DE3879218T2

DE3879218T2 - Medizinisches instrument und verfahren zur herstellung.

Info

Publication number: DE3879218T2
Application number: DE8888908328T
Authority: DE
Inventors: Atsuhiko Nogawa; Osamu Nomura
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1987-09-21
Filing date: 1988-09-16
Publication date: 1993-07-22
Anticipated expiration: 2008-09-17
Also published as: US5162102A; DE3879218D1; JP2610042B2; AU2382588A; EP0381757A1; KR930003334B1; WO1989002282A1; CA1340585C; KR890701145A; EP0381757B1; EP0381757A4; AU616212B2

Description

Diese Erfindung betrifft ein medizinisches Instrument zur Verwendung in einem sogenannten extrakorporalen Kreislauf, wobei Blut einem menschlichem Körper entnommen, durch das Instrument geleitet und zurück zu dem menschlichen Körper geführt wird, sowie ein Verfahren zur Herstellung desselben. Insbesondere betrifft sie ein medizinisches Instrument mit einem Blutkontaktteil aus einem hydrophoben Material sowie ein Verfahren zur Herstellung desselben.

Stand der Technik

Bei einem bisher eingesetzten extrakorporalen Kreislauf handelt es sich um ein Oxygenatorkreislaufsystem, das die Funktionen von Herz und Lunge während beispielsweise einer Herzoperation ersetzt. Gemäß Fig. 5 umfaßt das Oxygenatorkreislaufsystem 100 im allgemeinen einen Oxygenator 1, einen Wärmetauscher 50, ein Blutvorratsgefäß 31, einen Blutfilter 70, eine die vorgenannten Elemente mit einem menschlichen Körper 94 verbindende Blutleitung sowie eine Pumpe.
Die meisten derzeit verwendeten Oxygenatoren sind Membranoxygenatoren. Der Membranoxygenator besitzt eine in einem Gehäuse untergebrachte Gasaustauschmembran, so daß der Gasaustausch durch Leiten von Blut über eine Oberfläche der Gasaustauschmembran und eines sauerstoffhaltigen Gases über die andere Oberfläche der Membran erfolgt. Die meisten der üblicherweise verwendeten Gasaustauschmembranen sind hydrophobe Membranen, einschließlich hydrophober poröser Membranen aus Polypropylen, Polyethylen oder dergleichen sowie Diffusionsmembranen aus Silikonkautschuk usw..
Zum Gebrauch wird ein Füllvorgang zur Reinigung des Inneren des Membranoxygenators und Entfernung von Luft aus demselben, bevor Blut durch den Oxygenator geleitet wird, durchgeführt. Es bereitet Schwierigkeiten, die Luft vollständig während des Füllvorganges zu entfernen. Insbesondere tritt bei einem hydrophobe poröse Hohlfasern als die Gasaustauschmembran einsetzenden Hohlfaseroxygenator ein Phänomen eines Luftstauens auf, bei dem Luft in die Flüssigkeitsseite von der Gasseite gelangt, so daß Gas, das nicht entweichen kann, zwischen den Hohlfasermembranen auf der Flüssigkeitsseite verbleibt. Das führt dazu, daß die in Berührung mit dem verbleibenden Gas befindlichen Teile der Hohlfasermembranen nicht in Berührung mit Blut gelangen, was den wirksamen Einsatz von Hohlfasermembranen beeinträchtigt. Somit kann der Oxygenator bisweilen nicht seine gesamte Gasaustauschfähigkeit entfalten. Die Funktion des Blutfilters beseht im Entfernen von Fremdstoffen und Blasen aus dem Blut nach dem Gasaustausch auf dem Weg zurück in den menschlichen Körper. Der Blutfilter bedient sich ebenfalls einer hydrophoben Membran. Das vollständige Entfernen von Luft ist daher beim Füllvorgang aus den gleichen Gründen wie bei dem vorgenannten Membranoxygenator schwierig. Insbesondere tritt beim Blutfilter das Problem auf, daß Luft auf der Oberfläche einer hydrophoben Membran verbleibt, so daß der effektive Oberflächenbereich der hydrophoben Membran verringert wird, was schließlich den Druckverlust im Blutfilter erhöht.
Neben dem Membranoxygenator, Wärmetauscher und Blutfilter sind zur Flüssigkeitsverbindung dieser Einheiten mit dem menschlichen Körper eingesetzte Blutleitungen im allgemeinen aus biegsamen synthetischen Harzen, wie z.B. Vinylchlorid und Silikonkautschuk, gebildet. Der vorgenannte Füllvorgang erfolgt durch die Schläuche hindurch ebenso wie durch den Oxygenator und Blutfilter. Da die Blutschläuche aus dem obengenannten Material bestehen, ist ihre Innenfläche hydrophob. Es ist daher mit Schwierigkeiten verbunden, an der Innenfläche der Schläuche anhaftende feine Blasen durch einen Füllvorgang zu entfernen. Beim Zirkulieren des Blutes treten derartige Blasen nach und nach ins Blut über und rufen Schäumen des Blutes hervor.
