DE3854424T2

DE3854424T2 - Medizinisches Instrument.

Info

Publication number: DE3854424T2
Application number: DE3854424T
Authority: DE
Inventors: Kazuhiko C O Terumo K Hagiwara; Hiroshi C O Terumo Kabus Kitoh; Hiroshi Ohmura Hiroshi Ohmura; Yoshihiro Oshibe Yoshih Oshibe
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1987-12-25
Filing date: 1988-12-23
Publication date: 1996-03-07
Anticipated expiration: 2008-12-24
Also published as: AU611244B2; EP0323341A3; DE3854424D1; EP0323341A2; US5429802A; US5582794A; AU2744888A; US5211913A; EP0323341B1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Blutreservoir oder einen Oxygenator bzw. Sauerstoffapparat für direkte Blutbeladung (nachstehend Sauerstoffapparat genannt) vom Hohlfaser-Typ, in dem der Blutfluß-Kanalabschnitt des Blutreservoirs oder mindestens ein Stück der äußeren Wandoberflächen der Hohlfaser des Sauerstoffapparats einer chemischen Behandlung wie beispielsweise mit Säure oder Albumin-Lösungen oder Polyhydroxyethylmethacrylat, nachstehend als PHEMA bezeichnet, Entladungs-Behandlung wie beispielsweise durch Corona- oder Plasma-Behandlung oder mit Ozon unterzogen und dadurch hydrophilisiert worden ist, um damit seine Benetzbarkeit mit Blut zu verbessern.
Die Erfindung bezieht sich auch auf medizinische Hilfsmittel oder medizinische Instrumente, in denen die Blutfluß- Kanalabschnitte zur Hydrophilierung unter Verwendung eines Polymers wie beispielsweise Hydroxyethylmethacrylat (HEMA), Methylmethacrylat (MMA) oder unter Verwendung von Poly(oxyethylen)-Poly(oxypropylen)-Blockpolymer nach der Behandlung unter Verwendung des vorstehenden Polymers behandelt werden.
Zahlreiche Polymere, die in den Materialien von medizinischen Hilfsmitteln verwendet werden, haben im allgemeinen hydrophobe Eigenschaften. In Abhängigkeit von der Verwendung und den Anwendungen ist jedoch bei nicht wenigen dieser Materialien eine Oberflächenbehandlung zur Hydrophilierung erforderlich.
Beispiele für ein angemessenes Material für diese Oberflächenbehandlung ist in US 4 267 295 beschrieben, welches auch den nächsten Stand der Technik in bezug auf den unabhängigen Patentanspruch 4 bildet.
In einem Sauerstoffapparat ist beispielsweise das Gehäuse durch eine Gas-Austauschmembran in zwei Abschnitte geteilt, und ein Gas-Austausch wird zwischen dem Blut, das in einem dieser Abschnitte fließt, und dem Gas, meistens Sauerstoff, das in dem anderen Abschnitt fließt, bewirkt. Als eine Gas- Austauschmembran werden Polypropylen, Polystyrol oder Silikon-Membrane, die hydrophobe Eigenschaften haben, oft verwendet.
Ein Beispiel für solch einen Oxygenator bzw. Sauerstoffapparat wird in EP-A-0 005 866 beschrieben, welches den nächsten Stand der Technik in bezug auf Patentanspruch 1 bildet. Solch ein Oxygenator bzw. Sauerstoffapparat umfaßt ein zylindrisches Gehäuse und ein Bündel von porösen Hohlfasern und eine Sauerstoff-Kammer, die zwischen der äußeren Oberfläche des Faserbündels und der inneren Oberfläche des Gehäuses gebildet ist, wobei der Oxygenator bzw. der Sauerstoffapparat aus einem Polyolefin-Harz gebildet ist.
Es ist anzumerken, daß vor der Verwendung des Oxygenators bzw. des Sauerstoffapparats gewöhnlich ein vorbereitender Vorgang durchgeführt wird, um die in dem Sauerstoffapparat enthaltende Luft zu entfernen. Die Membran ist hydrophob und zeigt nur schwache Affinität zu Wasser, so daß die Luft nicht vollständig im Verlauf des vorbereitenden Vorgangs entfernt werden kann. Vor allem wird, in dem Fall eines Sauerstoffapparats vom Hohlfaser-Typ unter Verwendung von porösen Hohlfasern als Gas-Austauschmembran, wobei man das Blut außerhalb der Hohlfaser fließen läßt, eine starke Tendenz gezeigt, daß Luft zwischen den benachbarten Fasern der Hohlfaser eingeschlossen wird. Das Ergebnis ist, daß diese benachbarten Fasern Flockenbildung durch die Luft unterliegen, wobei sogenannte Hohlräume gebildet werden und das Gas-Austauschvermögen erniedrigt wird.
Der Großteil der Sauerstoffapparate vom Hohlfaser-Typ, die bis jetzt entwickelt worden sind, waren von dem Typ, bei dem man das Blut innerhalb der Hohlfaser fließen läßt. Aufgrund der großen Druckverluste, die angetroffen werden, hat inan jedoch das Gefühl, daß dieser Typ von Sauerstoffapparat auf extrakorporale Zirkulation mit pulsierendem Fluß, separate extrakorporale Zirkulation oder Blut-Kardioplegie nur mit beträchlichen Schwierigkeiten angewendet werden kann.
Wenn man das Blut und das Gas jeweils außerhalb und innerhalb der Hohlfaser fließen läßt, können Druckverluste verringert werden, so daß das Blut dem Sauerstoffapparat und damit dem Blutreservoir durch Blutbewegung zugeführt werden kann, die nur durch das Druckgefälle von dem Körper des Patienten verursacht wird, ohne die Notwendigkeit, eine Blutzuführpumpe vor dem Sauerstoffapparat in dem Blutkreislauf bereitzustellen. Auf diese Weise kann der Sauerstoffapparat an Blut-Kardioplegie oder separate extrakorporale Zirkulation angepaßt werden.
Wenn die Hohlfasern aus einem hydrophoben Harz gebildet sind, zeigt die Faseroberfläche nur eine geringe Benetzbarkeit mit dem Blut, so daß das Blut nicht zufriedenstellend zwischen den benachbarten Hohlfasern verteilt werden kann. Daher wird ein effektiver Gas-Austausch über die Hohlfaser behindert und eine ausreichende Gas-Austauschleistung wird nicht erzielt. Um die äußeren Wandoberflächen der Hohlfaser zu benetzen, müssen die Luftblasen, die zwischen der Hohlfaser verbleiben, entfernt werden, in dem man einen physikalischen Stoß versetzt, beispielsweise durch Schlagen des Sauerstoffapparats, was ein schwieriger Vorgang ist.
Bei Operationen am offenen Herz wird ein Blutkreislauf mit einem eingebauten Oxygenator bzw. Sauerstoffapparat anstelle der lebenden Lunge verwendet, um Kohlendioxid in dem Blut zu entfernen und Sauerstoff in die extrakorporale Zirkulation aufzufüllen.
In der extrakorporalen Zirkulation mit dem eingebauten Sauerstoffapparat ist ein Blut-Reservoir bereitgestellt, um Luftblasen zu beseitigen, die gelegentlich in den Kreislauf fließen, oder um das Blut zu speichern und wieder aufzufüllen, in dem Fall, daß der Blutkreislauf plötzlich abnimmt, was beispielsweise durch Schlauchriß in dem Kreislauf verursacht wird.
Im Hinblick auf die relative Einfachheit, mit der die gespeicherte Blutmenge sichergestellt werden kann und das Blut mit einem großen Volumen gespeichert werden kann, wird im allgemeinen ein Blutreservoir vom Typ mit harter Schale, die aus einem harten Material gebildet ist, verwendet. Da das Blutreservoir dann einfach in den Sauerstoffapparat eingebaut werden kann, wird ein Sauerstoffapparat mit einem Einbau- Blutreservoir vorgeschlagen.
Wenn jedoch das Blutreservoir hydrophobe Eigenschaften hat, wird nicht zugelassen, daß das Blut oder die Vorbereitungsflüssigkeit gleichförmig auf der gesamten Oberfläche des Blutfluß-Kanals fließt, sondern es fließt als ein vereinzelter bzw. teilweiser Fluß in das Blutreservoir, wobei Luftblasen erzeugt werden.
Das Blutreservoir 1 vom Typ mit harter Schale, das mit dem Sauerstoffapparat einstückig ausgebildet ist, ist schematisch in Fig. 1 gezeigt und ist aus einem Gehäuse 7 aus einem harten Material gebildet und umfaßt eine Bluteinlaß-Öffnung 2, einen Blutzufluß-Abschnitt 5, der mit der Einlaßöffnung in Verbindung steht und eine Bodenfläche darstellt, die im wesentlichen nicht von der Einlaßöffnung 2 abfällt, einen Blutreservoir-Abschnitt 6, der mit dem Blutzufluß-Abschnitt in Verbindung steht und eine Bodenfläche darstellt, die allmählich von dem Abschnitt 5 abfällt, und einen Blut-Auslaß 3, der am Boden des Reservoirabschnitts 6 gebildet ist. Es wird angemerkt, daß die Bodenflächen des Blutzufluß- Abschnitts 5 und des Blutreservoir-Abschnitts 6 und die lateralen Seiten des Gehäuses 7 eine Blutfluß-Kanaloberfläche darstellen.
Es wird verursacht, daß das über die Bluteinlaß-Öffnung 2 eingeleitete Blut auf der Blutfluß-Kanaloberfläche 4 fließt, so daß es zu dem Blutspeicher-Abschnitt 6 absteigt und in ihm gespeichert wird.
Bis jetzt war das Gehäuse 7 des Blutreservoirs 1 aus einem Element aus einem Material gebildet, das hydrophobe Eigenschaften hat, beispielsweise hartes Vinylchlorid-Harz, Styrol-Harz oder Carbonat-Harz. Als ein Ergebnis hat die Blutfluß-Kanaloberfläche 4 auch hydrophobe Eigenschaften, so daß, wenn eine blutlose Vorbereitung durchgeführt wird, die Vorbereitungsflüssigkeit als ein vereinzelter Fluß fließen wird, ohne daß sie gleichförmig auf der gesamten Blutfluß- Kanaloberfläche 4 fließt. Auf diese Weise wird der Flüssigkeitsfluß gestört, und die vorbereitende Flüssigkeit fließt in den Blutspeicher-Bereich 6 gerade so, wie ein Wasserfall in einen Teich niederfließt, wobei Luftblasen oder Schaum in dem Blutspeicher-Bereich 6 erzeugt werden. Zusätzlich wird gesagt, daß die vorstehenden Materialien nicht zufriedenstellend in der Verträglichkeit mit Blut sind.
Es ist zu bemerken, daß das Filtermaterial für die Entfernung von Fremdmaterial eines Blutfilters oder eines arteriellen Filters, der stromabwärts des außerkörperlichen Kreislaufs bereitgestellt ist, in der Form von Falten ist, um die Eigenschaften der Entfernung von Fremdmaterial zu erhöhen, so daß Luftblasen nicht einfach entfernt werden können. Da die Materialien hydrophob sind, haben sie eine niedrige Benetzbarkeit, so daß ein bestimmtes Druckgefälle bei dem vorbereitenden Vorgang notwendig ist, was den vorbereitenden Vorgang schwierig macht.
Um die vorstehend genannten Schwächen zu bekämpfen und die Benetzbarkeit der Blutfluß-Kanaloberfläche mit Blut oder der vorbereitenden Flüssigkeit zu verbessern, sind Versuche gemacht worden, um die Blutfluß-Kanaloberfläche durch eine geeignete Oberflächenbehandlung zu hydrophilieren. Diese Versuche waren jedoch nicht erfolgreich, aufgrund von Schwierigkeiten, gleichzeitig gleichförmige hydrophile Eigenschaften und verbesserte Verträglichkeit mit Blut zu erzielen, ohne die Eigenschaften des Material zu verändern.
Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Oxygenator bzw. einen Sauerstoffapparat für direkte Sauerstoffbeladung bereitzustellen, in dem die äußere Wandoberfläche der Hohlfaser hydrophiliert ist, um seine Benetzbarkeit mit Blut und der vorbereitenden Flüssigkeit zu verbessern und die Bildung von Luftblasen zu unterdrücken, ohne die Gas-Austauscheigenschaften zu erniedrigen.
Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Blutreservoir bereitzustellen, in dem die Blutfluß- Kanaloberfläche hydrophiliert ist, entweder teilweise oder in ihrer Gesamtheit, um ihre Benetzbarkeit mit Blut und der vorbereitenden Flüssigkeit zu verbessern und die Erzeugung von Luftblasen oder Schaum durch das in dem Blut- Speicherbereich fließende Blut zu unterdrücken.
Die vorliegende Erfindung ist als ein Ergebnis von ausdauernden Untersuchungen zur Bekämpfung der vorstehend genannten Mängel, die hauptsächlich durch die hydrophoben Eigenschaften der Blutfluß-Kanalabschnitte der medizinischen Instrumente verursacht werden, vervollständigt worden. Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein medizinisches Instrument bereitzustellen, in dem mindestens der Blutfluß- Kanalabschnitt des medizinischen Instruments einer hydrophilierenden Behandlung zur Verbesserung seiner Benetzbarkeit mit Blut oder der vorbereitenden Flüssigkeit, unterzogen worden ist, um das Anheften von Luftblasen zu verhindern, während gleichzeitig die Verträglichkeit des medizinischen Instruments mit Blut verbessert ist.
Die vorliegende Erfindung ist als ein Ergebnis von beharrlichen Untersuchungen zur Beseitigung der vorstehend genannten Mängel, die hauptsächlich durch die hydrophoben Eigenschaften der Blutfluß-Kanalabschnitte der medizinischen Instrumente verursacht werden, erfüllt worden. Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein medizinisches Instrument bereitzustellen, in dem mindestens der Blutfluß- Kanalabschnitt des medizinischen Instruments einer hydrophilierenden Behandlung unterzogen worden ist, um seine Benetzbarkeit mit Blut oder der vorbereitenden Flüssigkeit zu verbessern, während gleichzeitig die Verträglichkeit des medizinischen Instruments mit Blut verbessert ist.
Gemäß einer ersten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung wird ein Sauerstoffapparat bzw. ein Sauerstoffapparat vom Hohlfaser-Typ bereitgestellt, in dem die Außenseiten der Faser als Blutfluß-Kanal verwendet werden, wobei mindestens bei einigen der Hohlfasern ihre äußere Wandseite hydrophilierend behandelt worden ist, so daß Luftblasen an den äußeren Wandseiten der Hohlfaser nur mit Schwierigkeit festhaften können.
