DE3341847A1 - Membranen aus diisocyanat-additionspolymeren fuer haemodialyse und/oder haemofiltration - Google Patents
Membranen aus diisocyanat-additionspolymeren fuer haemodialyse und/oder haemofiltrationInfo
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Description
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- * - A3GW32070 '
Membranen aus Diisocyanat-Additionspolymeren für Hämodialyse und/oder Hämofiltration
A k ζ ο GmbH
Wuppertal
Wuppertal
Die Erfindung betrifft Membranen aus Diisocyanat-Additionspolymeren
wie Polyurethanen und Polyharnstoffen für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration sowie ein Verfahren zur
Herstellung derselben.
Die Hämodialyse ist ein Verfahren, bei dem aus Blut bestimmte Stoffe wie Harnstoffe, Harnsäure, Kretinin usw. auf dem Wege
einer sogenannten Dialyse abgetrennt werden. Eine solche Behandlung ist bei Patienten notwendig, die an einer Niereninsuffizienz
leiden. Bei dieser Dialyse wird das Blut aus einer Ader durch eine künstliche Niere geleitet, in der das
Blut an einer semipermeablen Membran entlang fließt. Auf der anderen Seite der Membran befindet sich eine entsprechend
zusammengesetzte Spülflüssigkeit, in die die Giftstoffe durch die semipermeable Membran hineinwandern. Das gereinigte Blut
wird dem Körper wieder zugeführt.
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Werden Patienten, die an einer Niereninsuffizienz leiden, nicht
in bestimmten Abständen einer Dialysebehandlung, auch Blutwäsche genannt, unterzogen, so reichert sich das Blut so
stark mit diesen Schadstoffen an, daß über kurz oder lang der Tod des Patienten eintritt.
Bislang wurden für die Hämodialyse vorwiegend Membranen auf cellulosischer Basis eingesetzt, nämlich einmal Membranen
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aus regenerierter Cellulose, insbesondere Cuprophan -Membranen,
die nach dem sogenannten Cuproamin-Verfahren hergestellt worden sind. Ferner werden auf dem Markt noch eine ganze Reihe von
Hämodialysemembranen z.B. auf der Basis von Celluloseacetat angeboten.
Cellulosemembranen gehören heute zu den Standard-Membranen, die mit einer hohen Zuverlässigkeit arbeiten und bei deren Herstellung
man mittlerweile so viele Erfahrungen gesammelt hat, daß die Produktion mit zufriedenstellender Sicherheit beherrscht
wird. Die Eigenschaften dieser Cuprophan-Membranen können reproduzierbar eingestellt werden und es ist möglich, konstante
Flußdaten, Permeabilitätswerte und Selektivitäten zu erzielen.
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Cuprophan -Membranen haben sich in der medizinischen Anwendung bewährt. Man hat auch viele Erfahrungen bei der Herstellung von Modulen und kompletten Dialysiergeräten sammeln können, bei
Cuprophan -Membranen haben sich in der medizinischen Anwendung bewährt. Man hat auch viele Erfahrungen bei der Herstellung von Modulen und kompletten Dialysiergeräten sammeln können, bei
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denen Cuprophan -Membranen eingesetzt werden, so daß die Herstellung
derartiger Vorrichtungen keine prinzipiellen Schwierigkeiten mehr bereitet. Nachdem Membranen auf cellulosischer
Basis nunmehr 19 bis 15 Jahre mit großem Erfolg weltweit eingesetzt worden sind und sehr vielen Patienten auf diese Weise
geholfen werden konnte, liegt ein sehr umfangreiches Zahlenmaterial über die Hämodialyse mit Cellulose-Membranen vor,
und in zahllosen Publikationen wurde die Hämodialyse unter Einsatz von Cellulose-Membranen einer kritischen Analyse unter-
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- Sr - A3GW32070
zogen. Auf Grund des umfangreich vorhandenen Materials und insbesondere auch unter Verwertung von statistischen Untersuchungen
ist man heute besser in der Lage zu überblicken, wo noch Mängel bei der Anwendung von Cellulosemembranen vorhanden
sind und in welcher Richtung nach Möglichkeiten für weitere Verbesserungen zu suchen ist.
So hat sich gezeigt, daß bei der Dialysebehandlung mit
cellulosischen Membranen innerhalb der 1. Behandlungsstunde die sogenannte Leukopenie auftritt, d.h. es ist ein deutlicher
Abfall der Leukozytenzahl zu beobachten, der allerdings nur vorübergehender Natur ist und schon nach kurzer
Zeit wieder von selbst zurückgeht.
In manchen wissenschaftlichen Publikationen wird diese Leukopenie in Zusammenhang mit sogenannten Dialysediskomforterscheinungen
gebracht, die sich u.a. in einem gewissen Unwohlbefinden bei dem Patienten bemerkbar macht.
Bekannt ist ferner, daß Celluloseoberflächen in Kontakt mit
Blut das Immunsystem des Körpers aktivieren, d.h. eine Abwehrreaktion gegen die fremde Oberfläche in Bewegung
setzen. Es wäre deshalb von Vorteil, für die Dialyse eine Membran zur Verfügung zu haben, die diese Nachteile nicht
aufweist, also biokompatibel ist und sich mit Blut verträgt, die aber gleichzeitig günstige dialytische Eigenschaften
aufweist. Man hat bereits versucht, aus zahlreichen synthetischen Polymeren Hämodialysemembranen herzustellen, die
sich in der Praxis jedoch nicht durchsetzen konnten, sei es, daß sie nicht die gewünschten dialytischen Eigenschaften
wie Permeabilität und Selektivität besaßen, sei es, daß sie im Hinblick auf ihre Verträglichkeit mit Blut Zellulosemembranen
unterlegen waren.
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Während bei der Hämodialyse die treibende Kraft für den Trennprozeß eine Konzentrationsdifferenz ist und die Trennung
des Stoffes auf Grund einer Diffusion stattfindet, ist die treibende Kraft bei der Hämofiltration eine Druckdifferenz.
Da bei der Hämofiltration dem Blut Flüssigkeitsmengen entzogen werden, die der menschliche Blutkreislauf wieder benötigt,
ist es erforderlich, entsprechende Mengen an Elektrolytlösung zur Reinfusion zur Verfügung zu stellen.
Die Dialyse hängt vor allem von den diffusiven Eigenschaften der Membran ab, hierr spielt neben den spezifischen Eigenschaften
der Membran wie Polymeraufbau, Struktur u.dgl'. auch die Dicke der Membran eine Rolle. Bei der Filtration hingegen
ist vor allem die hydraulische Durchlässigkeit der Membran von Bedeutung, damit entsprechende Flußraten gewährleistet
werden. So haben Membranen, bei denen es vor allem auf die Hämodialyse-Eigenschaften ankommt, im allgemeinen eine kleinere
Dicke, die häufig bei 30 um und darunter liegt.
