Silikone und ihr Eigenschaften beschrieben, wobei allgemein die hohe Permeabilität für Sauerstoff und Kohlendioxid angesprochen wird.

Schließlich ist noch aus "Trans. Amer. Soc. Artif. Int. Organs", Vol. XX, 1974, Seiten 278 bis 283 die Imprägnierung von Hoh'ifasermembran- Lungen mit Polysiloxan bekannt.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein einfach durchzuführendes Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge mit hoher Gasdurchlässigkeit und langer Betriebslebensdauer bzw. Standzeit anzugeben, bei dem ohne großen Aufwand das Silikonöl in die Mikroporen eingebracht werden kann.

Diese Aufgabe wird bei einem Verfahren nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1 erfindungsgemäß durch die in dessen kennzeichnenden Teil enthaltenen Merkmale gelöst.

Vorieiihaiie Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Patentansprüchen 2 bis 11.

Bei nach dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten Lungen ist auf der Innenwand der Hohlfasern im wesentlichen keine Silikonölschicht vorhanden, so daß die Gasaustauschkapazitäten für Sauerstoff und Kohlendioxid so hoch wie möglich sind. Der Innendurchmesser der Hohlfasern wird nicht verkleinert, wodurch der Druckabfall in der künstlichen Lunge während der Blutzirkulation nicht groß ist Auf diese Weise wird ein Austreten des Silikonöls verhindert Bei der angegebenen Wahl des Verhältnisses von Lösungsmittel und Nichtlösungsmittel ist sichergestellt daß das auf der Innenwand der Hohlfasern liegende Silikonöl abgewaschen wird, während das in den Poren befindliche Silikonöl nicht entfernt wird. In spezieller Ausführungsfarm ist das Lösungsmittel im Gemisch Trifluortrichlorethan, und das Nichtlösungsmittel ist ein Alkohol.

Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsformsn der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert Es zeigt
Fig. 1 einen Längsschnitt durch eine typische künstliehe Hohlfasermembran-Lunge,

Fig, 2 eine in stark vergrößertem Maßstab gehaltene Modell-Darstellung einer bei der künstlichen Lunge zu verwendenden Hohlfaser,
Fig. 3 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen dem die künstliche Lunge durchströmenden Blutvolumen und dem zu bewegenden bzw. zu fördernden Sauerstoffvolumen,

Fig. 4 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen dem transportierten Sauerstoffvolumen und dem zu bewegenden bzw. zu fördernden Volumen an gasförmigem Kohlendioxid und

Fig. 5 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Zeitspanne der externen Teilumwälzung von Blut aus dem Venen/Arteriensystem und dem ausgetretenen Blutvolumen.

Die in Fig. 1 dargestellte künstliche Lunge 10 weist ein ihren Mantel bildendes zylindrisches Gehäuse 11 und ein in den Hohlraum bzw. Innenraum des Gehäuses 11 eingesetztes Faserbündel 13 einer Hohlfasermembran 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 Membran-Trennwand 14 bilden eine Bluteinlaßkammer 19 als erste StrömungsmittelEinlaßkammer. die mit den Hohlräumen innerhalb der Hohlfasermembranen 12 kommuniziert. Im Verteiler 16 ist ein als erster Strömungsmittel- bzw. -Flüssigkeitseinlaß dienender Bluteinlaß 20 ausgebildet. Die Innenfläche des Sammlers 17 und die 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 Außenflächen der 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 eins

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 Faserbündels 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 12 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, wobei die Hohlfasermembranen durch das Innere des Gehäuses 11 hindurch angeordnet sind. Danach werden die gesamten Enden des Faserbündels jeweils mit Abdeckung 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 Vergußmassenelemente mit einer scharfen Klinge abgeschnitten, um beiderseits alle Enden des Hohlfaserbündels 13 freizulegen.