Vorzugsweise ist die Hohlfaser ein polyolefinisches Harz und die zur Hydrophilierung behandelte Hohlfaser hat solche Eigenschaften, daß die Flüssigkeitsoberfläche entlang den Außenwänden der Hohlfaser erhöht ist, wenn eine der Hohlfasern senkrecht zu der Wasseroberfläche im Wasser eingeführt worden ist.
Gemäß einer zweiten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung wird ein Blutreservoir mit einer Blutfluß-Kanaloberfläche, die mindestens teilweise geneigt ist, einem Blutzufluß- Abschnitt, der sich stromaufwärts von der Blutfluß- Kanaloberfläche befindet, einem Blutspeicher-Bereich, der sich unterhalb der Blutfluß-Kanaloberfläche befindet, und einem Blutabfluß-Abschnitt, der sich stromabwärts von dem Blutspeicher-Abschnitt befindet, bereitgestellt, wobei die Blutfluß-Kanaloberfläche hydrophile Eigenschaften hat, so daß das Blut, das in das Reservoir über den Blutzufluß-Abschnitt eingeleitet worden ist und das auf der Blutfluß- Kanaloberfläche herabfließt, auf der Oberfläche in seiner Gesamtheit im wesentlichen gleichförmig fließen wird, ohne daß es die Tendenz zeigt, einen vereinzelten bzw. teilweisen Fluß auf der Oberfläche zu bilden.
Der Kontaktwinkel der Blutfluß-Kanaloberfläche, die hydrophile Eigenschaften hat, in bezug auf Wasser ist vorzugsweise weniger als 90º und bevorzugter nicht mehr als 80º.
Gemäß einer dritten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung wird ein medizinisches Instrument bereitgestellt, bei dem mindestens der Blutfluß-Kanalabschnitt des medizinischen Instruments teilweise oder in seiner Gesamtheit mit einem Polymer beschichtet ist, das Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) und Methylmethyacrylat (MMA) enthält.
Vorzugsweise liegen Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) und Methylmethacrylat (MMA) separat als jeweilige separate Segmente vor. Vorzugsweise ist das Gewichtsverhältnis der Segmente, die Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) enthalten, zu den Segmenten, die Methylmethacrylat (NMA) enthalten, 50:50 bis 95:5. Bevorzugter ist der Gehalt an Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) in dem Segment, das Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) enthält, nicht weniger als 50 Gew.-%, und der Gehalt an Methylmethacrylat (MMA) in dem Segment, das Methylmethacrylat (HHA) enthält, ist nicht weniger als 70 Gew.-%.
Vorzugsweise ist das medizinische Instrument ein Oxygenator bzw. Sauerstoffapparat und der Blutfluß-Kanalabschnitt ist die äußere Wand der porösen Hohlfaser, die in dem Sauerstoffapparat oder einem Blutreservoir enthalten ist.
Gemäß einer vierten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung wird ein medizinisches Instrument bereitgestellt, bei dem mindestens der Blutfluß-Kanalabschnitt teilweise oder in seiner Gesamtheit mit einem Polymer beschichtet ist, das Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) und Methylülethacrylat (MMA) enthält.
Vorzugsweise liegen Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) und Methylmethacrylat (MNA) separat als jeweils separate Segmente vor.
Vorzugsweise ist das Gewichtsverhältnis der Segmente, die Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) enthalten, zu den Segmenten, die Methylmethacrylat (MMA) enthalten, 50:50 bis 95:5. Bevorzugter ist der Gehalt an Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) in dem Segment, das Hydroxyethlymethacrylat (HEMA) enthält, nicht weniger als 50 Gew.-% und der Gehalt an Methylmethacrylat (MMA) in dem Segment, das Methylmethacrylat (MMA) enthält, nicht weniger als 70 Gew.-%.
Zusätzlich wird das medizinische Instrument, nachdem es durch das Polymer behandelt worden ist, das HEMA und MMA enthält, mit einem Poly(oxyethylen)-Poly(oxypropylen)-Blockpolymer mit der allgemeinen Formel:
behandelt.
Vorzugsweise sind in der vorstehenden Formel a + c und b 2 bis 2000 bzw. 10 bis 150.
Vorzugsweise ist das medizinische Instrument ein Sauerstoffapparat bzw. ein Sauerstoffapparat und der Blutfluß-Kanalabschnitt ist die äußere Wand der porösen Hohlfaser, die in dem Sauerstoffapparat oder einem Blutreservoir enthalten ist.
Die medizinischen Instrumente umfassen auch ein Blutreservoir und einen Blutfilter.
Die medizinischen Instrumente umfassen ferner Bestandteile eines Pumpen-Sauerstoffapparats wie beispielsweise den Pumpen-Sauerstoffapparat, das Blutreservoir oder den Blutfilter, wie vorstehend erwähnt, und ein oxygenierendes bzw. Sauerstoff eintragendes Pumpen-Schaltungssystem bzw. Kreislaufsystem mit Pumpe, das aus diesen Bestandteilen gebildet ist.
Fig. 1 ist eine längliche Querschnittsansicht, die eine Ausführungsform eines Blutreservoirs gemäß der vorliegenden Erfindung und eine Vorrichtung des Standes der Technik zeigt.
Fig. 2 ist eine Vorderansicht, im teilweisen Querschnitt, die einen Pumpen-Sauerstoffapparat mit Hohlfasern gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt.
Fig. 3 ist eine Querschnittsansicht eines Blutfilters.
Fig. 4 und 5 sind schematische Ansichten, die ein Sauerstoff eintragendes Kreislaufsystem mit Pumpe bzw.. Pumpen-Kreislaufsystem zeigen.
Ein Oxygenator bzw. Sauerstoffapparat für direkte Blutbeladung vom Hohlfaser-Typ gemäß einer ersten Ausgestaltung und ein Blutreservoir gemäß einer zweiten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung werden im Detail unter Bezugnahme auf ein Blutreservoir von dem Typ, der in den Sauerstoffapparat einzubauen ist, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Das Blutreservoir 1 vom Typ mit harter Schale, das in dem Sauerstoffapparat eingebaut ist, ist schematisch in Fig. 1 gezeigt und ist aus einem Gehäuse 7 aus einem harten Material gebildet und umfaßt eine Bluteinlaß-Öffnung 2, einen Blutzufluß-Abschnitt 5, der mit der Einlaßöffnung in Verbindung steht und eine Bodenfläche darstellt, die im wesentlichen nicht von der Einlaßöffnung 2 abfällt, einen Blutreservoir- oder -Speicherabschnitt 6, der mit dem Blutzufluß-Abschnitt in Verbindung steht und eine Bodenfläche darstellt, die allmählich von dem Abschnitt 5 zu einer Blutauslaß-Öffnung 3 absteigt, die am Boden des Reservoir- Abschnitts 6 gebildet ist. Es wird bemerkt, daß die Bodenflächen des Blutzufluß-Abschnitts 5 und des Blutreservoir-Abschnitts 6 und die lateralen Seiten des Gehäuses 7 eine Blutfluß-Kanaloberfläche 4 darstellen.
Das vorstehend beschriebene Blutreservoir ist in einer extrakorporalen Zirkulation des Sauerstoffapparats bereitgestellt. Es ist jedoch bevorzugter, daß das Blutreservoir als eine Sauerstoff eintragende Einheit verwendet wird, in der sie als eines mit dem Sauerstoffapparat und einem Wärmetauscher, wie beispielsweise in Fig. 2 gezeigt, kombiniert ist.
In der in Fig. 2 gezeigten bevorzugten Ausführungsform umfaßt ein Sauerstoffapparat ein Gehäuse, das aus einem Hauptkörper des Gehäuses 12 und Befestigungs-Abdeckplatten 13a, 13b gebildet ist, die beide offene Enden des Hauptkörpers des Gehäuses 12 abschließen. Innerhalb des Gehäuses ist eine Vielzahl von Hohlfasern 14 bereitgestellt, die parallel und voneinander auseinanderliegend entlang der Längsrichtung des Gehäuses vorliegen.
Diese Hohlfasern 14 werden flüssigkeitsdicht in bezug auf den Hauptkörper des Gehäuses 12 durch Trennwände 15a, 15b an beiden Enden gehalten, wobei die Öffnungsenden der Fasern offen bleiben.
Ein Gaseinlaß-Raum 16, der durch die Befestigungs- Abdeckplatte 13a, den Hauptkörper des Gehäuses 12 und die Trennwand 15 gebildet ist, so daß er in Verbindung mit dem Innenraum der Hohlfaser steht, steht wiederum mit einer Gaseinlaß-Öffnung 17 in Verbindung, und ein Gasauslaß-Raum 18, der aus der Befestigungsabdeckung 13b, dem Hauptkörper des Gehäuses 12 und der Trennwand 15b gebildet ist, so daß er in Verbindung mit den Innenraum der Hohlfasern steht, steht wiederum mit einer Gasauslaß-Öffnung 19 in Verbindung.
Eine Blutkammer 20, die durch die Innenwand des Hauptkörpers des Gehäuses 12, die Trennwände 15a und 15b und die Außenwände der Hohlfasern 14 definiert ist, steht mit einer Bluteinlaß-Öffnung 21 und einer Blutauslaß-Öffnung 22 in Verbindung.
Der hier gezeigte Sauerstoff apparat 12 ist von dem Typ, in dem Gas-Austausch durchgeführt wird, wobei das sauerstoffhaltige Gas wie beispielsweise Luft in den Innenraum der Hohlfasern 14 geblasen wird und man das Blut auf den Außenseiten der Hohlfasern 14 fließen läßt.
Die Hohlfasern 14 können aus jedem geeigneten hydrophoben Material, das gewöhnlich für Sauerstoffapparate verwendet wird, gebildet sein. Beispielsweise sind Polytetrafluorethylen, Polypropylen oder Silikon bevorzugt.
Mit dem Blutauslaß 22 des Oxygentors 11 ist flüssigkeitsdicht die Bluteinlaß-Öffnung 2 des Blutreservoirs 1, das unter Bezugnahme auf Fig. 1 beschrieben ist, verbunden.
Ein Wärmetauscher 23 ist mit dem Blutauslaß 21 des Sauerstoffapparats 11 verbunden. Der Wärmetauscher 23 umfaßt ein Gehäuse 24, in dem eine Vielzahl von Wärmetauscherröhren bzw. -schläuchen 25 parallel zueinander und mit einem Abstand zueinander entlang der Länge des Gehäues 24 angeordnet sind. Die beiden Enden der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche 25 sind flüssigkeitsdicht in bezug auf die Seitenwände des Gehäuses 24 durch Trennwände, die nicht gezeigt werden, gehalten, wobei die Öffnungsenden der Röhren bzw. Schläuche offen bleiben.
Ein durch diese Trennwände, Seitenwände des Gehäuses 24 und die Außenwände der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche 25 definierter Zwischenraum 26 wird in Verbindung mit einer Bluteinlaß-Öffnung 27 und dem Bluteinlaß 21 zu dem Sauerstoffapparat 11 gehalten. Der innere Zwischenraum der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche 25, der flüssigkeitsdicht von dem Zwischenraum 26 getrennt ist, wird in Verbindung mit einer Wassereinlaß-Öffnung 28, die mit der Außenseite von einer der Trennwände des Gehäuses 24 in Verbindung steht, und einer Wasserauslaß-Öffnung, die nicht gezeigt wird, die mit der Außenseite der anderen Trennwand des Gehäuses 24 in Verbindung steht, in Verbindung gehalten.
In dem vorstehend beschriebenen Wärmetauscher 23 fließt das Blut in den Wärmetauscher 23 über die Bluteinlaßöffnung 27, wobei es entlang den Außenseiten der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuchen 25 fließt, während warmes oder kaltes Wasser innerhalb der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuchen 25 fließt, wobei es das Blut, das die Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche 15 berührt, erwärmt oder abkühlt. Es ist jedoch auch möglich, einen Wärmetauscher von dem Typ zu verwenden, in dem das Blut innerhalb der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche fließt und man das Abkühl- oder Erwärmungsmaterial in den Außenseiten der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche fließen läßt.
Es ist ein wichtiges Merkmal der vorliegenden Erfindung, daß ein Teil oder die gesamte Blutfluß-Kanaloberfläche von dem Bluteinlaß 21 bis zu dem Blutauslaß 22 in dem vorstehend beschriebenen Sauerstoffapparat, insbesondere die Hohlfasern, bei dem es wahrscheinlich ist, daß Blut Sauerstoffapparat- Bestandteile, berührt, einer hydrophilierenden Behandlung unterzogen ist. Es ist nicht immer notwendig, daß die Gesamtheit der Hohlfasern, die das Hohlfaserbündel aufbauen, hydrophiliert sind. Beispielsweise kann mehr als die Hälfte der Hohlfasern hydrophiliert und gleichförmig abwechselnd mit den verbleibenden, nicht hydrophilierten Fasern angeordnet sein. In dem Fall, daß der zentrale Bereich des Hohlfaserbündels axial durch das Gehäuse des Sauerstoffapparats verengt und gedrosselt wird reicht es aus, daß mindestens dieser verengte Bereich hydrophiliert ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt, wie bereits unter Bezugnahme auf das in Fig. 1 dargestellte Blutreservoir beschrieben, die gesamte oder ein Teil der Blutfluß- Kanaloberfläche des Blutreservoirs hydrophile Eigenschaften. Es kann das Material, das die Blutfluß-Kanaloberfläche darstellt, selbst sein, das diese Eigenschaften zeigt.
Es gibt eine Anzahl von Verfahren, um die Blutfluß- Kanaloberfläche zu hydrophilieren. Im folgenden werden einige dieser Verfahren, die in Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden können, zusammengefaßt.