Des weiteren umfassen der Membranoxygenator und der Blutfilter zusätzlich zu ihren Membranen viele Teile aus hydrophobem Material. Das gleiche gilt für andere, dem Oxygenatorkreislauf angehörende Einheiten, z.B. Blutvorratsgefäß und Wärmeaustauscher. Beispielsweise bestehen Gehäuse des Membranoxygenators, des Blutfilters, der Blutvorratskammer und des Wärmetauschers im allgemeinen aus hydrophoben Harzen, wie Polycarbonat, Polystyrol, MBS und Polypropylen. Die Gehäuse weisen daher zahlreiche Blutkontaktteile aus hydrophobem Material auf. Es ist schwierig, feine an der Innenfläche der Blutkontaktteile anhaftende Blasen durch einen Füllvorgang (in gleicher Weise) wie von der Innenfläche der obengenannten Blutschläuche zu entfernen. Dies führt zum Eintritt von Blasen ins Blut während der Blutzirkulation.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein medizinisches Gerät, bei dem eine Luftentfernung in einfacher Weise durch einen der Blutzirkulation vorangehenden Füllvorgang durchgeführt werden kann, wobei wenige anhaftende Blasen verbleiben, sowie ein Verfahren zur Herstellung desselben bereitzustellen.

Beschreibung der Erfindung

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein medizinisches Instrument mit einem Blutkontaktteil aus hydrophobem Material, gekennzeichnet durch die Ablagerung eines für den menschlichen Körper sicheren oberflächenaktiven Mittels auf einem Teil des oder im gesamten Blutkontaktteil(s) bereitgestellt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird des weiteren ein Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments, das die Stufen:
Zusammenbauen eines medizinischen Instruments mit einem Blutkontaktteil aus hydrophobem Material und Inberührungbringen einer ein für den menschlichen Körper sicheres oberflächenaktives Mittel enthaltenden Flüssigkeit mit dem Blutkontaktteil sowie anschließendes Trocknen, wobei das oberflächenaktive Mittel auf der Oberfläche des Blutkontaktteils abgelagert bleibt, umfaßt, bereitgestellt.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt einen Querschnitt einer Ausführungsform, bei der das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung bei einem Membranoxygenator angewendet wird.
Fig. 2 zeigt einen teilweisen Querschnitt einer Ausführungsform, bei der das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung bei einem Membranoxygenatorsystem mit der Kombination aus Wärmetauscher und einem Blutvorratsgefäß angewendet wird.
Fig. 3 zeigt einen teilweisen Querschnitt einer Ausführungsform, bei der das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung auf einen Blutfilter appliziert ist.
35 Fig. 4 ist ein Querschnitt eines Filterelements des Blutfilters von Fig. 3.
Fig. 5 zeigt eine schematische Darstellung eines künstlichen Pumpenoxygenatorkreislaufs.

Beste Art und Weise der Ausführung der Erfindung

Das medizinische Instrument gemäß der vorliegenden Erfindung weist ein aus einem hydrophoben Material gebildetes Blutkontaktteil, auf dem teilweise oder vollständig eine für den menschlichen Körper sichere, oberflächenaktive Substanz abgelagert wurde, auf.
Die medizinischen Instrumente umfassen in einem extrakorporalen Blutkreislauf eingesetzte Blutleitungen, damit verbundene Blutbehandlungseinheiten usw.. Insbesondere umfassen die medizinischen Instrumente Oxygenatoren, Blutfilter, Wärmetauscher, Blutvorratsgefäße sowie Blutleitungen, wie sie in künstlichen Pumpenoxygenatorkreisläufen verwendet werden. Ferner beinhaltet sind Dialysevorrichtungen, Blutleitungen und Blutreinigungseinheiten vom Adsorptionstyp, wie sie in künstlichen Dialysekreisläufen eingesetzt werden.
Fig. 1 stellt eine bei einem Membranoxygenator eingesetzte Ausführungsform des medizinischen Instruments der vorliegenden Erfindung dar.