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 Flg. 2 über seine Wand 32 verteilten, durchgehenden Mikroporen 31 so mit Silikonöl behandelt worden ist, daß dieses Silikonöl die Mikroporen 31 in der Wand 32 praktisch vollständig ausfüllt ohne eine Silikonölschicht auf der Innenfläche 34 der Wand 32 zu bilden. Diese 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 vollkommen erfüllt sind Wanddicke und Porosität der Membran, wie noch n?>er beschrieben werden wird, bestimmten Grenzen unterworfen. Im allgemeinen läßt sich das Volumen q eines vorgegebenen, durch eine Membran hindurchdringenden Gases durch folgende Formel ausdrücken:
q = P χ Ap χ All

Darin bedeuten: P= Durchdringungskoeffizient des Gases, Ap- Druckdifferenz (Wirkdruck) des die Membran durchdringenden Gases, A = Oberfläche der Membran und /= Dicke der Membran. Bei der vorliegenden Membran wird das Verhältnis der vom Gas zu durchdringenden bzw. durchdringbaren Silikonölbcreiche (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 / der Membran verringert werden. Aus diesem Grund werden die Wanddicke des Hohlfasersubstrats mit 5 bis 80μηι, vorzugsweise 10 bis 30μπι, und die Porosität der Membran mit 20 bis 80%, vorzugsweise 40 bis 80%, festgelegt Es werden weiterhin der Innendurchmesser des bzw. jedes Hohlfasersubstrats auf 100 bis 1000 μΐη, vorzugsweise 100 bis 300 μιτι, und der Durchmesser der durchgehenden, in der Substratwand verteilten Mikroporen mit 0,01 bis 5 μηι, vorzugsweise 0,01 bis 1 μΐη, festgelegt.

Die 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 Silikonlösung 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 geleitetwird.

Beispiele für das 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 80Gew.-%, vorzugsweise 30 bis 60Gew.-% enthält. Beispiele für diese Lösung verwendbarer Lösungsmittel sind Benzol, Toluol, Xylol, Hexan, Dichlormethan, Methylethylketon, Methylether, Ethylacetat und chlorfluorinierte Kohlenwasserstoffe, wie Trifluortrichlorethan (Freon). Die für die Entfernung des an den Wandoberflächen der Hohlfasersubstrate haftendes Silikonöls 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 25Gew.-°/o. 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 Hohlfasern wird das Blut mit dem über den Gaseinlaß 24 in den-Gasraum 23 einströmenden Sauerstoff unter Freisetzung von gasförmigem Kohlendioxid angereichert. Der 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.

Beispiel 1

Hohlfascrsubstrate aus Polypropylen, hergestellt durch axiales Ziehen in die Form von "Schläuchen" mit einem Innendurchmesser von 200 μηι und einer Wanddicke von 25 μίτι 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 5OGew.-°/o Dimethylpolysiloxan in Freon eingetaucht. Anschließend werden die Hohlfasersubstrate 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 (Gesamtmembranfläche 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 37° C. Wenn das Strömungsvolumen des Sauerstoffs auf 1 l/min/m² festgelegt wird, läßt sich die Beziehung zwischen dem Strömungsvolumen Ob des Bluts und dem Volumen des bewegten bzw. strömenden Sauerstoffs durch die Kurve A in der grafischen Darstellung von Flg. 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 A' in der graphischen Darstellung von Flg. 4. Bei einem Sauerstoff-Strömungsvolumen von 3 l/m² beträgt das Volumen des in Bewegung zu setzenden Kohlendioxids höchstens 40 ml/min/m².

Eine künstliche Lunge (Gesamtmembranfläche: 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 Bgemäß Fig. 3 und Kurve ß'gemäß Fig. 4.

Vergleichsbeispiel

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

Eine 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 graphischen Darstellung 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 von Blutplasma festgestellt werden; beim Modul A wurde eine Taubildung in einem Verhältnis von 2 bis 3 ml/h beobachtet. Im Fall des Moduls D begann Blutplasma nach siebenstündiger Blutumwälzung auszutreten, und das Leckagevolumen stieg anschließend exponentiell an, um

so nach 24stündiger Umwälzzeit 400 ml/h zu erreichen·.

Infolge des erfindungsgemäßen Verfahrens können poröse Hohlfasermembranen hoher Festigkeit als Substrate verwendet werden. Diese hergestellte Lunge zeigt damit gegenüber der bisherigen künstlichen Lunge unter Verwendung von Silikonmembranen eine erheblich verbesserte Festigkeit Außerdem gewährleisten die bei der Lunge verwendeten Hohlfasermembranen einen größeren Dispersions- und Durchdringungsgrad des Gases als bei den bisherigen Hohlfasermem- branen aus Silikon, die bisher den höchsten Gasdurchdringungsgrad zeigten. Weiterhin ist die künstliche Lunge einer geringeren Möglichkeit für eine Leistungsbeeinträchtigung aufgrund von Taubildung unterworfen, weil die Hohlfasermembranen eine geringere Dampfdurchlässigkeit besitzen. Darüber hinaus sind die Hohlfasermembranen der künstlichen Lunge absolut frei von einem Austritt von Kristallen als Folge längerer Blutumwälzung, was bisher einen wesentlichen Nachteil

herkömmlicher poröser Hohlfasern darstellte.