(1) Säurebehandlung

Die Säuren, die verwendet werden können, umfassend KMNO&sub4;/H&sub2;SO&sub4; und K&sub2;Cr&sub2;O&sub4;/H&sub2;SO&sub4;-Lösungen. Vor allem ist die KMnO&sub4;/H&sub2;SO&sub4;-Lösung bevorzugt. Für die Hydrophilierbehandlung sind die Konzentrationen von 0,05 bis 1 Gew.-% KMnO&sub4; und 90 bis 100 Gew.-% H&sub2;SO&sub4; als die Konzentrationen der Bestandteile der vorstehenden Lösung bevorzugt.
Zusätzlich zu den vorstehenden Säure-Mischungen können Säuren wie beispielsweise H&sub2;SO&sub4; alleine verwendet werden.

(2) Behandlung mit einer wäßrigen Albumin-Lösung

Eine wäßrige Albumin-Lösung aus 0,5 bis 8 w/v% kann geeignet für die Hydrophilier-Behandlung verwendet werden.

(3) Behandlung mit PHEMA

Dies ist die Behandlung mit PHEMA oder Polyhydroxyethylmethacrylat. Für die beabsichtigte Hydrophilierbehandlung ist die Konzentration von 0,05 bis 4 Gew.-% bevorzugt.

(4) Korona-Entladungsbehandlung

Bei der Korona-Entladungsbehandlung läßt man die Korona- Entladung auf einem Material auftreten, um hydrophile Gruppen auf der Materialfläche einzuführen. Die Dauer der Verarbeitung wird in Abhängigkeit von dem Grad der erforderlichen Hydrophilierung eingestellt.

(5) Plasmabehandlung

Bei der Plasma-Verarbeitung werden aktive Spezies, die durch die Glimmentladung erzeugt werden, verwendet, um die Polymeroberfläche zu behandeln. Die Dauer der Verarbeitung wird wiederum in Abhängigkeit von dem erforderlichen Grad der Hydrophilierung eingestellt.

(6) Ozonbehandlung

Bei der Ozonbehandlung läßt man Ozon auf einem Material auftreten, wobei man hydrophile Gruppen auf der Materialoberfläche einführt. Die Dauer der Verarbeitung wird in Abhängigkeit von dem Grad der erforderlichen Hydrophilierung eingestellt.
Wie vorstehend beschrieben, können zahlreiche Verfahren verwendet werden, um den Sauerstoffapparat zu hydrophilieren. Für die Einfachheit des Verständnisses kann der Grad der Hydrophilierung im Sinne der Benetzbarkeit mit Wasser bewertet werden.
Man kann sagen, daß eine Hohlfaser mit hydrophilen Eingeschaften ausgestattet ist, wenn sich die Wasseroberfläche entlang der äußeren Wand der Faser erhebt, die von der zu der Wasseroberfläche senkrechten Richtung im Wasser eingeführt wird.
Wenn die Faser nicht hydrophiliert ist, d.h., keiner hydrophilierenden Behandlung unterzogen worden ist, wird die Wasseroberfläche konkav nach unten entlang der äußeren Wand der Hohlfaser.
In einem Material, aus dem das Blutreservoir der vorliegenden Erfindung gebildet ist, kann ein Kontaktwinkel mit Wasser von nicht mehr als 90º, vorzugsweise bis zu 80º zufriedenstellende Benetzbarkeit mit sowohl der vorbereitenden Lösung als auch mit Blut verleihen.