Für die Kombination von Hämodialyse und Hämofiltration werden ebenfalls Membranen mit kleinen Dicken aber bedeutend größerer
hydraulischer Durchlässigkeit als für reine Dialyse verwendet.
Bei der Hämofiltration ist die Membrandicke von geringerer
Bedeutung, insbesondere, wenn durch asymmetrischen Aufbau der Membran hohe hydraulische Permeabilitäten selbst bei Dicken
von 100um erreicht werden. Solche Membranen sind jedoch wegen
des großen Diffusionsweges für die Dialyse weniger geeignet.
Es ist bekannt, daß ein Polyurethan an sich ein Polymer ist, das biokompatibel ist. So beschreiben M. Szycher und Mitarbeiter
in "Elastomerics" März 1983, Seite 11, welche Rolle Polyurethane in künstlichen Herzen spielen können. Abgesehen von einigen mehr
allgemein gehaltenen Strukturformeln und ebenso allgemein gehaltenen Hinweisen auf die Herstellung von Polyurethanen aus den
verschiedensten Ausgangsstoffen, fehlen konkrete Angaben, wie die dort beschriebenen Polyurethane hergestellt werden sollen.
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Insbesondere ist diesem Aufsatz nichts über die Herstellung
von Membranen zu entnehmen, welche für die Hämodialyse und die Hämofiltration geeignet sind.
Es gibt zwar eine Reihe von Publikationen, in denen die Verwendung von Polyurethanen und Polyharnstoffen für die
Herstellung von Hämodialysemembranen erwähnt wird.
So wird in der FR-PS 1 307 979 eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Behandeln von Lösungen unter Verwendung von
semipermeablen Membranen beschrieben. Bei den dort beschriebenen Trennoperationen kann es sich um Verfahren wie
Osmose, umgekehrte Osmose, Dialyse, Ultrafiltration usw. handeln. Neben den Polymeren auf Cellulosebasis werden ganz
allgemein auch zahlreiche synthetische Polymere u.a. Polyurethane genannt. Hinweise, wie diese Polyurethane aufgebaut sein sollen
und insbesondere Angaben, wie eine Hämodialysemembran aus Polyurethanen hergestellt werden soll, sind dieser Patentschrift
nicht zu entnehmen.
LYMAN und Mitarbeiter beschreiben in TRANS. AMER. SOC. ARTIF. INT. ORGANS, 1965, Vol. XI, Seite 91 bis 94 und in ANNALS
NEW YORK ACADEMY OF SCIENCE 146 (1)113-8 (1968) eine Reihe
von Membranen aus Polyurethanen, die für die Hämodialyse geeignet sein sollen. Die dort beschriebenen Polyurethane sind auf
der Basis von Polyglykolen, niedermolekularen Diolen und Diphenylmethandiisocyanat aufgebaut. Es hat sich jedoch gezeigt,
daß die von LYMAN gemachten Angaben nicht ausreichen, um für den täglichen Einsatz brauchbare Membranen herstellen zu
können. So lassen sich an Hand der dort gemachten Angaben nicht reproduzierbar Membranen mit gleichmäßigen Eigenschaften herstellen,
insbesondere aber läßt die Stabilität der dort beschriebenen Membranen zu wünschen übrig. Bei einem hydrolyti-
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sehen Abbau des Polyurethans können aromatische Amine entstehen,
die für ihre Toxitität bekannt sind und von denen vermutet wird, daß sie zu den krebserregenden Substanzen zu
zählen sind.
In der japanischen Offenlegungsschrift 81/33007 werden ähnlich
aufgebaute Polyurethane für die Herstellung von Dialysemembranen beschrieben, welche die gleichen oben aufgezählten
Nachteile besitzen.
In der DE-OS 2 355 073 wird ein Verfahren zur Herstellung von Polyurethanlösungen beschrieben, wobei die Polyurethane aus
zahllosen Ausgangsstoffen hergestellt werden können. Mikroporöse Folien, die gemäß der Lehre der DOS 2 355 073 hergestellt
werden, sind zwar geeignet für die Mikrofiltration, für den Einsatz in der Hämodialyse und Hämofiltration sind sie jedoch
völlig ungeeignet, weil sie auch höhermolekulare körpereigene Substanzen, wie Proteine durchlassen, was unerwünscht ist.
Arbeitet man das Beispiel 1 der DE-OS 2 355 073 unter Einsatz von Cyclohexandiisocyanat als aliphatischem Diisocyanat nach,
so erhält man nur niedermolekulare in Dimethylformamid jedoch unlösliche Substanzen. Auch bei der Hydrazinzugabe entsteht
keine Lösung, das Polyurethan fällt vielmehr aus. Obwohl bereits in der Literatur und in einer ganzen Reihe von Patentschriften
eine Menge von Hinweisen zu finden sind, aus Polyurethanen oder Polyharnstoffen, d.h. aus Polyadditionspolymeren Membranen herzustellen,
die auch für die Hämodialyse geeignet sein sollen, besteht doch noch ein Bedürfnis nach verbesserten Membranen für
die Hämodialyse und/oder Hämofiltration auf der Basis von biokompatiblen Diisocyanatadditionspolymeren sowie nach Verfahren
zu deren Herstellung. Aufgabe der Erfindung ist es deshalb, Membranen für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration aus
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Diisocyanatadditionspolymeren zur Verfügung zu stellen, die biokompatibel sind und keine oder nur geringe Abwehrreaktion
des Blutes bei der Hämodialyse und/oder Hämofiltration hervorrufen, die, verglichen mit den bekannten Cuprophanhämodialysemembranen,
ebenfalls gute oder sogar verbesserte Flußdaten wie Permeabilität und Selektivität aufweisen, die
längere Zeit eingesetzt werden können, ohne daß es zu einer Verstopfung kommt, die sich darüber hinaus einfach in üblichen
Modulen oder kompletten Hämodialysieranlagen oder Hämofiltrationsanlagen einbauen lassen und deren Anwendung bei der
Hämodialyse und/oder Hämofiltration ohne wesentliche Beeinträchtigung des Patienten möglich ist, die ferner gute
mechanische Eigenschaften wie Festigkeit besitzen, die sich ohne Leistungsminderung sterilisieren lassen und die auf Grund
ihres Aufbaus klar, durchsichtig und einheitlich aussehen. Aufgabe der Erfindung ist es ferner Membranen zur Verfügung
zu stellen, die in trockenem Zustand lagerfähig und handhabbar sind, die bei der Hämofiltration bei relativ niedrigen Drucken
hohe Plasmawasserflußraten zulassen, deren Ausschlußgrenzen so sind, daß Proteinverluste vermieden werden. Aufgabe der
Erfindung ist es ferner ein geeignetes Verfahren zur Herstellung
derartiger Membranen zur Verfügung zu stellen.
Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Membran aus Diisocyanatadditionspolymeren
für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration, die gekennzeichnet ist durch ein Additionsprodukt aus aliphatischen
Diisocyanaten und mindestens einer Verbindung, welche zwei aktive Wasserstoffatome aufweist, mit einem molaren Verhältnis
Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,20, eine Ultrafiltrationsrate von 0,5 bis 300, insbesondere 0,5 bis 100
und eine dialytische Permeabilität für Vitamin B12 von 0,5
bis 20 · 10~ cm/min.
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Vorzugsweise weist das Additionsprodukt ein molares Verhältnis Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,10 auf. Die
erfindungsgemäßen Membranen besitzen im Bereich der Wellenlänge des sichtbaren Lichtes eine isotrope, homogene
Struktur. Das Additionspolymer ist vorzugsweise aus cycloaliphatischen
Diisocyanaten, insbesondere aus Cyclohexandiisocyanat-(1.4),
insbesondere aus Transcyclohexandiisocyanat-(1.4) aufgebaut. Als Verbindungen, welche das Weichsegment darstellen,
sind Polyäther mit einem mittleren Molekulargewicht von 200 bis 20 000 besonders geeignet. Bevorzugt ist ein PoIyäthylenglykol
mit einem mittleren Molekulargewicht von 600 bis 4000 als Polyäther. Sehr geeignet zum Aufbau des Hartsegments
als Verbindung mit zwei aktiven Wasserstoffatomen sind Hydrazin,
A"thylendiamin, Äthylenglykol und Butandiol- (1. 4) . Zur Herstellung
derartiger Membranen für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration aus Diisocyanatadditionspolymeren ist gemäß
der Erfindung ein Verfahren geeignet, das dadurch gekennzeichnet ist, daß man ein aliphatisches Diisocyanat mit mindestens einer
Verbindung umsetzt, die zwei aktive Wasserstoffatome aufweist
und die Umsetzung mit einem molaren Verhältnis Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,20 durchführt, das Additionspolymer in
einem Lösungsmittel gelöst verformt und mit Hilfe einer Flüssigkeit, die kein oder nur ein sehr schlechtes Lösungsmittel für
das Polymer ist, koaguliert, die erhaltene Membran wäscht und gegebenenfalls trocknet. Die Umsetzung wird vorzugsweise in
einem polaren aprotischen Lösungsmittel durchgeführt. Werden Hydrazin und/oder aliphatische Diamine als Verbindung verwendet,
die zwei aktive Wasserstoffatome aufweisen, ist die Verwendung
eines Lösungsvermittlers besonders vorteilhaft.
In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Verfahrens /zur-. Her stellung von Membranen für die Hämo-
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dialyse und/oder Hämofiltration aus Diisocyanatadditionspolymeren
setzt man ein aliphatischen Diisocyanat mit einem niedermolekularen Diol und Polyglykolen in der Schmelze ohne
Verwendung von Lösungsmitteln um, wobei man ein molares Verhältnis von Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,20 einhält,
das erhaltene Additionspolymer in einem protischen Lösungsmittel löst, die Lösung verformt und mit Hilfe einer
Flüssigkeit, die kein oder nur ein sehr schlechtes Lösungsmittel für das Polymer ist, koaguliert, die erhaltene Membran
wäscht und gegebenenfalls trocknet. Als protisches Lösungsmittel wird dabei insbesondere Ameisensäure verwendet.«
Die Lösungen der Diisocyanatadditionspolymeren werden vorzugsweise
als 4-bis 20%ige Lösung verformt. Als Koagulationsflüssigkeit sind Wasser oder Wasser-Lösemittel-Gemische besonders
geeignet. Als Lösungsvermittler können insbesondere Calciumchlorid und Lithiumchlorid verwendet werden.
Es ist vorteilhaft, wenn die gewaschene Membran vor dem Trocknen mit einer Lösung von Glycerin oder Polyäthylenglykol stabilisiert
wird.
Das erfindungsgemäße Verfahren ist besonders geeignet zur Formung
von Hämodialysemembranen und/oder Hämofiltrationsmembranen in
Form von Hohlfasern.
Zur Herstellung des Polyadditionspolymers für die Hämodialysemembran
werden chemische Reaktionen durchgeführt, die zu linearen Polyadditionsprodukten führen, die an sich bereits
seit langem bekannt sind. So beschreibt BAYER AG in "Angewandte Chemie" 59. Jahrgang, Seite 257 bis 288 (1947) bereits die Grundzüge
des sogenannten Diisocyanat-Polyadditions-Verfahrens.
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Al
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Durch Umsetzung von Diisocyanaten mit Verbindungen, welche OH-Gruppen
aufweisen, entstehen die sogenannten Polyurethane, wogegen Verbindungen mit Aminogruppen zu Polyharnstoffen führen.
Die Umsetzung des aliphatischen Diisocyanats, insbesondere des cycloaliphatischen Diisocyanats, vorzugsweise des Transcyclohexandiisocyanats
wird vorzugsweise in einem Lösungsmittel, nämlich in einem aprotischen Lösungsmittel durchgeführt, d.h.
in einem Lösungsmittel, das selbst keine reaktionsfähigen aktiven Wasserstoffatome besitzt. Zu diesen Lösungsmitteln
sind zu zählen: Dimethylformamid, Dimethylsulfoxid und andere mehr. Bevorzugt wird als Lösungsmittel Dimethylacetamid und
N-Methylpyrrolidon verwendet.
Es versteht sich von selbst, daß die Ausgangsstoffe, nämlich das aliphatische Diisocyanat und die aktive Wasserstoffatome
aufweisenden Verbindungen sowie das Lösungsmittel weitgehend wasserfrei sind, da Wasser mit dem Diisocyanat reagieren kann
und so zu Nebenreaktionen führt. Amine und Hydrazin hingegen reagieren schneller als Wasser, so daß z.B. Hydrazinhydrat als
aktive Wasserstoffatome aufweisende Verbindung eingesetzt werden kann.
Das aliphatische Diisocyanat kann mit einer einzigen Verbindung, welche zwei aktive Wasserstoffatome besitzt, in einem einzigen
Reaktionsschritt zum Polyadditionsprodukt umgesetzt werden. Als bevorzugtes Beispiel sei die Reaktion zwischen Transcyclohexandiisocyanat
und Hydrazin genannt. An Stelle von Hydrazin können auch kurzkettige Diamine, wie Äthylendiamin, Propylendiamin
und so weiter eingesetzt werden. Von den NH„-Gruppen aufweisenden Verbindungen ist jedoch Hydrazin bevorzugt. Derartige
Polyadditionspolymere enthalten nur Hartsegmente und keine Weichsegmente.
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Auch kurzkettige Diole, wie Äthylenglykol, Butylenglykol u.dgl.
können zum Aufbau des Polyurethans verwendet werden. Auch diese Polyurethane enthalten keine Weichsegmente.