Der Membranoxygenator 1 umfaßt ein röhrenförmiges Gehäuse 2, ein im röhrenförmigen Gehäuse 2 untergebrachtes Bündel von Gasaustauschhohlfasermembranen 3 sowie die an den entgegengesetzten Enden der Hohlfasermembranen 3 an dem Gehäuse 2 flüssigkeitsdicht befestigten Wandungen 4 und 5. Das Innere des röhrenförmigen Gehäuses 2 ist in eine erste Flüssigkeitskammer, die Blutkammer 12, und eine zweite Flüssigkeitskammer, die Gaskammer, unterteilt. Das rohrenförmige Gehäuse 2 ist mit einem ersten Flüssigkeitseinlaß, dem Bluteinlaß 6, und einem ersten Flüssigkeitsauslaß, dem mit der Blutkammer 12 in Verbindung stehenden Blutauslaß 7, versehen. Eine kappenförmige Gaseinlaßöffnung 10, die einem zweiten Flüssigkeitseinlaß, den mit der durch den Innenraum der Hohlfasermembranen 3 definierten Gaskammer in Verbindungen stehenden Gaseinlaß 8, aufweist, ist oberhalb der Wandung 4 auf dem Ende des Röhrengehäuses 2 angebracht. Somit ist eine Gaseinlaßkammer 13 durch die Außenfläche der Wandung 4 und die Innenfläche der Gaseinlaßöffnung 10 definiert. Die Gaseinlaßkammer 13 steht in Verbindung mit der durch den Innenraum der Hohlfasermembranen 3 definierten Gaskammer. In ähnlicher Weise ist eine kappenförmige Gasfreisetzungsöffnung 11, die einen zweiten Flüssigkeitsauslaß, den mit dem Innenraum der Hohlfasermembranen 3 in Verbindung stehenden Gasauslaß 9, besitzt, unter der Wandung 5 angebracht. Somit ist eine Gasfreisetzungskammer 14 durch die Außenfläche der Wandung 5 und die Innenfläche der Gasfreisetzungsöffnung 11 definiert. Der Oxygenator des Typs, bei dem Blut außerhalb der Hohlfasermembranen vorbeigeleitet wird, verursacht nur einen geringen Druckverlust. Demzufolge kann Blut durch einen nur durch die Höhendifferenz zwischen dem menschlichen Körper und dem Oxygenator unterstützten Fluß des Blutes, ohne den Bedarf einer im Kreislauf hinsichtlich des Oxygenators stromaufwärts angebrachten Blutzufuhrpumpe, zum Oxygenator geleitet werden.
Bei den Hohlfasermembranen 3 handelt es sich um poröse Membranen mit einem Innendurchmesser von 100 bis 1000 um, einer Wanddicke von 5 bis 200 um, vorzugsweise 10 bis 100 um, sowie einer Porosität von 20 bis 80%, vorzugsweise 30 bis 60%, mit einem Porendurchmesser von 0,01 bis 5 um, vorzugsweise 0,01 bis 1 um. Die porösen Membranen sind aus hydrophoben polymeren Materialien, wie Polypropylen, Polyethylen, Polysulfon, Polyacrylnitril, Polytetrafluorethylen sowie Celluloseacetat gebildet. Zweckmäßigerweise sind sie aus Polyolefinharzen, vorzugsweise Polypropylen, gebildet. Bevorzugt werden Membranen, die feine, in der Wand durch einen Dehnungs- oder ein Fest/Flüssigschicht-Trennverfahren gebildete Poren aufweisen.
Statt poröser Membranen können die Hohlfasermembranen 3 auch aus einem für Sauerstoff und Kohlendioxid hoch permeablen Material, wie z.B. Silikonkautschuk, gebildete Diffusionsmembranen sein.
Das röhrenförmige Gehäuse 2 ist aus hydrophoben synthetischen Harzen, wie Polycarbonat, Acryl/Styrol-Copolymeren sowie Acryl/Butylen/Styrol-Copolymeren gebildet. Das Gehäuse 2 kann beispielsweise zylindrisch sein und ist vorzugsweise durchsichtig. Das Gehäuse aus transparentem Material erlaubt eine einfache visuelle Beobachtung.
In dieser Ausführungsform erstrecken sich eine große Zahl von beispielsweise 5000 bis 100.000 poröse Hohlfasermembranen 3 parallel zueinander in dem Gehäuse 2 in seiner axialen Richtung. Die Hohlfasermembranen 3 sind durch die Wandungen 4 und 5 an den entgegengesetzten Enden des Gehäuses 2 flüssigkeitsdicht befestigt, wobei die entgegengesetzten Enden der Hohlfasermembranen 3 offen bleiben. Die Wandungen 4 und 5 sind aus einer Vergußmasse, wie z.B. Polyurethan oder Silikonkautschuk, gebildet. Der zwischen den Wandungen 4 und 5 befindliche Innenbereich des Gehäuses 2 ist somit in die durch den Innenraum der Hohlfasermembranen 3 definierte Gaskammer und in die durch den Außenraum der Hohlfasermembranen 3 definierte Blutkammer 12 unterteilt.
Die Gaseinlaßöffnung 10 mit dem Gaseinlaß 8 und die Gasfreisetzungsöffnung 11 mit dem Gasauslaß 9 sind auf dem Gehäuse 2 in einer flüssigkeitsdichten Art und Weise angebracht.
Diese Öffnungen sind ebenfalls aus einem hydrophoben synthetischen Harz, wie es für das Gehäuse verwendet wird, hergestellt. Ihre Befestigung an dem Gehäuse 2 kann mittels Verschmelzen durch Ultraschall-, Radiofrequenz- oder Induktionserhitzen, durch Haftverbindung oder mechanische Verbindung erfolgen. Ein Befestigungsring (nicht dargestellt) kann ebenfalls zum Zwecke der Befestigung verwendet werden. Bei der obengenannten Konstruktion sind alle für einen Kontakt mit dem Blut vorgesehenen Teile (die Innenfläche des Gehäuses 2 und die Außenfläche der Hohlfasermembranen 3) aus hydrophobem Material gebildet.