Betrieb

In der in Fig. 2 gezeigten Oxygentor-Einheit, in der das Blutreservoir 1 mit dem Sauerstoffapparat 11 und dem Wärmetauscher einstückig ausgebildet ist, wird das in dem Wärmetauscher 23 über die Bluteinlaß-Öffnung 27 fließende Blut erwärmt oder gekühlt, bis es an der Bluteinlaß-Öffnung 21 des Sauerstoffapparats 11 ankommt. Das in den Sauerstoffapparat 11 über den Bluteinlaß 21 fließende Blut unterliegt dem Gas-Austausch mit dem sauerstoffhaltigen Gas über die Hohlfasern 14 mit dem sauerstoffhaltigen Gas, das durch das Innere der Hohlfasern 14 zirkuliert, wenn das Blut durch die Blutkammer 20 fließt, so daß Kohlendioxid in dem Blut entfernt ist, während der verbrauchte Sauerstoff wieder aufgefüllt wird.
Es wird angemerkt, daß, da die Blutfluß-Kanaloberfläche der Sauerstoffapparat-Bestandteile, vor allem vorzugsweise die gesamte Oberfläche der Außenwände 14a der Blutfluß- Kanaloberfläche der Hohlfaser 14 durch die vorstehend beschriebene Hydrophilier-Behandlung hydrophiliert wird, um die Benetzbarkeit mit Blut zu verbessern, es kein Risiko gibt, daß die Fasern Flockenbildung durch die Luft unter Bildung von Hohlräumen unterzogen wird, wie in dem vorstehend beschriebenen Stand der Technik. Andererseits kann das Blut glatt in die Blutkammer 20 ohne Stagnation fließen, so daß der Gasaustausch effizient stattfinden kann.
Das somit mit Sauerstoff wiederaufgefüllte Blut tritt an dem Blutauslaß 22 des Oxyenators 11 aus, wobei es in das Blutreservoir 1 über die Bluteinlaß-Öffnung des Blutreservoirs 1 fließt. Das somit über die BluteinlaßÖffnung 2 eingeleitete Blut erreicht dann den Blutzufluß- Abschnitt 5, der mit der Öffnung 2 in Verbindung steht, wobei es glatt auf der Blutfluß-Kanaloberfläche 4 fließt und ruhig in den Blutreservoir-Abschnitt 6 für die Lagerung darin herabfließt.
Bis jetzt war das Gehäuse 7 des Blutreservoirs 1 aus einem hydrophoben Material gebildet, wie beispielsweise einem harten Vinylchlorid, Harz, Styrol-Harz oder Carbonat-Harz. Aus diesem Grund hat die Blutfluß-Kanaloberfläche hydrophobe Eigenschaften. So fließt in dem Fall der blutlosen Vorbereitung die vorbereitende Flüssigkeit nicht auf der gesamten Oberfläche der Blutfluß-Kanaloberfläche 4, sondern sie fließt ungleichmäßig, wobei Störungen in dem Flüssigkeitsstrom verursacht werden. Somit wird eine Unannehmlichkeit verursacht, daß die vorbereitende Flüssigkeit in den Blutreservoir-Abschnitt 6 fließt, wie ein Wasserfall in einen Teich fällt, so daß die vorbereitende Flüssigkeit Blasen in dem Blutreservoir-Abschnitt bildet.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Blutfluß- Kanaloberfläche 4 des Blutreservoirs 1, das unter Bezugnahme auf Fig. 1 beschrieben worden ist, durch die vorstehend beschriebenen Verfahren zur hydrophilierenden Behandlung hydrophiliert, wodurch die Benetzbarkeit der Kanaloberfläche mit Blut und die vorbereitende Flüssigkeit verbessert wird. Das Blut und die vorbereitende Flüssigkeit fließen nicht ungleichmäßig oder gleichzeitig auf der Blutfluß- Kanaloberfläche 4, sondern sie bilden einen gleichförmigen Fluß als ein Ganzes, wobei Schaumbildung verhindert wird.
Die vorliegende Erfindung wird näher in Verbindung mit einem medizinischen Instrument gemäß der dritten und vierten Ausführungsform der Erfindung erklärt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist das Material, das mindestens den Blutfluß-Kanalabschnitt des medizinischen Instruments teilweise oder als ein Ganzes durch eine hydrophilierende Behandlung beschichtet, vorzugsweise Hydroxyethylmethacrylat (nachstehend als HEMA abgekürzt) und Methylmethacrylat (nachstehend als MMA abgekürzt). Das liegt daran, daß diese Polymere einen hohen Grad an Sicherheit, Anpassungsfähigkeit an Blut, Körperverträglichkeit haben und die Polymersynthese und -beschichtung leicht gemacht werden können.
Es ist bevorzugt, daß das Polymer, das HEMA und MMA enthält, in der Form eines Block-Copolymers vorliegt, in dem HEMA und MMA als separate Segmente miteinander verbunden sind. Es ist auch bevorzugt, daß die Segmente separat in dem Polymer vorliegen, da dann die Segmente, die MMA enthalten, das stark wasserdicht sind, innig mit dem Basismaterial verbunden werden können, während die Segmente, die HEMA enthalten, das hydrophile Eigenschaften zeigt, auf der Oberfläche angeordnet werden kann, um für eine hydrophilierende Behandlung der Oberfläche mit einem hohen Grad an Stabilität zu sorgen.
Es ist auch bevorzugt, daß das Gewichtsverhältnis des HEMA- haltigen Segments, das nachstehend als A-Segment bezeichnet wird, zu dem MMA-haltigen Segment, das nachstehend als B- Segment bezeichnet wird, 50:50 bis 95:5 ist. Mit dem A- Segment und dem B-Segment werden hier solche Fragmente oder Teile gemeint, die hauptsächlich HEMA bzw. MMA, enthalten. Wenn das Gewichtsverhältnis des A-Segments zum B-Segment niedriger als 50:50 ist, sind die hydrophilen Eigenschaften auf der Oberfläche erniedrigt. Wenn das Gewichtsverhältnis größer als 95:5 ist, ist es wahrscheinlich, daß das Beschichtungspolymer während der Verwendung herausgespült oder abgeschält wird.
Es ist auch bevorzugt, daß der Gehalt an HEMA an dem A- Segment nicht niedriger als 50 Gew.-% ist und daß der Gehalt an MMA in dem B-Segment nicht niedriger als 70% ist. Wenn der Gehalt an HEMA in dem A-Segment niedriger als 50 Gew.-% ist, sind die hydrophilen Eigenschaften erniedrigt. Wenn der Gehalt an MMA in dem Polymer niedriger als 70 Gew.-% ist, ist die Festigkeit der Bindung des Segments an das Basismaterial erniedrigt, wobei es von den Eigenschaften der Polymerbestandteile außer MMA abhängt.
Es wird bemerkt, daß es gemäß der vorliegenden Erfindung keine spezielle Beschränkung des Beschichtungsverfahrens des Polymers, das HEMA und MMA enthält, auf das medizinische Instrument gibt, und daß praktisch jedes Beschichtungsverfahren verwendet werden kann.
Obwohl eine Anzahl von Verfahren für die Herstellung des Polymers, das in der vorliegenden Erfindung verwendet wird, in Betracht gezogen werden kann, kann man ein Verfahren verwenden, das die Herstellung eines Acrylpolymers mit Peroxy-Bindungen in der Hauptkette (HEMA-haltiges Polymer) und die Durchführung von Dispersionspolymerisation umfaßt, wobei dieses Polymer als Polymerisationsinitator verwendet wird, um ein Block-Copolymer mit einem MMA-haltigen Polymer zu erzeugen.
Gemäß einer dritten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung ist das medizinische Instrument vorzugsweise eine poröse Hohlfaser, die in einem Sauerstoffapparat oder einem Blutreservoir enthalten ist. In jedem Fall ist mindestens der Blutfluß-Kanalabschnitt der Hohlfaser teilweise oder als ein Ganzes mit dem vorstehend beschriebenen Polymer beschichtet, um die Benetzbarkeit mit Blut und die Verträglichkeit oder Anpassungsfähigkeit an Blut zu verbessern.
Somit ist in dem Blutreservoir das Polymer hauptsächlich auf der Blutfluß-Kanaloberfläche des Gehäuses aufgetragen, um den Fluß der vorbereitenden Flüssigkeit und des Bluts zu dem Blutreservoir-Abschnitt glatter zu machen. In der porösen Hohlfaser wird im allgemeinen entweder die innere oder die äußere Wand der Hohlfaser als Blutfluß-Kanaloberfläche verwendet. Die vorliegende Erfindung wird jedoch auf die Hohlfaser angewendet, deren äußere Wand vor allem als die Blutfluß-Kanaloberfläche verwendet wird. Somit ist die äußere Wand der Hohlfaser mit dem vorstehenden Polymer beschichtet, um die Benetzbarkeit mit Blut zu verbessern und um den Blutstrom glatter zu machen.
Auf diese Weise kann gleichzeitig die Verträglichkeit der Hohlfaser mit Blut verbessert werden.
Es ist anzumerken, daß Bereiche außer den Bereichen, die die Blutfluß-Kanaloberfläche bilden, auch der vorstehend beschriebenen hydrophilierenden Behandlung unterzogen werden können.
Gemäß einer vierten Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung wird, um die Benetzbarkeit zu verbessern, nachdem der Blutfluß-Kanalabschnitt des medizinischen Instruments bearbeitet und mit dem vorstehenden Polymer, das HEMA und MMA enthält, beschichtet ist, es bearbeitet und mit einem Poly(oxyethylen)-Poly(oxypropylen)-Blockpolymer behandelt, das durch die folgende allgemeine Formel (I) dargestellt wird:
Es wird angemerkt, daß es keine spezielle Beschränkung hinsichtlich des Mittels zur Beschichtung des medizinischen Instruments mit dem Block-Copolymer gibt, und jedes bekannte Verfahren zur Beschichtung verwendet werden kann.
Auf diese Weise können die Benetzbarkeit und die Eigenschaften, Abscheidung oder Anheften von Schaum zu verhindern, gleichzeitig verbessert werden. Um die vorstehenden Ergebnisse für das medizinische Instrument der Erfindung zu erhalten, ist a + c in der vorstehenden Formel 2 bis 2000, vorzugsweise 2 bis 500 und insbesondere 3 bis 300, und b ist 10 bis 150, vorzugsweise 10 bis 100 und insbesondere 15 bis 70. Außerhalb dieser Bereiche sind die hydrophilen Eigenschaften des Block-Copolymers selbst erniedrigt oder die Affinität zu dem hydrophoben Segment ist verringert, so daß die Benetzbarkeit auf der Oberfläche des Materials infolge der Verarbeitung entsprechend erniedrigt ist.
Die medizinischen Instrumente gemäß einer fünften Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung umfassen solche Instrumente und Bestandteile, bei denen eine Berührung mit Blut wahrscheinlich ist, wie beispielsweise einen Kreislauf für einen kardiopulmonalen Bypass, ein künstliches Dialysiersystem, ein Blutplasma-Trennsystem und eine Vielzahl von Kathedern. Im Fall des Kreislaufs für einen kardiopulmonalen Bypass sind die medizinischen Instrumente sowohl die jeweiligen Komponenten, die das System darstellen, als auch das System in seiner Gesamtheit. Die Komponenten, die das System darstellen, umfassen einen Sauerstoffapparat, vor allem einen Sauerstoffapparat vom Film- oder Membran-Typ, ein Blutreservoir wie beispielsweise ein arterielles Reservoir, venöses Reservoir oder Kardiotomie-Reservoir, eine Blasenfalle, eine Kreiselpumpe und Röhren bzw. Schläuche, die diese Komponenten verbinden. In jedem der vorstehenden Fälle sind mindestens die Blutfluß-Kanalabschnitte dieser Komponenten teilweise oder als ein Ganzes mit dem vorstehenden Polymer beschichtet, um die Benetzbarkeit mit Blut, die Anpassungsfähigkeit oder Verträglichkeit mit Blut und die Eigenschaft, daß das Anhaften von Luftblasen verhindert wird, zu verbessern.
Das heißt, daß in dem Blutreservoir das vorstehende Polymer hauptsächlich auf die Blutfluß-Kanaloberfläche des Gehäuses aufgetragen ist, um den Fluß des Blutes und der vorbereitenden Flüssigkeit zu dem Blutreservoir-Abschnitt glatter zu machen. Im Fall der porösen Hohlfaser innerhalb des Sauerstoffapparats wird entweder die Innen- oder die Außenwand der Hohlfaser als Blutfluß-Kanaloberfläche verwendet. Insbesondere in dem Fall, in dem die Außenwandseite der Hohlfaser als Blutfluß-Kanaloberfläche verwendet wird, kann die Außenwand der Hohlfaser mit dem vorstehenden Polymer beschichtet sein, um die Benetzbarkeit mit Blut zu verbessern und den Blutfluß glatter zu machen.
Auf diese Weise wird auch gleichzeitig die Anpassungsfähigkeit der Hohlfaser an Blut verbessert. In dem Fall, daß die innere Wand der Hohlfaser als die Blutfluß- Kanaloberfläche verwendet wird, kann auch die innere Wand der Faser mit dem vorstehenden Polymer beschichtet sein, um die Eigenschaften, daß die Bildung von Luftblasen verhindert wird, und die Anpassungsfähigkeit an Blut zu verbessern.
Es ist anzumerken, daß die Bereiche der Hohlfaser außer denen, die die Blutfluß-Kanaloberfläche bilden, auch der vorstehend beschriebenen hydrophilierenden Behandlung unterzogen sein können.
Das medizinische Instrument gemäß der vorliegenden Erfindung umfaßt einen Blutflußfilter 30, der in Fig. 3 im Querschnitt gezeigt wird. Dieser Filter ist beispielsweise in einen oxygenierenden Kreislauf mit Pumpe eingebaut, um schließlich Entschäumen zu der Zeit zu bewirken, zu der das Blut in den Körper des Patienten zurückgeleitet wird.
Der Blutflußfilter 30 hat ein Gehäuse 31 mit einer oberen Luft-Ausstoßöffnung 32, einer zentralen Blut-Einlaßöffnung 33 und einer unteren Blut-Auslaßöffnung 34.
Ein Filtermaterial 35, das durch ein Polyesternetz gebildet ist, ist zwischen der Blut-Einlaßöffnung 33 und der Blut- Auslaßöffnung 34 bereitgestellt.
Das in die Blut-Einlaßöffnung 32 eingeleitete Blut fließt entlang der Wand des Gehäuses 31 unter Wirbelbildung herab, um das Filtermaterial 35 zu erreichen. Während dieses Zeitintervalls wird das Blut, das durch das Filtermaterial 35 entschäumt worden ist, zu dem Körper des Patienten über die Auslaßöffnung 34 zurückgeleitet, während die von dem Blut entfernte Luft über eine Luft-Auslaßöffnung 32 ausgestoßen wird.
Solch ein Blutfilter ist auch vorzugsweise mit einem Polymer, das HEMA und MMA enthält, oder zusätzlich dazu mit dem Block- Copolymer, das durch die vorstehende allgemeine Formel (I) dargestellt wird, verarbeitet, ähnlich dem Blutreservoir oder dem Pumpen-Sauerstoffapparat, wie vorstehend beschrieben. Auf diese Weise sind die Entschäumungs-Eigenschaften verbessert, während die Vorbereitungszeit als ein Ergebnis der verbesserten Benetzbarkeit verringert ist. In einem Blutreservoir vom Typ mit harter Schale können eine oder mehrere Komponenten 36 in der Form eines Schwamms bzw. Schaumstoffs und/oder eines Netzes auf halben Wege in dem Blutflußkanal zum Verbessern der Entschäumungs-Effizienz und der Entfernung von Verunreinigungen bereitgestellt sein. In diesem Fall können nur die vorstehend erwähnten Komponenten oder das Blutreservoir, das diese Komponenten in ihrer Gesamtheit enthält, mit dem vorstehenden Polymer behandelt sein, um die eingefangenen Luftblasen schnell zu entschäumen.
Fig. 4 und Fig. 5 zeigen Beispiele eines sauerstoffeintragenden Pumpen-Kreislaufsystems 40, das das vorstehend erwähnte Blutreservoir, den Pumpen- Sauerstoffapparat und den Blutfilter enthält. In diesem System sind das Blutreservoir 42, die Pumpe 43, der Sauerstoffapparat 45 mit einem Wärmetauscher 44 und ein Blutfilter 30 mit einem menschlichen Körper 41 durch eine Röhre bzw. einen Schlauch 46 unter Bildung einer extrakorporalen Kreislaufzirkulation verbunden.
Solch ein Kreislauf als ein Ganzes ist vorzugsweise mit den vorstehend erwähnten Polymeren, die HEMA und MMA enthalten, oder mit dem Blockpolymer, das durch die allgemeine Formel (I) dargestellt wird, verarbeitet, um für eine verbesserte Benetzbarkeit und die Eigenschaften, Anlagern von Luftblasen zu verhindern, zu sorgen.