Das Polyadditionsprodukt kann auch in der Weise aufgebaut werden, daß man zunächst von einer makromolekularen Verbindung,
insbesondere sogenannten Makrodiolen wie Polyestern, Polycarbonaten, Polyäthern u.dgl. ausgeht und durch Umsetzung
mit Diisocyanat zunächst ein sogenanntes Voraddukt aufbaut, welches selbst noch NCO-Endgruppen besitzt. Als Makrodiol sind
besonders Polyäther geeignet, wobei.Polyäthylenglykol bevorzugt ist. Auch Polytetramethylenglykol ist geeignet. Um genügend
Hartsegmente im fertigen Polyadditxonspolymer zu erhalten, kann man bereits beim Aufbau des Voraddukts Diisocyanat in
Überschuß verwenden, so daß bei der Zugabe des Kettenverlängerers wie Hydrazin genügend Hartsegmente entstehen. Es ist auch möglich,
bei der Herstellung des Voraddukts ohne Diisocyanatüberschuß
zu arbeiten und dann bei der Kettenverlängerung neben der Verbindung mit zwei aktiven Wasserstoffatomen wie z.B.
Hydrazin Diisocyanat mitzuverwenden, um die ausreichende Anzahl von Hartsegmenten zu erhalten.
Das NCO-Gruppen aufweisende Voraddukt wird sodann mit einem Kettenverlängerer zum fertigen Polyadditionsprodukt umgesetzt.
Als Kettenverlängerer wird bevorzugt Hydrazin eingesetzt. Es ist jedoch auch möglich, kurzkettige Diole oder kurzkettige
Diamine als Kettenverlängerer zu verwenden.
Es hat sich gezeigt, daß es günstig ist, bei der Herstellung des Polyurethans neben den oben erwähnten Lösungsmitteln einen
sogenannten LösungsVermittler mitzuverwenden. Zu diesen Lösungsvermittlern gehören u.a. anorganische Salze, wie Calciumchlorid
oder Lithiumchlorid, die in Mengen bis zu etwa 1 - 10 % mitverwendet werden können. Diese Gegenwart von Lösungsvermittlern
fördert nicht nur die Löslichkeit des entstehenden Polyadditionsprodukte
sondern auch die Bildung der Membranen und trägt mit dazu bei, daß die Membranen die hervorragenden
Strukturen besitzen, welche gemäß der Erfindung zugänglich sind.
Ein Lösungsvermittler ist besonders angezeigt, wenn als Verbindung mit zwei aktiven Wasserstoffatomen, die zum Aufbau
des Hartsegments eingesetzt wird, Hydrazin oder ein Diamin verwendet wird. Ein Lösungsvermittler ist nicht unbedingt
erforderlich, wenn man zur Kettenverlängerung ein aliphatisches Diol wie Äthylenglykol oder Butandiol-(1.4) verwendet I Der
Lösungsvermittler ist angezeigt, gleichgültig ob man zum Aufbau des Polyadditionspolymer eine Verbindung mitverwendet,
die ein Weichsegment darstellt, oder nicht.
In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Verfahrens kann man das Polyadditionspolymer ohne Verwendung von Lösungsmittel herstellen. Dabei werden aliphatische
Diisocyanate, aliphatische Diole als sogenannte Kettenverlängerer und Polyglykole (Polyäther) als Weichsegment liefernde
Verbindungen eingesetzt. Die Polyaddition kann in Substanz, d.h. in Schmelze durchgeführt werden, wobei die Umsetzung mit
einem molaren Verhältnis Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,20 durchgeführt werden muß. Das fertige Polyurethan wird
dann in einem protischen Lösungsmittel gelöst, wobei insbesondere Ameisensäure bevorzugt wird.
Die hergestellten Polyadditionspolymerlösungen können an sich in Konzentrationen von etwa 4 bis 50 % verarbeitet werden.
Vorzugsweise werden jedoch Konzentrationen von 4 bis 20 genommen .
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Die fertige Polymerlösung wird sodann verformt. Das kann z.B.
auf die Weise geschehen, daß man die Polymerlösung auf einer Unterlage zu einem Film ausstreicht und diese Unterlage
sodann mit dem Film wässert.
Vorzugsweise wird die Polymerlösung jedoch unter Verwendung
eines Düsenwerkzeuges verformt, wobei man je nach der gewünschten Form der Membran eine Schlitzdüse, eine Schlauchdüse
oder eine Hohlfaserdüse verwendet. Die Polymerlösung wird durch die Düse vorzugsweise direkt in die Koagulationsflüssigkeit extrudiert.
Als Koagulationsflüssigkeit eignet sich bevorzugt Wasser,
welches das Additionspolymer nicht löst, mit den eingesetzten Lösungsmitteln wie Dimethylsulfoxyd, Dimethylformamid,
Dimethylacetamid und N-Methylpyrrolidon jedoch mischbar ist.
An Stelle von reinem Wasser können auch Gemische aus Wasser und Lösungsmitteln, insbesondere den Lösungsmitteln, welche
weiter oben genannt worden sind, verwendet werden.
Die Membran wird nach ihrer Verfestigung gewaschen und kann in feuchtem Zustand gelagert werden.
Es ist zweckmäßig, wenn man die gewaschene Membran vor dem
Trocknen einer Stabilisierungsbehandlung unterzieht, die darin besteht, daß man sie beispielsweise mit einer Lösung von
Glycerin oder Polyäthylenglykol behandelt. Als Lösungsmittel für Glycerin oder Polyäthylenglykol eignen sich insbesondere
mit Wasser mischbare Flüssigkeiten wie Äthanol und Wasser selbst.
Die Membran kann sodann bei Zimmertemperatur oder bei erhöhten Temperaturen, z.B. 65°C, getrocknet werden.
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Die getrocknete Membran ist lagerstabil und kann zu einem
späteren Zeitpunkt auf einfache Weise bei der Hämodialyse und/oder Hämofiltration eingesetzt werden.
Es war besonders überraschend, daß die erfindungsgemäßen Membranen sich von bekannten Polyurethan- bzw. Polyharnstoffmembranen
durch hervorragende Hämodialyse- und Hämofiltrationseigenschaften unterscheiden. So ist die hydraulische
Permeabilität zufriedenstellend und die Permeabilität für Vitamin B12 sehr günstig. Andererseits lassen die
Membranen gemäß der Erfindung keine höhermolekularen Eiweißstoffe durch, so daß z.B. bei der Hämodialyse tatsächlich
nur die Giftstoffe entzogen werden und keine Verbindungen wie Albumin u.dgl. dem Blut entzogen werden.
Die Membranen zeichnen sich durch gute Biokompatibilität, insbesondere durch gute Blutverträglichkeit aus, so daß
Nachteile, welche bei dem Einsatz von Membranen auf Cellulosebasis auftreten und auch bei sonstigen vollsynthetischen
Membranen zu verzeichnen sind, nicht auftreten. Hervorzuheben ist, daß die Permeabilität während der Hämodialyse- und/oder
Hämofiltrationsbehandlung weitgehend konstant ist und sich die Selektivität nicht in Richtung von Verbindungen mit
niedrigerem Molekulargewicht verschiebt.