Obwohl die vorausgegangene Beschreibung im Hinblick auf den Hohlfaseroxygenator vorgenommen wurde, ist die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt und ist ebenfalls auf die Gasaustauschmembranen von flacher Form aufweisenden Oxygenatoren anwendbar.
Ein für den menschlichen Körper sicheres oberflächenaktives Mittel ist auf den gesamten Blutkontaktteilen des Membranoxygenator 1 abgelagert.
Die in der vorliegenden Erfindung eingesetzten oberflächenaktiven Mittel sind nichtionische polymere oberflächenaktive Mittel vom Polyethertyp. Die polymeren oberflächenaktiven Mittel vom Polyethertyp sind Blockcopolymere von Propylenoxid und Ethylenoxid mit einem Molekulargewicht von etwa 1000 bis einigen 10.000. Sie sind in Pluronic- und Tetronic- Typen eingeteilt, wobei eine Reihe von Varianten in Abhängigkeit von der Anzahl der funktionellen Gruppen, dem Alkylenoxidtyp sowie der Abfolge der Blöcke zur Verfügung steht. Bevorzugt werden oberflächenaktive Mittel vom Pluronic-Typ. Das polymere oberflächenaktive Mittel vom Pluronic-Typ besitzt die folgende Struktur:
HO(C&sub2;H&sub4;O) a (C&sub3;H&sub6;O) b (C&sub2;H&sub4;O) c H
Diese oberflächenaktiven Mittel sind durch folgende Eigenschaften charakterisiert:
Ein hohes Molekulargewicht im Bereich von 1000 bis einigen 10.000;
eine breite Vielfalt von Verbindungen mit einem wechselnden Molekulargewicht, wobei HLB (Balance zwischen Hydrophilie und Lipophilie) und weitere Eigenschaften durch eine geeignete Steuerung oder Kombination des Molekulargewichts einer hydrophoben Gruppe und der zugegebenen Ethylenoxidmenge gebildet werden;
im allgemeinen geringere Schäumbarkeit;
Resistenz gegenüber Säuren, Basen, Peroxiden sowie Metallionen; und
ihre völlige Sicherheit für den menschlichen Körper, wie aus ihrer Verwendung als medizinischer Wirkstoff, d.h. als antihämolitisches Mittel für extrakorporale Zirkulation, ersichtlich.
Unter Ablagerung des oberflächenaktiven Mittels ist zu verstehen, daß ein trockener Niederschlag des oberflächenaktiven Mittels auf dem Blutkontaktteil, insbesondere auf für eine Berührung mit dem Blut vorgesehenen Oberfläche der Gasaustauschmembran, vorliegt. Vorzugsweise wird das oberflächenaktive Mittel auf dem gesamten Blutkontaktteil abgelagert, obwohl das oberflächenaktive Mittel auch auf einem Teil des Blutkontaktteils abgelagert sein kann. So kann das oberflächenaktive Mittel beispielsweise ausschließlich auf der Außenfläche der Hohlfasermembranen 3, ausschließlich der Innenfläche von dem Gehäuse 2, oder ausschließlich auf der Innenfläche des Blutein- oder - auslasses des Gehäuses 2 abgelagert sein. Wenn in diesem Fall eine Füllflüssigkeit von dem Blutein- oder -auslaß eingeleitet wird, wird das oberflächenaktive Mittel in der Füllflüssigkeit gelöst und nachfolgend über das gesamte Blutkontaktteil des Oxygenators verteilt.
Da das oberflächenaktive Mittel auf dem Blutkontaktteil des Oxygenators 1 abgelagert ist, besitzt das Blutkontaktteil einen im Hinblick auf eine Flüssigkeit verminderten Berührungswinkel und weist daher eine verbesserte Benetzbarkeit auf. Dadurch ist eine effiziente Füllung gewährleistet, da eine Flüssigkeit zum Füllen über das Blutkontaktteil geleitet werden kann, ohne daß feine, an der Oberfläche haftende Blasen daran verbleiben. Handelt es sich bei den Gasaustauschmembranen um Hohlfasermembranen, kann eine vollständige Füllung ohne das Luftstauphänomen, bei dem Luft lokal stillsteht, durchgeführt werden.
Als nächstes wird in Fig. 2, die eine künstlichen Oxygenatorvorrichtung in Kombination mit damit verbundener Blutvorratskammer und einem Wärmetauscher zeigt, eine Ausführungsform, bei welcher das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung bei einer Blutvorratskammer und einem Wärmetauscher angewendet wird, beschrieben.
Die künstliche Oxygenatorvorrichtung 30 umfaßt eine Blutvorratskammer 31, einen Oxygenator 1 sowie einen Wärmetauscher 50.
Die Blutvorratskammer 31 umfaßt ein Gehäuse 39 mit einem Bluteinlaß 32, einem Blutvorratsbehälter und einem Blutauslaß 33 sowie einen auf dem Gehäuse 39 aufgebrachten Deckel 38 mit einer Arzneimittelinfusionsöffnung 35 darauf.