Betrieb

Der Betrieb eines Sauerstoffapparats, der ein Blutreservoir und poröse Hohlfasern enthält, als das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung wird in größerem Detail erklärt.
Es ist ein Merkmal der vorliegenden Erfindung, daß die Blutfluß-Kanaloberfläche 4 des Blutreservoirs 1 von Fig. 1 teilweise oder als ein Ganzes mit dem Polymer (HEMA und MMA) enthält, oder zusätzlich mit dem Blockpolymer, das durch die vorstehende allgemeine Formel (I) dargestellt ist, beschichtet ist, um die Benetzbarkeit mit Blut und die Eigenschaft, Anlagern von Luftblasen zu verhindern, zu verbessern.
Mit der Blutfluß-Kanaloberfläche 4, die somit mit dem Polymer, das HEMA und MMA enthält, oder ferner mit dem Block- Copolymer, das durch die vorstehende allgemeine Formel (I) dargestellt ist, als eine hydrophilierende Behandlung beschichtet ist, wird verursacht, daß das Blut und die vorbereitende Flüssigkeit, die an der Blut-Einlaßöffnung 2 eingeleitet werden, glatt auf der Blutfluß-Kanaloberfläche 4 fließen, ohne daß sie stehen bleiben, so daß sie glatt auf der allmählich abfallenden Oberfläche fließen, bis sie den Blutreservoir-Abschnitt 6 erreichen. Auf diese Weise wird verursacht, daß das Blut und die vorbereitende Flüssigkeit ruhig innerhalb des Blutreservoir-Abschnitts 6 ohne jegliche Störung in dem Flüssigkeitsfluß oder sich ergebender Schäumung wie in dem System des Standes der Technik fließen.
Das vorstehend beschriebene Blutreservoir ist innerhalb der extrakorporalen Blutkreislaufzirkulation bereitgestellt. Es wird jedoch vorzugsweise mit einem Sauerstoffapparat und einem Wärmetauscher unter Bildung einer sauerstoffeintragenden Vorrichtung oder eines sauerstoffeintragenden Systems, wie beispielsweise in Fig. 2 gezeigt, kombiniert.
In der in Fig. 2 gezeigten Ausführungsform hat der Sauerstoffapparat 11 ein Gehäuse, das durch einen zylindrischen Hauptkörper des Gehäuses 12 und Befestigungs- Abdeckungen 13a, 13b, die beide offenen Enden des Hauptkörpers des Gehäuses 12 schließen, gebildet ist. Innerhalb des gesamten Bereichs des Gehäuses ist ein Bündel aus einer Vielzahl von Hohlfasern 14 entlang der Länge des Gehäuses angeordnet, so daß die Fasern voneinander getrennt nebeneinander liegen.
Beide Enden der Hohlfasern 14 werden gegen den Hauptkörper des Gehäuses 12 durch Trennwände 15a, 15b flüssigkeitsdicht gehalten, wobei die Öffnungsenden der Faser nicht geschlossen sind. Ein Gas-Einfließraum 16, der durch die Befestigungsabdeckung 13a gebildet ist, ein Hauptkörper des Gehäuses 12 und die Trennwand 15a, so daß sie in Verbindung mit dem Innenraum der Hohlfasern stehen, steht wiederum mit der Gas-Einfließöffnung 17 in Verbindung, und eine Gas- Ausfließöffnung 18, die durch die Befestigungsabdeckung 13b gebildet ist, ein Hauptkörper des Gehäuses 12 und die Trennwand 15b, so daß sie in Verbindung mit dem Innenraum der Hohlfasern stehen, steht wiederum mit einer Gas- Ausfließöffnung 19 in Verbindung.
Eine durch die Innenwand des Hauptkörpers des Gehäuses 12 definierte Blutkammer 20, Trennwände 15a, 15b und die Außenwände der Hohlfasern 14 stehen mit einer Blut- Einlaßöffnung 21 und einer Blut-Auslaßöffnung 22 in Verbindung.
Der hier gezeigte Sauerstoffapparat 11 ist von dem Typ, in dem Gasaustausch mit dem sauerstoffhaltigen Gas wie beispielsweise Luft, die in den Innenraum der Hohlfasern 14 geblasen wird, und mit dem Blut, das man entlang den Außenseiten der Hohlfasern fließen läßt, durchgeführt wird.
Die Hohlfasern 14 können aus jeden geeigneten hydrophoben Materialien, die gewöhnlich für Sauerstoffapparate verwendet werden, gebildet sein. Beispielsweise sind Polytetrafluorethylen, Polypropylen oder Silikon bevorzugt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die äußere Wand 14a, die die Blutfluß-Kanaloberfläche der Hohlfasern 14 bildet, vorzugsweise als ein Ganzes mit dem Polymer, das HEMA und NMA enthält, oder weiter mit dem Block-Copolymer, das durch die vorstehende allgemeine Formel (I) dargestellt wird, beschichtet und dadurch hydrophiliert, um die Benetzbarkeit der Hohlfasern mit Blut zu verbessern.
Die bislang entwickelten Sauerstoffappärate vom Hohlfasertyp waren im allgemeinen von dem Typ, in dem man das Blut im Innern der Hohlfaser fließen läßt. Aufgrund der größeren Druckverluste, die angetroffen werden, können jedoch die Sauerstoffapparate vom Hohlfasertyp nur mit Schwierigkeiten an pulsatile Perfusion, separate extrakorporale Zirkulation oder Blut-Kardioplegie angepaßt werden.
Die durch ein hydrophobes Harz gebildete Hohlfaser zeigt eine schlechte Benetzbarkeit der Oberfläche mit Blut, so daß das Blut nicht zu einem Raum zwischen den benachbarten Hohlfasern durchdringt und ein effizienter Gasaustausch über die Hohlfasern behindert ist, mit dem Ergebnis, daß zufriedenstellende Gasaustausch-Eigenschaften nicht erhalten werden. Zum Benetzen der äußeren Wandoberfläche der Hohlfaser müssen Luftblasen, die innerhalb des Raumes zwischen den Hohlfasern verbleiben, durch einen mühseligen Vorgang, dem Sauerstoffapparat einen physikalischen Schock zu versetzen, beispielsweise durch Schlagen, entfernt werden.
Somit können, wenn man verursacht, daß das Blut außerhalb der Hohlfaser und das Gas im Innenraum der Fasern fließt, Druckverluste verringert werden, so daß das Blut dem Sauerstoffapparat und dann dem Blutreservoir zugeführt werden kann, indem das Blut durch das Druckgefälle von dem Körper des Patienten entnommen wird, ohne die Notwendigkeit, eine Blut-Zuführpumpe oberhalb des Sauerstoffapparats in dem Zirkulationskreislauf bereitzustellen. Somit kann der Sauerstoffapparat an Blut-Kardioplegie oder eine separate extrakorporalen Zirkulation angepaßt werden.
Mit dem Blut-Auslaß 22 des Sauerstoffapparats 11 ist flüssigkeitsdicht die Blut-Einlaßöffnung 2 des Blutreservoirs 1, das unter Bezugnahme auf Fig. 1 beschrieben ist, verbunden.
Ein Wärmetauscher 23 ist mit den Blut-Auslaß des Sauerstoffapparats 11 verbunden. Der Wärmetauscher 23 umfaßt ein Gehäuse 24, in dem eine Vielzahl von Wärmetauscherröhren bzw. -schläuchen 25 parallel und mit einem Abstand voneinander entlang der Länge des Gehäuses 24 angeordnet sind. Beide Enden der Wärmetauscherröhren bzw. -schläuche 25 werden durch Trennwände, die nicht gezeigt werden, flüssigkeitsdicht in bezug auf die Seitenwände des Gehäuses 24 gehalten, wobei die geöffneten-Enden der Röhren offen bleiben.
Ein durch diese Trennwände, Seitenwände des Gehäuses 24 und Außenwände der Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuche 25 definierter Zwischenraum wird in Verbindung mit einer Blut-Einlaßöffnung 27 und dem Blut-Einlaß 21 zu dem Sauerstoffapparat 11 gehalten. Der Innenraum der Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuche 25, der flüssigkeitsdicht von dem Zwischenraum 26 getrennt ist, wird in Verbindung mit einer Wasser-Einlaßöffnung 28, die mit einer der Trennwände des Gehäuses 24 in Verbindung steht, und einer Wasser-Auslaßöffnung, die nicht gezeigt wird, die mit den Außenseiten der anderen Trennwand des Gehäuses 24 in Verbindung steht, gehalten.
In dem vorstehend beschriebenen Wärmetauscher 23 fließt das Blut in den Wärmetauscher 23 über die Blut-Einlaßöffnung 27, wobei es entlang den Außenseiten der Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuche 25 fließt, während warmes oder kaltes Wasser innerhalb der Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuche 25 von der Wasser-Einlaßöffnung 28 fließt, wobei es das Blut, das mit den Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuchen 15 in Kontakt steht, erwärmt oder abkühlt. Es ist jedoch auch möglich, einen Wärmetauscher von dem Typ zu verwenden, in dem das Blut innerhalb der Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuche fließt und man das Abkühl- oder Erwärmungsmaterial auf den Außenseiten der Wärmetauscher-Röhren bzw. -schläuche fließen läßt.
In der sauerstoffeintragenden Einheit, in der das Blutreservoir 1 mit dem Sauerstoffapparat 11 und dem Wärmetauscher 23 einstückig ausgebildet ist, wird das Blut, das in das Innere des Wärmetauschers 23 über die Blut- Einlaßöffnung 27 fließt, erwärmt oder abgekühlt, bis es den Blut-Einlaß 21 des Sauerstoffapparats 11 erreicht. Das Blut, das von dem Blut-Einlaß 21 des Sauerstoffapparats 11 fließt, unterliegt einem Gasaustausch mit dem sauerstoffhaltigen Gas, das in dem Innenraum der Hohlfaser 14 fließt, wenn das Blut durch die Blutkammer 20 fließt, so daß das überschüssige Kohlendioxid in dem Blut entfernt -wird, während Sauerstoff zur Ergänzung des verbrauchten Sauerstoff aufgefüllt wird.
Vorzugsweise ist die gesamte Oberfläche der äußeren Wand 14a der Hohlfaser 14, die als die Blutfluß-Kanaloberfläche wirkt, mit dem HEMA- oder MMA-enthaltenden Polymer bedeckt oder ferner mit dem Block-Polymer, das durch die vorstehende allgemeine Formel (I) dargestellt wird, bedeckt und dadurch hydrophiliert, um die Benetzbarkeit mit dem Blut und die Eigenschaften, daß das Anhaften von Luftblasen verhindert wird, zu verbessern, so daß es kein Risiko gibt, daß die Fasern Ausflockung durch die Luft unterliegen, wobei sogenannte Hohlräume wie in dem vorstehend beschriebenen System des Standes der Technik gebildet werden. Zusätzlich kann das Blut glatt in die Blutkammer 20 fließen, ohne daß es dort verbleibt, so daß der Gasaustausch effizient bewirkt werden kann.
Das somit mit Sauerstoff wieder aufgefüllte Blut fließt bei einem Blut-Auslaß 22 des Sauerstoffapparats 11 aus, wobei es dann in das Blutreservoir 1 über den Blut-Einlaß 2 des Blutreservoirs 1 fließt, das mit dem Auslaß 22 in Verbindung steht. Das über den Blut-Einlaß 2 eingeleitete Blut erreicht dann den Blut-Einfließabschnitt 25, der an den Blut-Einlaß 2 angrenzt, wobei es über das Entschäumungselement 36 geleitet wird und glatt auf der Blutfluß-Kanaloberfläche 4 fließt, die mit dem HEMA- und MMA-haltigen Polymer oder zusätzlich dazu mit dem Blockpolymer mit der Formel (I) beschichtet ist, wobei es ruhig herabfließt und in dem Blut-Reservoirabschnitt 6 ohne Bildung von Luftblasen in dem Blut-Reservoirabschnitt 6 gelagert wird. Diese Effekte in dem Blutreservoir 1 sind zur Zeit der blutlosen Vorbereitung am herausragendsten.
Das somit in dem Blut-Reservoirabschnitt 6 ohne Bildung von Luftblasen gespeicherte Blut wird bei dem Blut-Auslaß bei dem niedrigeren Bereich des Blut-Reservoirabschnitts 6 für Blut- Zufuhr herausgeleitet.
Und aufgrund der Verbesserung der Anpassungsfähigkeit an Blut wird erwartet, daß die Abnahme an Thrombozyten begrenzt ist.
Es ist zu bemerken, daß es die Beschreibung der vorstehenden Ausführungsform unter Bezugnahme auf Hohlfasern in einem Sauerstoffapparat gemacht worden ist. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht darauf beschränkt, sondern kann auch auf Hohlfasern, die beispielsweise in Hämokonzentratoren verwendet werden, angewendet werden.
In dem in Fig. 3 gezeigten Blutfilter sind die Eigenschaften, daß die Anlagerung von Luftblasen verhindert wird, und die Anpassungsfähigkeit an Blut verbessert, wie in der vorhergehenden Ausführungsform. Zusätzlich ist, wenn der Blutfilter unter den vorstehend erwähnten Polymeren mit dem durch die allgemeine Formel (I) dargestellte Block-Copolymer bearbeitet wird, die Benetzbarkeit des netzähnlichen Filtermaterials verbessert, wobei die vorbereitende Behandlung erleichtert wird.
Dasselbe gilt für das sauerstoffeintragende Pumpen- Kreislaufsystem, das in Fig. 4 und 5 gezeigt ist.