Unter Hartsegment im Sinne der Erfindung ist zu verstehen die molare Einsatzmenge von Diisocyanat und kurzkettigen Kettenverlängerer
wie Hydrazin, Äthylendiamin, Äthylenglykol u.dgl. So besitzt z.B. ein Polyurethan, das aus 10 Mol Diisocyanat,
9 Mol Hydrazin und 1 Mol Polyäthylenglykol aufgebaut ist, 19 Hartsegmente und 1 Weichsegment, d.h. ein molares Verhältnis
von Weichsegment zu Hartsegment von 1:19= 0,053.
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Vorzugsweise werden bei dem Aufbau des Polyadditionspolymer insgesamt etwa stöchiometrische Mengen an Isocyanatgruppen
bezogen auf die aktiven Wasserstoffatome des Kettenverlängerers und des Makrodiols eingesetzt. Es ist zwar möglich, mit einem
Diisocyanatüberschuß oder Unterschuß zu arbeiten, im allgemeinen sollte der Überschuß bzw. der Unterschuß jedoch nicht
mehr als 5 % betragen.
Die erfindungsgemäßen Membranen für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration zeichnen sich u.a. durch eine sehr günstige
Ultrafiltrationsrate aus, die häufig auch als hydraulische Permeabilität bezeichnet wird. Die Ultrafiltrationsrate der
Membranen wird bestimmt durch Messung des Flüssigkeitsvolumens, das bei gegebener Druckdifferenz bei einer Temperatur von 370C
durch eine mit der Apparatur festgelegte Membranfläche durch die Membran hindurchtritt und das zur allgemeinen Vergleichbarkeit
auf Flächeneinheit, Zeiteinheit und Druckeinheit normiert wird. Als Flüssigkeit zur Bestimmung der Ultrafiltrationsrate
wird Wasser verwandt. Die Methode ist u.a. beschrieben in "Evaluation of Hemodialyzers and Dialysis
Membranes" des U.S. Department of Health, Education and Welfare, DHEW Publication No (NIH) 77 - 1294, S. 24-26.
Die erfindungsgemäßen Membranen besitzen darüber hinaus eine
gute dialytische Permeabilität und sind deshalb sehr geeignet, die giftigen Schadstoffe aus dem Blut zu entfernen, ohne daß
es dabei zu einem Verlust von wertvollen höhermolekularen Stoffen wie Proteinen kommt. Die dialytische Permeabilität
ist bei den Membranen ein Maßstab für die Durchlässigkeit der Membranen für gelöste Stoffe und ist außer von der Membran
vom Molekulargewicht der gelösten Stoffe abhängig. Als Testsubstanz für die Urämiegifte im Bereich eines mittleren Molekulargewichtes
von 500 - 3000 wird zur Beurteilung der Eignung
A3GW32070
einer Membran eine Lösung von 100 mg/1 Vitamin B12 zur Bestimmung
der Mittelmoleküldurchlässigkeit verwendet. Gemessen wird die diffusive, drucklose Konzentrationsänderung
zweier unterschiedlich konzentrierter Ausgangslösungen zu beiden Seiten der Membran mit der Zeit. Die Methode ist
ebenfalls beschrieben in "Evaluation of Hemodialyzers and Dialysis Membranes" des U.S. Department of Health, Education
and Welfare, DHEW Publication No. (NIH) 77-1294, S. 14 und 15,
für die Messung bei Flach- und Schlauchmembranen und S. 20 für die Messung an Hohlfaden.
Sehr bedeutsam für die Verwendungsmöglichkeiten der Membran bei der Hämodialyse ist auch die diffusive Permeabilität für
Harnstoff, einer der Hauptgiftstoffe im Blut bei Patienten, die an einer Niereninsuffizienz leiden. Die diffusive Permeabilität
für Harnstoff der erfindungsgemäßen Membranen liegt im allgemeinen in einem Bereich von 10 bis 200 · 10 cm/min,
insbesondere im Bereich von 20 bis 100- 10 cm/min.
Die erfindungsgemäßen Membranen eignen sich deshalb auf Grund ihrer dialytischen Eigenschaften in hervorragender Weise für
die Durchführung der Hämodialyse. Sie zeichnen sich optisch durch ein gefälliges Aussehen aus, insbesondere, weil sie sich
dem Auge als völlig homogen und im wesentlichen transparent und ohne Struktur darbieten. Sie können nicht nur bei der reinen
Dialyse eingesetzt werden, bei der mit keinem oder nur geringem Druckunterschied gearbeitet wird, sie sind ebenfalls einsatzfähig
für die Hämofiltration, bei der ein höherer Druck angewandt wird ,als es bei der Hämodialyse der Fall ist. Sie ist
insbesondere für all die Aufgaben einsetzbar, die bei der Hämofiltration gelöst werden sollen, nämlich die Abtrennung von
Substanzen im Bereich von 2000 und 3000 Dalton Molekulargewicht, die für die urämische Intoxikation verantwortlich gemacht werden.
334184
- 3ή - A3GW32070
Andererseits ist die Ausschlußgrenze der Membran so günstig, daß bei der Hämofiltration Proteinverluste vermieden werden.
Die Erfindung wird durch folgende Beispiele näher erläutert: Beispiel 1 (Herstellung einer Polymerlösung)
Aus Polyäthylenglykol 1500 und trans-1,4-Cyclohexandiisocyanat
wird zunächst ein Präpolymer hergestellt. 180 g (0,12 Mol)
Polyäthylenglykol 1500 werden in einem 6 1 Rundkolben bei 1000C und ca. 1 Torr 1 Stunde entwässert und danach 60 g
(0,36 Mol) trans-1,4-Cyclohexandiisocyanat zugesetzt und unter
Rühren 1 Stunde auf 1200C erhitzt. Nach dieser Reaktion werden
3 1 Dimethylacetamid ohne weiteres Heizen eingefüllt und die Restmenge an Cyclohexandiisocyanat (862 g = 5,04 Mol) zugegeben,
die sich rasch auflöst.
Zur Herstellung der Polymerlösung werden in einem 15 1 Edelstahlreaktor
mit Ankerrührer 5,5 1 Dimethylacetamid zusammen mit 440 g LiCl vorgelegt. Nach Auflösen des LiCl werden 246 g
(4,92 Mol) Hydrazinhydrat zugegeben und anschließend unter Rühren die Präpolymerlösung eingetropft. Die Temperatur der
Lösung wird bei 16 - 2O0C gehalten. Im Verlauf von 1,5 h
werden 90 % der stöchiometrischen Menge dosiert. Die Restmenge Präpolymerlösung wird mit 400 ml Dimethylacetamid verdünnt
und innerhalb weiterer 1,5 h 4 % der stöchiometrischen Menge zugegeben. Bei der folgenden Dosierung wird der Reaktionsverlauf über den Viskositätsanstieg verfolgt. Die Lösung wird
im Kreis aus dem Reaktor durch eine 2 mm weite und 50 mm lange Kapillare wieder in den Reaktor mit einer Förderleistung von
55 g/min gepumpt. Die Restmenge der Präpolymerlösung wird so im Verlauf von ca. 2 h zugegeben bis der Druckabfall an der
Kapillare ca. 13 bar beträgt und damit das gewünschte Molekulargewicht
erreicht ist.