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

Die Durchlässigkeit der Hohlfasermembranen für solche Gase wird weiter durch Verwendung von Dimethylsilikon- oder Methyiphenylsilikonöl, insbesondere von Dimethylsilikonöl, als das die Mikroporen ausfüllende Siiikonöl verbessert. Die so hergestellte 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.

Bei der gemäß der Erfindung hergestellten künstlichen Lunge füllt das Siiikonöl 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.

Hierzu 2 Blatt Zeichnungen

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45

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55

60

65

Claims

Patentansprüche

1. Verfahren zur Herstellung einer künstlichen Hohlfasermembran-Lunge mit einem Gehäuse (11), einem in diesem angeordneten Hohlfaserbündel (12) aus einer Vielzahl von Gasaustausch-HoW-fasermembranen, einer durch die Außenflächen der Hohlfasermembranen und die Innenfläche des Gehäuses (11) festgelegten ersten Strömungsmittelkammer (23), einem ersten Strömungsmitteleinlaß (24) und einem ersten Strömungsmittelauslaß (25), die beide mit der ersten Strömungsmittelkammer (23) kommunizieren, an der Innenfläche des Gehäuses (11) vorgesehenen Trennwänden (14, 15) zur Festlegung der beiden Enden der Gasaustausch-Hohlfasermembranen sowie einem zweiten Strömungsmitteleinlaß (20) und einem zweiten Strömungsmittelauslaß (21), die mit den hohlen Innenräumen der Gasaustausch-Hohlfasernu.mbranen kommunizieren, wobei in den Wänden der Gasaustausch-Hohlfasermembranen verteilt angeordnete Mikroporen (31) durch ein Silikonöl mit geringem Diffusionswiderstand ausgefüllt werden, dadurch gekennzeichnet, daß Module der künstlichen Lunge zusammengesetzt werden, eine Lösung des Silikonöls durch die GasaustauschHohlfasermembranen der zusammengesetzten künstlichen Lunge hindurchgeleitet wird, um die Gasaustausch-Hohlfasermembranen mit dem Silikonöl zu imprägnieren und, daß dann praktisch das gesamte Silikonöl aus dem Inneren der Gasaustausch-Hohlfasermembran-Lunge entfernt und ein Gemisch aus einem Lösungsmittel und einem Nichtlösungsmitte! zumindest durch die Innenräume der Gasaustausch-Hohlfasern geleitet wird, wobei die Konzentration an Lösungsmittel im Lösungsmittel-Nichtlösungsmittelgemisch 5 bis 4OGew.-°/o beträgt.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Lösungsmittel ein chlorfluorinierter Kohlenwasserstoff und das Nichtlösungsmittel ein Alkohol ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Konzentration an Lösungsmittel im Lösungsmittel/Nichtlösungsmittel-Gemisch 10 bis 30 Gew.-% beträgt.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß der chlorfluorinierte Kohlenwasserstoff Trifluortrichlorethan und der Alkohol Ethanol ist.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Silikonöl eine Viskosität von 20—100 000 mPa χ s besitzt.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Silikonöl eine Viskosität von 50—300OmPa χ s besitzt.

7. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die porösen Hohlfasermembranen einen Innendurchmesser von 100—1000 μπι, vorzugsweise 100—300 μπι, eine Wanddicke von 0,5—500 μπι, vorzugsweise 5—80 μηι und in ihren Wänden Mikroporen mit einem Durchmesser von 0,01 —5 μπι, vorzugsweise 0,01 — 1 μπι, aufweisen.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die porösen Hohlfasermembranen eine Porosität von 20—80%, vorzugsweise 40—80% aufweisen.

9. Verfahren nach einem der AnsDrüche 1 bis 8.

dadurch gekennzeichnet, daß das Silikonöl Dimethyl- oder Methylphenylsilikonöl ist

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die porösen Hohlfasersubstrate aus einem Polyolefin hergestellt sind.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Polyolefin Polypropylen ist