Die Blutvorratskammer 31 besteht aus einem festen, aus einem hydrophoben synthetischen Harz, wie festem Vinylchloridharz, Styrolharz sowie Carbonatharz gebildeten Element. Das Gehäuse 39 ist vorzugsweise durchsichtig, so daß das darin zurückgehaltene Blut auf einfache Weise visuell beobachtet werden kann. Die Blutvorratskammer kann eine in einer Taschenform aus einem biegsamen synthetischen Harz, z.B. biegsamem Vinylchloridharz, biegsamem Polyethylenharz und biegsamem Polypropylenharz, hergestellte biegsame Blutkammer vom geschlossenen Typ sein.
Der Bluteinlaß 32 der Blutvorratskammer 31 steht mit dem Blutauslaß 7 des Oxygenators 1 in Verbindung. Vorzugsweise ist die Blutvorratskammer 31 darüber hinaus mit einem mit dem Bluteinlaß 32 in Verbindung stehenden Bluteintrittsteil ausgestattet. Das Bluteintrittsteil bildet einen Blutströmungsweg, durch den das in die Blutvorratskammer 31 über den Bluteinlaß 32 eintretende Blut in den Blutvorratsbehälter fließt und weist somit einen auf größerer Höhe als der Blutvorratsbehälter, jedoch auf gleicher Höhe mit dem Bluteinlaß 32 befindlichen Boden auf. Der Boden kann eine flache oder halbzylindrische Form aufweisen, wobei jedoch die flache Form bevorzugt wird, da sie eine einfache Anbringung des im folgenden beschriebenen Blasenentfernungselements 41 erlaubt.
Das Blasenentfernungselement 41 wird vorzugsweise im Bluteintrittsteil angebracht, um den Blutflußweg zu kreuzen. Bei Aufnahme von blasenhaltigem Blut hat das Blasenentfernungselement 41 die Aufgabe, Blasen aus dem einfließenden Blut zu entfernen, um blasenfreies Blut in den Blutvorratsbehälter zu entlassen. Bei dem Blasenentfernungselement 41 handelt es sich im allgemeinen um einen Schaum, der Blasen durch Anwachsenlassen der Blasen kraft seiner hydrophoben Eigenschaften entfernt. Bei dem Schaum handelt es sich um einen dreidimensionalen netzförmigen Körper. Das Blasenentfernungselement 41 wird vorzugsweise in engem Kontakt mit dem Boden und den Seitenflächen des Bluteinlaßteils der Blutvorratskammer 31 derart angebracht, daß das gesamte einfließende Blut das Blasenentfernungselement berühren kann (es bildet sich kein Blutströmungsweg ohne Kontakt mit dem Blasenentfernungselement). Das obere Ende des Blasenentfernungselements 41 muß nicht notwendigerweise in engem Kontakt mit dem Deckel 38 der Blutvorratskammer 31 stehen, vorzugsweise jedoch steht das obere Ende des Blasenentfernungselements 41 in engem Kontakt mit dem Deckel 38, um eine Bewegung des Blasenentfernungselements 41 sowie ein Überfließen des Blutes über das obere Ende des Blasenentfernungselementes 41 hinaus zu vermeiden. Vorzugsweise ist das Gehäuse darüber hinaus auf seiner Innenfläche mit einer Rückhaltevorrichtung 43 versehen, um eine Bewegung des Blasenentfernungselements 41 zu verhindern. Die Rückhaltevorrichtung 43 besteht aus einem von der Innenfläche des Gehäuse 39 vorstehenden Stab. Insgesamt sind vier Rückhaltevorrichtungen zur Halterung des Blasenentfernungselements 41 an seinen Enden ausgebildet. Der die Rückhaltevorrichtung 43 bildende Stab kann vorzugsweise eine lineare kontinuierliche Form aufweisen.
Der für das Blasenentfernungselement 41 verwendete Schaum umfaßt Urethan-, Cellulose- und Nylonschäume. Das vorausgenannte oberflächenaktive Mittel wird auf der ein Blutkontaktteil der Blutvorratskammer 31 darstellenden Innenfläche des Gehäuses 39 abgelagert und verhindert so, daß nach dem Füllen Blasen an der Innenfläche des Gehäuses anhaften. Vorzugsweise wird das oberflächenaktive Mittel des weiteren auf dem Blasenentfernungselement 41 abgelagert.
In der in Fig. 2 gezeigten Ausführungsform handelt es sich bei dem Oxygenator 1 um den gleichen, der in Fig. 1 dargestellt ist. Die flüssigkeitsdichte Verbindung zwischen dem Blutauslaß 7 des Oxygenators 1 und dem Bluteinlaß 32 der Blutvorratskammer 31 kann beispielsweise durch flüssigkeitsdichte Verbindung sowie Gewindeverbindung, sich verjüngende Verbindung sowie O-Ring-Verbindung, Ultraschall oder Radiofrequenzschweißen oder Verbinden mit Klebstoff bewerkstelligt werden.