~" 21 334184T]
- >β - A3GW32070 !
Die anschließend gemessene reduzierte Viskosität einer 0,5%i«fen Polymerlösung in Dimethylacetamid mit 5 % LiCl bei
-2
250C ergibt einen Wert von 2,1 · 10 ml/g, was einem mittleren
250C ergibt einen Wert von 2,1 · 10 ml/g, was einem mittleren
Molekulargewicht von 220 000 entspricht. Beispiel 2 (Herstellung einer Polymerlösung)
Trans-1.4-Cyclohexandiisocyanat wird mit Hydrazin ohne Zusatz
von PEG direkt zu einer Polymerlösung verarbeitet.
In einem 50 1 Edelstahlreaktor werden 15 1 Dimethylacetamid mit 5 % LiCl vorgelegt und unter Rühren 550 g ( 11 Mol)
Hydrazinhydrat zugefügt. Dann wird eine Lösung von 1826 g trans-1.4-Cyclohexandiisocyanat (11 Mol) in 6 1 Dimethylacetamid
zugetropft und unter Rühren die Lösungstemperatur bei 16 - 200C gehalten. Innerhalb 1,5 h werden 90 % der
Lösung dosiert, die restliche Cyclohexandiisocyanat-Lösung mit etwa 1 1 Dimethylacetamid weiter verdünnt und noch 4 %
der stöchiometrischen Cyclohexandiisocyanat-Menge als Lösung
innerhalb 1,5 h zugefügt. Der Reaktionsverlauf wird mittels Umpumpen der Lösung durch eine 2 mm weite und 50 mm lange
Kapillare mit einer Förderleistung von 55 g/min verfolgt und noch so viel Cyclohexandiisocyanat-Lösung zugegeben, bis ein
Druckabfall an der Kapillare von 13,9 bar erreicht wird.
Beispiel 3 (Herstellung einer Dialysemembran)
Die in Beispiel 1 hergestellte Polymerlösung wird in einen Vorratsbehälter über einer Spinnapparatur gefüllt und anschließend
entgast. Die Lösung wird mit Hilfe einer Zahnradpumpe durch ein Plattensieb und 20 um Fuji-Filter (ein Edelstahl-Kerzenfilter)
in eine Schlitzdüse gefördert mit einem Düsenspalt, der 250 mm breit und 100 μϊη weit ist. Die Förder-
- A3GW32070
menge beträgt 50 g Polymerlösung pro Minute.
Die Düse ist in ein Wasserbad von 280C getaucht, wo die
Polymerlösung senkrecht nach unten hineingegossen wird. Es entsteht ein klarer, durchsichtiger Film, der bei einer
Abzugsgeschwindigkeit von 3,5 m/min nach ca. 90 cm an einer Walze umgelenkt und in einer anschließenden Waschstrecke
mit mehreren weiteren Umlenkwalzen innerhalb von 4 min lösungsmittelfrei gewaschen wird. Die nasse Membran wird
dann auf eine Spule gewickelt.
Zum Trocknen wird die nasse Membran' zunächst durch ein Bad
von 30 % Glycerin, 60 % Äthanol und 10 % Wasser gezogen und dann auf ein Polyesterband gelegt, das mit 1 m/min Geschwindig
keit durch einen 5 m langen Warmlufttrockner läuft. Die Trockentemperatur beträgt 650C. Anschließend wird die
trockene Membran aufgewickelt.
Die so erhaltene Membran ist klar, durchsichtig und einheitlich. Ihre Breite beträgt 14,5 cm und die Dicke 17 um. Die
Messung der Ultrafiltrationsrate mit Wasser ergibt einen Wert von 3,1 ml/h.m2. Torr und die Vitamin B 12-Permeabilität
beträgt 3,4 · 10 cm/min. Diese Messungen werden bei 370C
durchgeführt.
Beispiel 4 (Herstellung einer Dialysemembran)
Die in Beispiel 2 hergestellte Polymerlösung wird in gleicher Weise zu einer Dialysemembran verarbeitet wie in Beispiel
Es wird eine klar durchsichtige, einheitliche Membran erhalten mit einer Breite von 15,0 cm und einer Dicke von 12 μΐη. Die
Ultrafiltrationsrate mit Wasser wird zu 2,1 ml/h.m2 . Torr und die Vitamin B 12-Permeabilität zu 2,8 · 10 cm/min erhalten.
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27,25 g (103,9 KiMoI) Dicyclohexyl-Methylen-diisocyanat
(Markenbezeichnung Desmodur W) werden mit 15,10 g (15,1 mMol) Polytetramethylenglykol 1000 bei 1200C 1 h
gerührt und anschließend 8,0 g (88,8 mMol) 1,4-Butandiol
zugetropft, wobei eine zunehmend viskose Schmelze entsteht. Beim Abkühlen erstarrt die Schmelze zu einer
klaren, glasartigen Masse, die in 450 g Ameisensäure unter Rühren in etwa 0,5 h aufgelöst werden kann. Die
so erhaltene viskose Polymerlösung wird mit einer Rakel auf einer Glasplatte zu einem 100 um dicken Film verformt
und in einem Wasserbad koaguliert, wobei eine etwa 20 um
dicke klare Membran erhalten wird. Eine Messung der Ultrafiltrationsrate mit Wasser bei 370C ergibt bei dieser
Membran einen Wert von 29,3 ml/h - m2 · Torr.
Aus 60 g (0,10 Mol) Polyäthylenglykol 600, 119,52 g (0,72 Mol) trans-1.4-Cyclohexandiisocyanat und 31,04 g
(0,62 Mol) Hydrazinhydrat als Polymereinsatzstoffe und 1895 g Dimethylacetamid mit 94,7 g LiCl als Lösemittel wird
wie in Beispiel 1 eine Polymerlösung hergestellt. Zur Charakterisierung des Polymeren wird die reduzierte Viskosität
einer 0,5%igen Lösung in Dimethylacetamid mit 5 % LiCl bei 25°C gemessen und ein Wert von 2,5 · 10 ml/g erhalten,
was einem mittleren Molekulargewicht von 280 000 entspricht.
Diese Polymerlösung wird entsprechend des Beispiels 3 zu einer Dialyseflachmembran verarbeitet und eine 14 cm
breite, 17 um dicke Membran erhalten. Die Membran ist klar,
334184^—
A3GW3207 0
durchsichtig und einheitlich. Eine Messung der Ultrafiltrationsrate
mit Wasser ergibt bei 37°C einen Wert 2,4 ml/h · m2 · Torr und die Vitamin B 12-Permeabilität
beträgt bei 37°C 3,9 · 10~3 cm/min.