Beispiele

Nachstehend wird die Beschreibung unter Bezugnahme auf bestimmte Beispiele für die Veranschaulichung der vorliegenden Erfindung gegeben.

Beispiele für die erste Ausgestaltung der Erfindung

Vergleichsbeispiel

Unter Verwendung von 34000 mikroporösen Polypropylen- Hohlfasern, jede mit einem Außendurchmesser von 300 um, wurde ein Sauerstoffapparat mit einer Film- oder Membranfläche von 3,1 m² hergestellt.

Beispiel 1

Eine 0,4 %-ige Lösung aus KMnO&sub4;/konz. H&sub2;SO&sub4; wurde in einem Sauerstoffapparat gefüllt, der ähnlich wie im Vergleichsbeispiel hergestellt war. Während der enge Bereich des Sauerstoffapparats geschlagen wurde, ließ man den Sauerstoffapparat fünf Minuten stehen, und dann wurde die Flüssigkeit innerhalb des Sauerstoffapparats ausgelassen. Der Sauerstoffapparat wurde mit Wasser gewaschen und an Luft getrocknet.

Beispiel 2

Zwei Liter einer 4 %-igen Albumin-Lösung wurde in dem ähnlich wie im Vergleichsbeispiel hergestellten Sauerstoffapparat bei einer Rate von zwei Litern pro Minute zirkulieren gelassen, wenn der verengte Bereich des Sauerstoffapparats geschlagen worden war. Der Sauerstoffapparat wurde dann an Luft getrocknet.

Beispiel 3

Eine Methanollösung, die 1 w/v% PHEMA enthält, wurde in einem Sauerstoffapparat gefüllt, der in derselben Weise wie in dem Vergleichsbeispielen hergestellt war. Während der verengte Bereich des Sauerstoffapparats geschlagen worden war, lies man den Sauerstoffapparat eine Minute lang stehen. Nachdem die Flüssigkeit innerhalb des Sauerstoffapparats ausgestoßen war, wurde der Sauerstoffapparat an Luft getrocknet.

Beispiel 4

Unter Verwendung einer Korona-Entladungseinheit HFS 202, die von Kasuga Denki K.K. hergestellt wird, wurden dieselben Hohlfasern aus mikroporösem Polypropylen, wie diejenigen, die in dem Vergleichsbeispiel verwendet wurden, auf einer Spule bei einer Aufnahmegeschwindigkeit von 50 m/Min aufgenommen, während man einen Strom von 6,5 A bei 120 V in einer Elektrode fließen lies, die 10 mm breit und 20 mm lang war, die auf eine 80 um dicken Teflonplatte aufgewickelt war. Dann wurde unter Verwendung dieser Hohlfasern ein Sauerstoffapparat, der ähnlich dem war, der in dem Vergleichsbeispiel verwendet wurde, angeordnet.

Beispiel 5

Die Hohlfasern, die dieselben waren, wie diejenigen, die in dem Vergleichsbeispiel verwendet wurden, wurden zu Längen von 50 cm geschnitten und innerhalb eines Behälters angeordnet, so daß Stapelbildung verhindert wurde. Die Fasern wurden dann einer Plasma-Behandlung bei 100 W zwei Minuten lang bei 10&supmin;¹ Torr und 30 bis 40ºC unterzogen. Unter Verwendung der somit hergestellten, im Plasma bearbeiteten Hohlfasern wurde ein Sauerstoffapparat hergestellt, der ähnlich dem war, der in dem Vergleichsbeispiel verwendet wurde.

Beispiel 6

Nach einer Gas-Öffnung eines Sauerstoffapparats, der in der ähnlichen Weise wie im Vergleichsbeispiel hergestellt war, wurde Ozon zehn Minuten lang über eine Blut-Einlaßöffnung eingeleitet. Dann wurde, nachdem das Ozon in ähnlicher Weise über die Blut-Auslaßöffnung zehn Minuten eingeleitet worden war, die äußere Wand der Hohlfaser einer hydrophilierenden Behandlung unterzogen.

Testbeispiel 1

Die Fähigkeit zur Zugabe von Sauerstoff der in dem Vergleichsbeispiel und den Beispielen 1 bis 6 hergestellten Sauerstoffapparate wurde gemäß den AAMI-Standards gemessen. Die Ergebnisse werden in Tabelle 1 gezeigt. In bezug auf die Eigenschaften der Sauerstoffapparate, die in Tabelle 1 gezeigt sind, haben die nachstehend gegebenen Bezeichnungen die folgenden Bedeutungen:
Vor dem Schlagen: Die Fähigkeit zur Zugabe von Sauerstoff des Blutes wurde unmittelbar nach der vorbereitenden Behandlung des Sauerstoffapparats mit dem Blut einer Kuh gemessen.
Nach dem Schlagen: Die Fähigkeit zur Zugabe von Sauerstoff des Blutes wurde gemessen, nachdem der verengte Mittelbereich des Sauerstoffapparats stark mit einer Pinzette bzw. Federzange geschlagen worden war, als das Blut nach der Beendigung der vorstehenden vorbereitenden Behandlung zirkuliert worden war. Tabelle 1 Fähigkeit zur Zugabe von Sauerstoff Vor dem Schlagen (%) Nach dem Schlagen (%) Vergleichsbeispieil Beispiel

Testbeispiel 2

Tests wurden durchgeführt, um die hydrophilen Eigenschaften der Hohlfasern zu messen, die in den Sauerstoffapparaten verwendet wurden, die in dem Vergleichsbeispiel und den Beispielen 1 bis 6 hergestellt worden waren. Ein Becherglas wurde mit Wasser gefüllt und jede davorstehenden Hohlfasern wurden in das Wasser von oben senkrecht zu der Wasseroberfläche eingetaucht. Als ein Ergebnis wurde ein Meniskus an der Grenze zwischen der äußeren Wand der Hohlfaser und der Flüssigkeitsoberfläche gebildet. Im Fall der Fasern des Vergleichsbeispiels wurde gesehen, daß die Flüssigkeitsoberfläche konkav nach unten entlang der äußeren Wand der Hohlfaser war, während in den Fasern der Beispiele 1 bis 6 gesehen wurde, daß die Flüssigkeitsoberfläche entlang der äußeren Wand der Hohlfasern aufstieg, womit gezeigt wurde, daß diesen Fasern hydrophile Eigenschaften verliehen waren.