Ein Wärmetauscher 50 ist mit dem Bluteinlaß des Oxygenators 1 verbunden. Der Wärmetauscher 50 umfaßt eine Vielzahl von beabstandeten Wärmetauscherröhren 55, die sich parallel zueinander in einem Behälter 54 in seiner Längsrichtung erstrecken. Die entgegengesetzten Enden der Wärmeaustauschröhren 55 sind durch Wandungen (nicht dargestellt) flüssigkeitsdicht an der Seitenwand des Behälters 54 befestigt, wobei deren offene Ende unverschlossen bleiben. Der Behälter 54 ist an seiner Seitenwand mit einer mit einem durch die Wandungen, nämlich die Innenwand des Behälters 54 und die Außenwand der Wärmeaustauscherröhren 55, definierten Zwischenraum 56 in Verbindung stehenden Bluteinlaßöffnung 57 versehen. Der Zwischenraum 56 steht mit dem Bluteinlaß des Oxygenators 1 in Verbindung. Des weiteren steht der flüssigkeitsdicht von dem Raum 56 abgetrennte Innenraum der Wärmeaustauschröhren 55 mit einer in dem Behälter 54 außerhalb einer Wandung bereitgestellten Wärmeaustauschmediumeinlaßöffnung für Wärmeaustauschmittel und einer in den Behälter 54 außerhalb der anderen Wandung bereitgestellten Wärmeaustauschmediumauslaßöffnung für Wärmeaustauschmittel in Verbindung. Bei diesem Wärmetauscher 50 tritt Blut in den Wärmetauscher 50 durch die Bluteinlaßöffnung 57 ein und fließt außerhalb der Wärmeaustauschröhren 55, während ein Wärmeaustauschmedium (beispielsweise warmes oder kaltes Wasser) durch die Wärmeaustauschröhren 55 fließt, um das Blut zu wärmen oder zu kühlen. Alternativ kann der Wärmeaustauscher von dem Typ sein, bei dem Blut durch Wärmeaustauschröhren geleitet wird, während ein Wärmeaustauschmedium außerhalb der Wärmeaustauschröhren vorbeigeleitet wird.
Das im vorhinein genannte oberflächenaktive Mittel wird auf der Innenfläche des Behälters 54 und auf der Außenfläche der Wärmeaustauschröhren 55, die die Blutkontaktteile des Wärmeaustauschers 50 darstellen, abgelagert. Das oberflächenaktive Mittel ist nicht notwendigerweise auf den Wärmeaustauschröhren 55 abgelagert, wenn diese nahezu hydrophil sind.
Bei diesem künstlichen Oxygenatorapparat ist der Wärmetauscher 50 und die Blutvorratskammer 30 mit Öffnungen 59 bzw. 61 versehen, durch welche Temperaturmeßsonden eingeführt werden.
Es sei darauf hingewiesen, daß bei der vorliegenden Erfindung die Ablagerung des oberflächenaktiven Mittels auf dem Blutkontaktteil nicht einheitlich sein muß, wobei das einzige Erfordernis ist, daß das oberflächenaktive Mittel auf dem Blutkontaktteil abgelagert wird. Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die Ablagerung des oberflächenaktiven Mittels auf dem Blutkontaktteil des Oxygenators beschränkt, wobei das oberflächenaktive Mittel nur auf dem Wärmetauscher eines Oxygenators mit eingebautem Wärmetauscher oder nur auf der Vorratskammer eines Oxygenators mit eingebauter Vorratskammer abgelagert sein kann. Vorzugsweise ist das oberflächenaktive Mittel in dem gesamten Instrument abgelagert. Selbst wenn das oberflächenaktive Mittel auf einem Teil des Instruments abgelagert ist, bewirkt der Eintritt der Füllflüssigkeit, daß das Mittel gelöst und stromabwärts freigesetzt wird, wobei eine weitere Zirkulation der Füllflüssigkeit schließlich das Anhaften von Blasen im gesamten Blutkontaktteil verhindert.
Als nächstes wird in den Fig. 3 und 4 eine Ausführungsform, bei der das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung auf einen Blutfilter appliziert wird, beschrieben.
Der Blutfilter 70 muß in den in Fig. 5 dargestellten künstlichen Pumpenoxygenatorkreislauf einverleibt werden und hat die Aufgabe, Blasen und Fremdpartikel aus dem durch den Kreislauf fließenden Blut zu entfernen.
Wie in den Fig. 3 und 4 dargestellt ist, umfaßt der Blutfilter 70 aus einem hydrophoben Harz, wie Polycarbonat, Polypropylen, Polyethylen, Styrol/Butadien(SB)harz sowie Methylen/Butadien/Styrol(MBS)harz gebildetes zylindrisches Gehäuse 72, und ein in dem Gehäuse 72 befindliches und zwischen einem mit dem Gehäuse 72 verbundenen Bluteinlaß und Blutauslaß 75 und 78 angeordnetes Filterelement 79. An dem Gehäuse 72 ist ein Verschluß 73 mit einer Verbindungsöffnung 83, mit welcher Ventilvorrichtungen, wie beispielsweise ein Dreiwegehahn, verbunden sind, an seiner Spitze flüssigkeitsdicht befestigt. Der Bluteinlaß 75 ist tangential mit dem zylindrischen Gehäuse 72 derart verbunden, daß ein blasenhaltiger Blutstrom nicht in gerader Weise zu dem Filterelement 79 gelangen kann. Anschließend gelangt das Blut unter Ausbildung eines turbulenten Stromes in das Gehäuse 72.