Die in Beispiel 2 hergestellte Polymerlösung wird in gleicher Weise zu einer Dialysemembran verarbeitet wie in
Beispiel 3. In diesem Fall wird jedoch von einem Teil der naß aufgewickelten Membran ohne Trocknen die Ultrafiltrationsrate
mit Wasser und die Vitamin B 12-Permeabilität bei 370C gemessen und Werte von 28,4 ml/h · m2 ' Torr bzw. 11,6
• 10 cm/min erhalten.
Ein weiterer Teil der nassen Membran wird vor dem Trocknen durch ein Bad von 30 % Polyäthylenglykol 1500 in Wasser
geleitet und anschließend wiederum die Ultrafiltrationsrate und Vitamin B 12-Permeabilität unter gleichen Bedingungen
gemessen. Es werden W«
und 7,8 * 10 cm/min erhalten.
und 7,8 * 10 cm/min erhalten.
2 dingungen gemessen. Es werden Werte von 8,1 ml/h * m " Torr
Die in Beispiel 1 hergestellte Polymerlösung wird zu einem Hohlfaden geformt. Dazu wird eine Ringdüse mit einem Durchmesser
von 1150 μπι und einer Nadel zur Dosierung der Innenfüllung
mit einem Durchmesser von 850 um eingesetzt.
Durch den äußeren Ringspalt werden 0,85 g/min der Polymerlösung und durch die Nadelöffnung 0,5 g/min einer Innenfüllung,
Isopropylmyristat, dosiert. Der Düsenaustritt ist
A3GW32070
ca. 0,5 cm über dem Fällbad aus Wasser angebracht und der
entstehende Faden wird in das Wasserbad gesponnen und mit einer Geschwindigkeit von 5,5 m/min abgezogen. Nach
einer Waschstrecke mit Wasser von ca. 25 m wird der Faden durch ein Bad von 40 % Glycerin in Wasser
und anschließend mit konstanter Geschwindigkeit durch einen 5 m langen Warmlufttrockner bei 500C geführt.
Danach folgt eine Trockenstrecke über 6 auf 70°C beheizten
Walzen (Durchmesser 40 cm). Der so getrocknete Faden kann nun auf eine Spule aufgewickelt werden.
Die Fadendimensionen können an einem Querschnitt mikroskopisch ermittelt werden. Der Hohlfaden hat einen Außendurchmesser
von 570 μπι bei einer Wanddicke von 32 μπι.
Zur Messung der Ultrafiltrationsrate und der Vitamin B12-Permeabilität
werden aus dem Hohlfaden Bündel von 50 Fäden einer Länge von ca. 25 cm hergestellt, die an den Enden
in eine Polyurethan-Vergußmasse eingebettet werden. Nach dem Aushärten des Polyurethans und Freilegen der Hohlfaserenden
kann die Innenfüllung mit einem Lösemittel wie einem Fluor-Chlor-Kohlenwasserstoff entfernt und das
Bündel zur Messung der Ultrafxltrationsrate und Vitamin B12-Permeabilität
mit Wasser gespült werden. Die Messung der Ultrafxltrationsrate und Vitamin Bi2-Permeabilität erfolgt
in geeigneter Weise entsprechend der von Flachmembranen und ergibt Werte von 6,3 ml/h · m3 * Torr bzw. 3,9 · 10 cm/min.
3341 27
A3GW32070
38,5 g (25,7 mMol) Polyäthylenglykol 1500 werden in einem
Glaskolben bei 1000C und 5 Torr 1 h getrocknet. Danach
wird auf 1200C aufgeheizt und zur Herstellung des Präpolymeren
183,5 g (1,105 Mol) trans-1.4-Cyclohexandiisocyanat
zugegeben und 1 h gerührt. Die Mischung kann dann auf ca. 800C abkühlen, sodann werden 500 g N-Methylpyrrolidon
zugegeben, in denen sich das Präpolymer löst.
Zur Herstellung der Polymerlösung wurden in einem 5 1-Edelstahlreaktor
mit Ankerrührer und Mantelkühlung 1350 g N-Methylpyrrolidon mit 140 g LiCl und 49,1 g (0,981 Mol)
Hydrazinhydrat vorgelegt. Unter gutem Rühren wird bei einer Temperatur zwischen 18 und 24°C die Präpolymerlösung zugetropft.
Das Ansteigen der Lösungsviskosität wird wie im Beispiel 1 durch eine Umpumpapparatur verfolgt und die
Viskosität so gesteuert, daß der Druckabfall an der Kapillare bei 180C 19,8 bar beträgt. Eine Bestimmung der reduzierten
Viskosität als 0,5%ige Lösung in Dimethylacetamid mit 5 % LiCl ergibt einen Wert von 4,7 · 10 ml/g, was einem
mittleren Molekulargewicht von über 500 000 entspricht.
Diese Polymerlösung wird wie im Beispiel 8 zu einem Hohlfaden geformt. Bei einem Abzug von 10 m/min werden 0,82 g/min
Polymerlösung und 0,5 g/min eines Paraffins der Markenbezeichnung Essomarcol 52 als Innenfüllung gefördert. Nach
dem Koagulieren des Fadens in Wasser bei Raumtemperatur wird er auf einer Strecke von ca. 25 m lösemittelfrei gewaschen
und anschließend durch ein Bad aus 40 % Polyäthylenglykol in Wasser geführt. Die Trocknung erfolgt bei 480C im Heißlufttrockner
und 62°C im Walzentrockner (vgl. Beispiel 8).
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Dor getrocknete Hohlfaden hat einen äußeren Durchmesser
von 300 μΐη bei einer Wanddicke von 10 - 12 um. Daraus
hergestellte Hohlfaserbündel weisen eine Ultrafiltrationsrate von 2,0 ml/h · m2 * Torr und eine Vitamin
B 12-Permeabilität von 2,6 " 10 cm/min auf.
36 0 g (0,24 Mol) Polyäthylenglykol 1500 werden in einem
10 1-Glaskolben unter Rühren bei 1100C und 1 Torr 1 h
entwässert. Nach Aufheizen auf 1200C werden 1724 g (10,4 Mol)
trans-1.4-Cyclohexandiisocyanat zugegeben und 2 h gerührt.
Danach wird die Heizung abgeschaltet und während des Abkühlens bei ca. 900C 7320 g Dimethylacetamid zugegeben,
die das Präpolymer lösen.
Zur Polymerisation werden in einen 50 1-Edelstahlreaktor
mit Ankerrührer und Mantelkühlung 10378 g Dimethylacetamid, 1480 g LiCl und 492 g (9,83 Mol) Hydrazinhydrat unter Rühren
vorgelegt. Die Präpolymerlösung wird nun bei 18 - 24°C zugegeben und der Vxskositätsanstieg mit Hilfe einer Umpumpapparatur
verfolgt (vgl. Beispiel 1). Bei einem Druckabfall an der Kapillare von 20 bar wurde die Zugabe beendet und
die Polymerlösung abgelassen. Die Bestimmung der reduzierten Viskosität als 0,5%ige Lösung in Dimethylacetamid mit 5 %
LiCl bei 25°C ergab einen Wert von 3,1 · 10 ml/g, was
einem mittleren Molekulargewicht von 430 000 entspricht.