Beispiele für die zweite Ausgestaltung der Erfindung

Vergleichsbeispiel

Ein wie in Fig. 1 gezeigtes Blutreservoir wurde durch Spritzgießverfahren eines Polycarbonatharzes hergestellt.

Beispiel 1

Nachdem man die Blutfluß-Kanaloberfläche eines Blutreservoirs, das ähnlich wie im Vergleichsbeispiel hergestellt war, fünf Minuten lang in eine 0,4 %-ige KMnO&sub4;/konz. H&sub2;SO&sub4; eingetaucht hatte, wurde die Flüssigkeit innerhalb des Reservoirs ausgestoßen und das Reservoir wurde dann mit Wasser gewaschen und an Luft getrocknet.

Beispiel 2

Ein Blutreservoir, das in der ähnlichen Weise wie im Vergleichsbeispiel hergestellt war, wurde mit einer 4 %-igen Albuminlösung gefüllt und eine Minute lang still stehen gelassen. Die Flüssigkeit innerhalb des Blutreservoirs wurde ausgestoßen und das Blutreservoir wurde an Luft auf einem reinen Arbeitstisch getrocknet.

Beispiel 3

Ein Blutreservoir, das in der ähnlichen Weise wie im Vergleichsbeispiel hergestellt war, wurde mit einer Methanollösung gefüllt, die 0,2 w/v % PHEMA enthielt und still stehengelassen. Die Flüssigkeit innerhalb des Blutreservoirs wurde ausgestoßen, und das Blutreservoir wurde auf einem reinen Arbeitstisch an Luft getrocknet.

Beispiel 4

Unter Verwendung einer Korona-Entladungseinheit HFS 202, die von Kasuga Denki K.K. hergestellt war, wurde die Blutfluß- Kanaloberfläche eines Blutreservoirs, das in dem Vergleichsbeispiel hergestellt worden war, einer Korona- Entladungsbehandlung mit einem Strom von 5 A bei 120 V unterzogen, wobei man diesen in einer Elektrode fließen ließ, die 10 mm breit und 20 mm lang ist und die auf eine 80 um dicken Teflonplatte gewickelt ist.

Beispiel 5

Ein im Vergleichsbeispiel hergestelltes Blutreservoir wurde Plasma-Bearbeitung in einem Behälter bei 100 W 2 Minuten lang bei einem Druck von 10&supmin;¹ Torr und bei einer Temperatur von 30 bis 40ºC unterzogen.

Beispiel 6

Ein im Vergleichsbeispiel hergestelltes Blutreservoir wurde in einen Glas-Exsikkator gelegt. Nachdem die Temperatur in dem Exsikkator auf 50ºC eingestellt war, ließ man O&sub2; in eine Ozon-Erzeugungsvorrichtung bei einer Flußrate von 0,8 L pro Minute fließen, wobei Ozon bei 100 V erzeugt wurde und man das so hergestellte Ozon in den Exsikkator fließen ließ. Nachdem man diese Bearbeitung 20 Minuten lang durchgeführt hatte, wurde der Innenraum des Exsikkators mit O&sub2; ersetzt. Das Blutreservoir wurde dann aus dem Exikator herausgenommen, um die Ozon-Bearbeitung zu beenden.

Testbeispiel 1

Die Blutfluß-Kanaloberflächen der Blutreservoirs, die gemäß dem Vergleichsbeispiel und den Beispielen 1 bis 6 hergestellt waren, wurden teilweise weggeschnitten, um den Kontaktwinkel in bezug auf Wasser zu messen. Die Ergebnisse sind wie in Tabelle 2 gezeigt. Tabelle 2 Kontaktwinkel (Grad) Vergleichsbeispiel Beispiel

Testbeispiel 2

Als 300 ml physiologisches Salzwasser, das in den Blutreservoir-Abschnitten der Blutreservoirs, die im Vergleichsbeispiel und in Beispielen 1 bis 6 hergestellt waren, gespeichert waren, ließ man physiologisches Salzwasser auf dem Blutfluß-Kanalabschnitt bei einer Flußrate von 4 Litern pro Minute fließen und die Weise, in der das physiologische Salzwasser auf der Blutkanaloberfläche fließt, und die Erzeugung von Luftblasen in den Blutreservoir- Abschnitten wurden beobachtet. Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 gezeigt. Tabelle 3 Blutflußzustand Schaumbildungszustand am Blutspeicherbereich Vergleichsbeispiel Beispiel Zwei bis drei steakartige Blutflüsse wurden beobachtet Blut floß auf dem gesamten Flußkanal, seit es zu fließen anfing wie vorstehend ausgeprägte Schaumbildung keine Schaumbildung

Ausführungsformen für die dritte und vierte Ausgestaltung der Erfindung

Beispiel 1 und Veraleichsbeispiele 1 und 2

Als Beispiel 1 wurde ein 2 % (Methanol/Methylcellosolve = 92/8) Block-Copolymer von MMA (B-Segment)/HEMA (A-Segment) im Zustand einer Lösung auf einen flachen, mikroporösen Polypropylen-Film aufgetragen. Auch wurde als Vergleichsbeispiel 1 der vorstehende flache, mikroporöse Polypropylen-Film keiner solchen Behandlung wie beispielsweise einer hydrophilierenden Behandlung unterzogen. Schließlich wurde als Vergleichsbeispiel 2 eine 2 %-ige PHEMA-Lösung in Methanol auf einen flachen, mikroporösen Polypropylen-Film aufgetragen, um seine Oberfläche zu hydrophilieren. Unter Verwendung dieser Filme wurden die folgenden Tests der Eigenschaften durchgeführt.

i) Kontaktwinkel

Der Kontaktwinkel der Oberfläche des Polymers von Beispiel 1 in bezug auf Wasser wurde gemessen, und es wurde gefunden, daß er gleich 62º war. Nachdem man das Polymer von Beispiel 1 in dem mit Polymer beschichteten Zustand bei Zimmertemperatur fünf Tage lang stehengelassen hatte, wurde der Kontaktwinkel wiederum gemessen, und man fand, daß er im wesentlichen nicht verändert war.
Der Kontaktwinkel des flachen Films von Vergleichsbeispiel 1 in bezug auf Wasser war ungefähr 109º, während der des flachen Films von Vergleichsbeispiel 2 64º war. Es hat sich somit gezeigt, daß die vorstehende Beschichtung mit dem Polymer zu dem hydrophilierten Film führt.

ii) Tests der Fähigkeit, Thrombozyten auszubreiten

Als Tests der Fähigkeit, Thrombozyten auszubreiten, wurde das menschliche Blut mit einer 3,8 %-igen Natriumcitratlösung mit 1/10 Volumen-Anteil gegen Koagulation behandelt und 15 Minuten lang bei 800 U/Min zentrifugiert. Die überstehende Lösung wurde entnommen und auf eine Konzentration von 60000 pro Mikroliter durch ein Verdünnungsmittel (physiologisches Salzwasser/3,8 % Natriumcitrat = 9/1) eingestellt. Die somit behandelte überstehende Flüssigkeit wurde auf Filmproben getropft und 30 Minuten lang stehengelassen wonach die Form und die Anzahl der angehefteten Thrombozyten überprüft wurde.
In Beispiel 1 waren die Raten der Anheftung 85 %, 15 % und 0 % jeweils für die Typen I, II und III, wobei die Summe der angehefteten Thrombozyten 467/0,5 mm² war. Im Vergleichsbeispiel 1 waren die Raten 49 %, 23 % und 28 % jeweils für die Typen I, II und III, wobei die Summe der angehefteten Thrombozyten 1386/0,5 mm² war, und im Vergleichsbeispiel 2 waren dieselben Raten 30 %, 25 % und 45 % für jeweils die Typen I, II und III, wobei die Summe der angehefteten Thrombozyten 1771/0,5 mm² war.
Man kann daraus sehen, daß die Beschichtung mit dem Polymer des Beispiels in der vorstehenden Weise nicht nur zu verbesserten hydrophilen Eigenschaften führt, sondern auch zu verbesserter Blut-Anpassungsfähigkeit.
Die vorstehende Einteilung in die Typen I, II und III ist gemäß der Einteilung gemacht worden, die in "Reaction of Platelets on the Surface of High Polymer Material for Medical Use" in "The Japanese Journal of Artificial Organs" 9(1), 228 bis 231 (1980) gefunden wurde.

iii) Tests der Eluate

Tests der Eluate wurden gemäß der wegwerfbaren Standardvorrichtung für kardiopulmonalen Bypass von dem Ministry of Health and Welfare durchgeführt. Somit wurde der Kreislauf, durch den das Blut in dem kardiopulmonalen Bypass floß, mit Wasser gefüllt, das gekocht worden war und das man hatte abkühlen lassen. Dann wurden unter Verwendung eines geeigneten Werkzeugs die Enden der Entgasungsröhren, der Sauerstoff-Blasröhren bzw. -schläuche und der Verbindungsröhren bzw. -schläuche geschlossen. Der Kreislauf wurde dann bei 70 ± 1ºC 30 Minuten lang erhitzt und abgekühlt, und die flüssigen Bestandteile wurden als Testflüssigkeit entnommen und später zu beschreibenden Tests unterzogen. Der vorliegende Sauerstoffapparat durchlief diese Tests.
Die Menge des Verbrauchs an Kaliumpermanganat war innerhalb der vorbeschriebenen Grenze in Beispiel 1, aber überschritt die Grenzen in Vergleichsbeispiel 2.

Beispiel 2 und Vergleichsbeispiel 3

Als Beispiel 2 wurde ein Polycarbonat-Blutreservoir wie in Fig. 1 gezeigt durch Spritzgießverfahren hergestellt, und die Blutfluß-Kanaloberfläche des Blutreservoirs wurde mit dem Blockpolymer von Beispiel 1 durch dasselbe Verfahren wie dem von Beispiel 1 beschichtet. Der Kontaktwinkel der Blutfluß- Kanaloberfläche in bezug auf Wasser wurde gemessen, und man fand, daß er 38º war.
Andererseits wurde ein Blutreservoir, das nicht mit dem Polymer von Beispiel 2 beschichtet war, in ähnlicher Weise als Vergleichsbeispiel 3 hergestellt. Der Kontaktwinkel der Blutfluß-Kanaloberfläche in bezug auf Wasser wurde gemessen, und man fand, daß er 91º war.
Die Blut-Speicherbereiche der Blutreservoirs von Beispiel 2 und dem Vergleichsbeispiel 3 wurden mit 300 ml physiologischem Salzwasser gefüllt und man ließ physiologisches Salzwasser auf den Blutfluß-Kanaloberflächen der Blutreservoirs fließen, um die Art zu überprüfen, in der das physiologische Salzwasser auf den Blutfluß- Kanaloberflächen floß, und die Weise, in der Schaum in den Blut-Speicherabschnitten erzeugt wurde.
Es wurde nun gefunden, daß in Beispiel 2 das physiologische Salzwasser gleichförmig und ruhig auf den Blutfluß- Kanaloberflächen in seiner Gesamtheit floß, und man sah nicht, daß Schaum in den Blut-Speicherabschnitten erzeugt wurde. In Vergleichsbeispiel 3 wurden jedoch zwei dicke Hauptflüsse annähernd im Zentrum der Blutfluß-Kanaloberfläche gesehen, wobei es drei feine mäandrierende Flüsse um die Zentralflüsse gab, und es wurde gesehen, daß Luftblasen oder Schäume zu dem Blut-Speicherbereich hin- oder wegtrieben.