Das Filterelement 79 wird, wie in Fig. 4 dargestellt, durch Herstellen eines aus einem hydrophoben synthetischen Harz, z.B. Polypropylen, Polyethylen und Polyester, gebildeten Drahtnetzes 80 mit einer Maschenweite von 20 bis 50 um, Anordnen des Drahtnetzes zwischen aus Polypropylen, Polyethylen, Polyester o.dgl. gebildeten Netzen 81, 81 und Zusammenfalten des Sandwiches unter Ausbildung von Falten bei gleichzeitigen Bringen in eine runde zylindrische Form, hergestellt. Eine Versiegelung 79a ist durch Gießen von synthetischen Fasern, beispielsweise Polyolefinen, wie Polypropylen und Polyethylen, und Elastomeren, wie Ethylvinylacetat (EVA), Polyurethan, Styrol/Butadien/Styrol(SBS)-Elastomer und Silikonkautschuk, am oberen Ende des Filterelements 79 einer zylindrischen Form ausgebildet. Das Filterelement 79, auf dessen oberem Ende der Verschluß 79a des Filterelements angebracht ist, ist in dem Gehäuse 72 untergebracht. Eine weitere Versiegelung 79b ist durch Gießen eines dem oben beschriebenen Harz ähnlichen Harzes am unteren Ende des Filterelements 79 ausgebildet und ist in engem Kontakt zum Boden des Gehäuses 72 angebracht. Eine röhrenförmige Rückhaltevorrichtung 77 mit geschlossenem Boden ist in die Bohrung des Filterelements 79 eingeschoben, um dessen Form aufrechtzuerhalten. Ein konisches Versiegelungselement 76 ist über dem Versiegelung 79a des Filterelements 79 angebracht.
Bei dem Blutfilter 70, der den obengenannten Aufbau besitzt, tritt Blut in einer tangentialen Richtung durch den Bluteinlaß 75 in das zylindrische Gehäuse 72 ein, wobei es eine turbulente Strömung innerhalb des Gehäuses 72 bildet. Blasen werden abgetrennt, indem es den in dem turbulenten Blutstrom mitgeführten Blasen von kleiner Masse ermöglicht wird, sich kraft einer Zentrifugalkraft zum Mittelpunkt der Kreisbewegung hin anzusammeln. Das Filterelement 79 verhindert das Durchtreten von Fremdpartikeln einer großen Masse.
Das oben erwähnte oberflächenaktive Mittel ist auf dem Blutkontaktteil des Blutfilters 70 (der Innenfläche des Gehäuses 72 und der Außenfläche des Filterelements 79) abgelagert. Das Blutkontaktteil besitzt somit einen im Hinblick auf Flüssigkeit verringerten Berührungswinkel und entfaltet verbesserte Benetzbarkeit. Eine Füllflüssigkeit kann zur Durchführung eines zufriedenstellenden Füllvorganges hindurchgeleitet werden, ohne daß feine an der Oberfläche des Blutkontaktteils anhaftende Blasen zurückbleiben. Insbesondere wenn das oberflächenaktive Mittel auf der Oberfläche (Innen- oder Außenfläche oder beiden) des Filterelementes abgelagert ist, verbleibt keine Luft lokal auf der Oberfläche des Filterelementes, so daß jede Verminderung des effektiven Oberflächenbereiches des Filterelementes durch zurückbleibende Luft und demzufolge auch jede Zunahme von Druckverlust vermieden werden. Ein Füllen des Blutfilters 70 wird im allgemeinen durch Einleiten von Flüssigkeit in das Gehäuse 72 durch den am unteren Ende des Gehäuses 72 befindlichen Blutauslaß 78, wobei die Verbindungsöffnung 83 offengehalten wird, und durch Aufwärtsdrängen von Luft im Gehäuse 72 zur Entleerung des Gehäuses von Luft, durchgeführt. Somit wird das oberflächenaktive Mittel vorzugsweise auf der Innenfläche des Filterelements 79 abgelagert.
Als nächstes wird die Methode zur Herstellung eines medizinischen Instruments gemäß der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Die Methode zur Herstellung eines medizinischen Instruments gemäß der vorliegenden Erfindung umfaßt die Stufen: Zusammenbauen eines medizinisches Instruments mit einem Blutkontaktteil aus einem hydrophoben Material und Inberührungbringen einer ein für den menschlichen Körper sicheres oberflächenaktives Mittel enthaltenden Flüssigkeit mit dem Blutkontaktteil sowie anschließendes Trocknen, wobei das oberflächenaktive Mittel auf dem Blutkontaktteil abgelagert wird.
Das medizinische Instrument umfaßt, wie oben beschrieben, Blutleitungen, Oxygenatoren usw.. Die obengenannten oberflächenaktiven Mittel können günstigerweise verwendet werden.