8390 g dieser Lösung wurden mit einer Mischung von 3356 g Dimethylacetamid mit 168 g LiCl auf eine Polymerkonzentration
von 8 % verdünnt.
3341843—
A3GW32070
Diese Lösung wurde aus einem Vorlagebehälter über eine 20 μΐη Platten- und 10 μπι Fuji-Filter in eine Düse gefördert
mit einem Düsenspalt von 500 mm Breite und 80 μΐη Weite.
Die Förderleistung betrug 80 g/min Polymerlösung. Die Düse ist in ein Wasserbad von 260C getaucht, wo die Polymerlösung
senkrecht nach unten hineingegossen wird. Bei einer Abzugsgeschwindigkeit von 3,5 m/min wird die Membran nach
ca. 90 cm an einer Walze umgelenkt und in einem anschließenden Wasserbad mitT mehreren weiteren Umlenkwalzen innerhalb
von 4 min lösemittelfrei gewaschen. Die nasse Membran wird dann auf eine Spule gewickelt.
Zum Trocknen wird die nasse Membran zunächst durch ein Bad von 40 % Polyäthylenglykol 600 in Wasser geführt, abgestreift
und dann auf ein Polyesterband gelegt, das mit 1 m/min durch einen 5 m langen Warmlufttrockner führt. Die Trocknertemperatur
beträgt 520C. Anschließend wird die trockene
Membran aufgewickelt.
Die so erhaltene Membran ist klar, durchsichtig und einheitlich. Ihre Breite beträgt 31 cm und die Dicke 10 μΐη. Die
Messung der Ultrafiltrationsrate mit Wasser bei 370C ergibt
einen Wert von 12,7 ml/h ' m2 · Torr und die Vitamin B 12-Permeabilität
beträgt bei 37°C 14,1 · 10~3 cm/min.
Claims (22)
- A3GW32070PatentansprücheMembran aus Diisocyanatadditionspolymeren für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt aus aliphatischen Diisocyanaten und mindestens einer Verbindung, welche zwei aktive Wasserstoffatome aufweist, mit einem molaren Verhältnis Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,20, eine Ultrafiltrationsrate von 0,5 bis 300 mlh · m2' · Torrund eine dialytische Permeabilität für Vitamin B12_3
von 0,5 bis 20 * 10 cm/min. - 2. Membran nach Anspruch 1, gekennzeichnet durchmleine Ultrafiltrationsrate von 0,5 bis 100m2 · Torr
- 3. Membran nach den Ansprüchen 1 oder 2, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt mit einem molaren Verhältnis Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,10.
- 4. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch eine im Bereich der Wellenlängen des sichtbaren Lichtes isotrope, homogene Struktur.
- 5. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekennzeichnet durch ein Additionspolymer von cycloaliphatischen Diisocyanaten.
- 6. Membran nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch ein Additionspolymer aus Cyclohexandiisocyanat-(1.4).- 2 - A3GW32070
- 7. Membran nach Anspruch 6, gekennzeichnet durch ein Additionspolymer aus Trans-cyclohexan-diisocyanat-(1.4).
- 8. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt mit einem Weichsegment auf der Basis von Polyäthern mit einem mittleren Molekulargewicht von 200 bis 20 000.
- 9- Membran nach Anspruch 8, gekennzeichnet durch PoIyäthylenglykol mit einem mittleren Molekulargewicht von 600 bis 4000 als Polyäther.
- 10. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt mit einem Hartsegment auf der Basis von Hydrazin als zwei aktive Wasserstoffatome aufweisende Verbindung.
- 11. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt mit einem Hartsegment auf der Basis von Äthylendiamin als zwei aktive Wasserstoffatome aufweisende Verbindung.
- 12. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt mit einem Hartsegment auf der Basis von Äthylenglykol als zwei aktive Wasserstoffatome aufweisende Verbindung.
- 13. Membran nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch ein Additionsprodukt mit einem Hartsegment auf der Basis von Butandiol-(1.4) als zwei aktive Wasserstoffatome aufweisende Verbindung.- 3 - A3GW32070 '
- 14. Verfahren zur Herstellung von Membranen für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration aus Diisocyanatadditionspolymeren, dadurch gekennzeichnet, daß man ein aliphatisches Diisocyanat mit mindestens einer Verbindung umsetzt, die zwei aktive Wasserstoffatome aufweist und die Umsetzung mit einem molaren Verhältnis Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,2 0 durchführt, das Additionspolymer in einem Lösungsmittel gelöst verformt und mit Hilfe einer Flüssigkeit, die kein oder nur ein sehr schlechtes Lösungsmittel für das Polymer ist, koaguliert, die erhaltene Membran wäscht und gegebenenfalls trocknet.
- 15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß man die Umsetzung in einem polaren, aprotischen Lösungsmittel durchführt.
- 16. Verfahren zur Herstellung einer Membran nach einem der Ansprüche 14 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß man Hydrazin und/oder aliphatische Diamine als eine Verbindung verwendet, die zwei aktive Wasserstoffatome aufweist und einen Lösungsvermittler verwendet.
- 17. Verfahren zur Herstellung von Membranen für die Hämodialyse und/oder Hämofiltration aus Diisocyanatadditionspolymeren, dadurch gekennzeichnet, daß man ein aliphatisches Diisocyanat mit einem niedermolekularen Diol und Polyglykolen in der Schmelze ohne Verwendung von Lösungsmitteln umsetzt, wobei man ein molares Verhältnis von Weichsegment zu Hartsegment von 0 bis 0,20 einhält, das erhaltene Additionspolymer in einem protischen Lösungsmittel löst, die Lösung verformt und mit Hilfe einer Flüssigkeit, die kein oder nur ein sehr schlechtes Lösungsmittel für das Polymer ist, koaguliert, die erhaltene Membran wäscht und gegebenenfalls trocknet.334184ΤΊ- 4 - A3GW32070
- 18. Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß man als protisches Lösungsmittel Ameisensäure verwendet.
- 19. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß man eine 4-bis 20%ige Lösung verformt.
- 20. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß man als Koagulationsflüssigkeit Wasser oder Wasser-Lösemittel-Gemische verwendet.
- 21. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet,, daß man als Lösungsvermittler Calciumchlorid verwendet.
- 22. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß man als Lösungsvermittler Lithiumchlorid verwendet.3 . Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 22, dadurch gekennzeichnet, daß man die gewaschene Membran vor dem Trocknen durch Behandeln mit einer Lösung von Glycerin oder Polyäthylenglykol stabilisiert.. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 23 , dadurch gekennzeichnet, daß man die Lösung zu einer Hohlfasermembran formt.
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