Beispiel 3 und Vergleichsbeispiel 4

Als Beispiel 3 wurde ein Sauerstoffapparat unter Verwendung von 34000 mikroporösen Polypropylen-Hohlfasern mit 300 um Außendurchmesser hergestellt und eine 2 %-ige (Methanol/Methylcellosolve = 92/8) Block-Copolymerlösung aus MMA (B-Segment)/HEMA (A-Segment) wurde in den Sauerstoffapparat gefüllt, den man eine Minute lang stehenließ, während der verengte Bereich des Sauerstoffapparats geschlagen wurde, wobei der flüssige Inhalt in dem Sauerstoffapparat dann ausgestoßen und an Luft getrocknet wurde.
Andererseits wurde als Vergleichsbeispiel 4 derselbe Sauerstoffapparat mit einer Methanollösung gefüllt, die 2 w/v% PHEMA enthielt, und eine Minute lang stehen gelassen, während der verengte Bereich des Sauerstoffapparats geschlagen wurde, wobei der flüssige Inhalt in dem Sauerstoffapparat dann ausgestoßen und an Luft getrocknet wurde.
Die Sauerstoffapparate von Beispiel 3 und Vergleichsbeispiel 4 wurden dann Tests der Eluate gemäß der wegwerfbaren Standardvorrichtung für kardiopulmonalen Bypass von dem Ministry of Health and Welfare unterzogen. Somit wurde der Kreislauf, durch den das Blut des kardiopulmonalen Bypass floß, mit Wasser gefüllt, das gekocht und abkühlen gelassen worden war. Dann wurden unter Verwendung eines passenden Werkzeugs die Enden der Entgasungsröhren, Sauerstoffblasröhren bzw. -schläuche und Verbindungsröhren bzw. -schläuche geschlossen. Der Kreislauf wurde dann bei 70 ± 1 ºC 30 Minuten lang erhitzt und abgekühlt, und der flüssige Inhalt wurde als Testflüssigkeit entnommen und den folgenden Tests unterzogen, die die zu überprüfenden Sauerstoffapparate durchlaufen müssen.
Diese Tests umfassen solche hinsichtlich der i) äußeren Erscheinung und des pH-Werts; ii) der Schaumbildung; iii) des Grads an Reinheit; iv) Blei und Cadmium: v) Zink; vi) einer Kaliumpermanganat reduzierenden Substanz; und vii) der Verdampfungsrückstände.
In Beispiel 3 wurde gefunden, daß die getesteten Sauerstoffapparate innerhalb der Bezugsstandards für alle dieser Tests waren. In Vergleichbeispiel 4 überschritt jedoch in dem Test hinsichtlich der Kaliumpermanganat reduzierenden Substanz der Verbrauch an Kaliumpermanganat die Bezugsstandards.

Beispiel 4

Unter Verwendung des in Fig. 3 gezeigten Blutfilters wurden die folgenden Tests durchgeführt. Das Gehäuse des Blutfilters war aus Polycarbonat gebildet, das Filtermaterial war ein Polypropylennetz mit einer Maschengröße von einer Maschenzahl 380, und die Blutfiltrationsfläche war 750 cm².
Der Blutfilter wurde mit einer 1 %-igen Methanol lösung aus MMA (B-Segment)/HEMA (A-Segment)-20/80 gefüllt und an Luft getrocknet, unmittelbar nachdem der flüssige Inhalt ausgestoßen worden war.
Der Blutfilter wurde dann mit einer wäßrigen Lösung aus einem Blockpolymer mit der vorstehenden Formel (I) gefüllt, worin (a + c) = 75 und b = 30 (Pluronic F-68, hergestellt von BASF) und an Luft getrocknet, unmittelbar nachdem der flüssige Inhalt ausgestoßen worden war.
Eine vorbereitende Flüssigkeit (physiologische Salzlösung) wurde in das Innere des Filtermaterials in dem somit hergestellten Blutfilter von dem Blut-Auslaß gefüllt. Zu dieser Zeit wurde die vorbereitende Flüssigkeit im Inneren des Filtermaterials angesammelt, bis das Filtermaterial benetzt war. Als das Filtermaterial in dieser Weise benetzt war, wurde die vorbereitende Flüssigkeit, die im Inneren des Filtermaterials gespeichert war, energisch über das Filtermaterial herausgespritzt. Die Zeit, die seit dem Befüllen der vorbereitenden Flüssigkeit bis zum Ausstoßen der vorbereitenden Flüssigkeit aus dem Filtermaterial vergangen war, wurde gemessen. Wenn das Filtermaterial eine schlechte Benetzbarkeit zeigte, wurde die vorbereitende Flüssigkeit nicht ausgestoßen, bis sich ein bestimmter Druckabfall mit fortschreitendem Einfüllen der vorbereitenden Flüssigkeit eingestellt hatte.
Die Meßergebnisse sind in der folgenden Tabelle 4 gezeigt. Tabelle 4 Verbeitungsverfahren Ausflußzeitdauer Bemerkungen (Sekunden) keines Polymer, das HEMA und MMA enthält Poly(oxyethylen)-Poly(oxypropylen)-Blockpolymer Polymer, das HEMA und MMA enthält (l%) + Poly(oxyethylen)-Poly(oxypropylen)-Blockpolymer

Wirkungen der Erfindung

Der Sauerstoffapparat zeigt eine bessere Benetzbarkeit mit Blut, da die Hohlfasern beispielsweise durch Verarbeitung mit Säure, Albumin, PHEMA, Korona-Entladung, Plasma oder Ozon hydrophiliert sind.
Das Ergebnis ist, daß, da die Luftblasen nur mit Schwierigkeiten an die äußeren Wandoberflächen der Hohlfasern angeheftet werden können, der Zwischenraum zwischen den Fasern nicht durch Luftblasen blockiert ist, und das Blut glatt fließen kann, so daß der Gasaustausch effizient durchgeführt werden kann.
Das Blutreservoir der vorliegenden Erfindung zeigt bessere Benetzbarkeit mit der vorbereitenden Flüssigkeit und dem Blut, da vor allem die Blutfluß-Kanaloberfläche hydrophile Eigenschaften zeigt.
Das Ergebnis ist, daß das Blut gleichförmig an der Blutfluß- Kanaloberfläche herabfließt, ohne daß es vereinzelt fließt, so daß es möglich wird, zu verhindern, daß Luftblasen gebildet werden, wenn das Blut von der Blutfluß- Kanaloberfläche in den Blut-Speicherbereich fließt.
Die vorliegende Erfindung stellt ein sicheres medizinische Instrument bereit, das zur Hydrophilierung behandelt ist, in dem mindestens der Blutfluß-Kanalabschnitt des Instruments mit einem Polymer, das HEMA und MMA enthält, oder zusätzlich dazu mit einem Blockpolymer, das durch die allgemeine Formel (I) dargestellt ist, beschichtet ist und dadurch hydrophiliert ist, und das auch bessere Anpassungsfähigkeit an Blut hat, so daß die vorliegende Erfindung extensiv auf Hohlfasern oder auf Blutreservoirs angewendet werden kann.

Claims

1. Blutreservoir (1), umfassend eine Blutfluß-Kanaloberfläche (4), die mindestens teilweise geneigt ist, einen Blutzufluß- Abschnitt (5), der sich stromaufwärts von der Blutfluß- Kanaloberfläche (4) befindet, einen Blutspeicher-Abschnitt (6), der sich unterhalb der Blutfluß-Kanaloberfläche (4) befindet, und einen Blutabfluß-Abschnitt, der sich stromabwärts von dem Blutspeicher-Abschnitt (6) befindet, wobei die Blutfluß-Kanaloberfläche (4) hydrophile Eigenschaften hat, so daß das über den Blutzufluß-Abschnitt (5) in das Reservoir (1) eingeleitete Blut, das auf der Blutfluß-Kanaloberfläche (4) nach unten fließt, in seiner Gesamtheit im wesentlichen gleichförmig auf der Blutfluß- Kanaloberfläche (4) fließen wird, ohne daß es die Tendenz zeigt, einen teilweisen Fluß auf der Oberfläche (4) zu bilden.

2. Blutreservoir nach Anspruch 1, bei dem der Kontaktwinkel der Blutfluß-Kanaloberfläche (4), die hydrophile Eigenschaften zeigt, in bezug auf Wasser weniger als 90º ist.

3. Blutreservoir nach Anspruch 2, bei dem der Kontaktwinkel nicht mehr als 80º ist.

4. Medizinisches Instrument, bei dem mindestens ein Blutfluß- Kanalabschnitt teilweise oder in seiner Gesamtheit mit einem hydrophilen Polymer beschichtet ist, das Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) und Methylmethacrylat (MMA) enthält, dadurch gekennzeichnet, daß das Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) und das Methylmethacrylat (MMA) separat als jeweils separate Segmente vorliegen.

5. Medizinisches Instrument nach Anspruch 4, bei dem das Gewichtsverhältnis der Segmente, die Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) enthalten, zu den Segmenten, die Methylmethacrylat (MMA) enthalten, 50 : 50 bis 95 : 5 ist.

6. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 und 5, bei dem der Hydroxyethylmethacrylat- (HEMA)-Gehalt in dem Segment, das Hydroxyethylmethacrylat (HEMA) enthält, nicht weniger als 50 Gew.-% ist und bei dem der Methylmethacrylat(MMA)-Gehalt in dem Segment, das Methylmethacrylat enthält, nicht weniger als 70 Gew.-% ist.

7. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 bis 6, bei dem mindestens der Blutfluß-Kanalabschnitt, der mit dem HEMA- und MMA-enthaltenden Polymer beschichtet ist, zusätzlich mit einem Poly(oxyethylen)-Poly(oxypropylen)- Blockpolymer beschichtet ist, das durch die allgemeine Formel

dargestellt wird.

8. Medizinisches Instrument nach Anspruch 7, bei dem in dem Block-Polymer: 2 ≤ a + c ≤ 2000

10 ≤ b ≤ 150.

9. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 bis 8, bei dem das medizinische Instrument ein Bestandteil ist, der ein Sauerstoff eintragendes Pumpen-Schaltungssystem aufbaut.

10. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 bis 8, bei dem das medizinische Instrument ein Sauerstoffapparat für direkte Blutbeladung ist und der Blutfluß-Kanalabschnitt eine Außenwand oder eine Innenwand von jeder der porösen Hohlfasern ist, die in dem Sauerstoffapparat für direkte Blutbeladung untergebracht sind.

11. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 bis 8, bei dem das medizinische Instrument ein Blutreservoir ist.

12. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 bis 8, bei dem das medizinische Instrument ein Blutfilter ist.

13. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 4 bis 8, bei dem das medizinische Instrument ein Sauerstoff eintragendes Pumpen-Schaltungssystem ist.