Die das oberflächenaktive Mittel enthaltende Flüssigkeit kann mit dem in Blut in Kontakt zu bringenden Teil des medizinischen Instruments beispielsweise durch Beschicken des Blutkontaktteils des medizinischen Instruments mit einer das oberflächenaktive Mittel enthaltenden Flüssigkeit, durch Einleiten einer Mischung von Gas und Nebel einer das oberflächenaktive Mittel enthaltenden Flüssigkeit oder durch jede beliebige andere Methode in Berührung gebracht werden. Vorzugsweise ist das Blutkontaktteil des medizinischen Instruments mit der das oberflächenaktive Mittel enthaltenden Flüssigkeit gefüllt, wobei jedes Ende des medizinischen Instruments zur Vermeidung von Auslaufen der Flüssigkeit fest verschlossen ist.
Wenn eine ein genanntes polymeres oberflächenaktives Mittel vom Polyethertyp enthaltende Flüssigkeit (Lösung oder Dispersion) als oberflächenaktives Mittel eingesetzt wird, wird zweckmäßigerweise eine 0,001 bis 10%ige, vorzugsweise 0,002 bis 2,0% des oberflächenaktiven Mittels enthaltende Lösung verwendet. Bei dem Lösungsmittel kann es sich um wäßrige Lösungsmittel, insbesondere Wasser, handeln. Ebenso ist eine Mischung aus Wasser und Ethylalkohol einsetzbar.
Das oberflächenaktive Mittel kann beispielsweise durch Inberührungbringen einer ein oberflächenaktives Mittel enthaltenden Flüssigkeit mit dem Blutkontaktteil und anschließendes Trocknen, durch Einblasen eines ein oberflächenaktives Mittel enthaltenden Pulvers oder einer ein oberflächenaktives Mittel enthaltenden Flüssigkeit zusammen mit Luft, um das Mittel auf dem Blutkontaktteil abzulagern, oder jede andere Methode auf dem Blutkontaktteil eines Oxygenators abgelagert werden. Auf diese Art und Weise wird entsprechend der vorliegenden Erfindung ein medizinisches Instrument, bei dem das oberflächenaktive Mittel auf dem Blutkontaktteil abgelagert ist, nach dem Trocknen erhalten.
In dem Fall, daß es sich bei dem medizinischen Instrument um einen wie oben beschriebenen Oxygenator handelt, wird nach Fertigstellung des Zusammenbauens des Oxygenators und vor einer Sterilisation im allgemeinen ein Lecktest durchgeführt, indem die Blutkammer des Oxygenators mit Wasser gefüllt und das eingefüllte Wasser unter Druck gesetzt wird, um so das Vorhandensein kleiner Löcher in porösen Membranen oder das Auslaufen von Flüssigkeit an den Verbindungen zwischen Gasaustauschmembranen und dem Gehäuse (und den Wandungen) oder dergleichen zu entdecken. Wenn man sich bei der Methode zur Herstellung des medizinischen Instruments der vorliegenden Erfindung eines Beschickens mit einer Flüssigkeit als dem Schritt zum Inberührungbringen einer das oberflächenaktive Mittel enthaltenden Flüssigkeit bedient, kann der Lecktest zur selben Zeit bei dem Oxygenator durchgeführt werden. In diesem Fall umfaßt die Methode zur Herstellung des Oxygenators die Stufen: Zusammenbauen eines Membranoxygenators 1 mit einem Gehäuse 2, dessen Inneres durch in dem Gehäuse 2 verteilte, hydrophobe poröse Membranen 3 in eine Blut- und Gaskammer unterteilt ist, daraufhin Beschicken der Blutkammer mit einer das oberflächenaktive Mittel enthaltenden Flüssigkeit, Halten der Blutkammer unter Druck oder der Gaskammer unter negativem Druck, danach Entfernen der Flüssigkeit und anschließendes Trocknen.
Falls kleine Löcher in den Membranen vorhanden sind, erfolgt ein leichtes Auslaufen von Wasser durch die Löcher während des Lecktests, wodurch die Empfindlichkeit einer Entdeckung von kleinen Löchern gesteigert wird. Dies ist insbesondere dann effektiv, wenn die Membranen einen Kontaktwinkel ,von bis zu 90º aufweisen. Kontaktwinkel von bis zu 90º zeigen an, daß die Membranoberfläche stabiler bei Berühren mit Wasser als mit Luft ist. In diesem Fall verhindert einzig die Oberflächenspannung einer Flüssigkeit das Fortschreiten eines Benetzens. Da die Oberflächenspannung das Fortschreiten des Benetzens entlang eines konvergenten Weges erleichtert, wird der Füllvorgang vollständig bei Gebraucht durchgeführt. Da das Fortschreiten einer Benetzung entlang eines divergenten Weges gehindert ist, läuft eine Flüssigkeit nicht durch Poren in porösen Hohlfasermembranen 3 aus. Kleine Löcher werden als dazwischenliegend betrachtet. Selbst im Falle von porösen Membranen werden die Membranen im Prinzip nicht benetzt, wenn sie einen Berührungswinkel größer 0º aufweisen. Die Membranen weisen wünschenswerterweise einen Berührungswinkel von mindestens 45º auf, da die Form der Poren nicht definiert ist.
Am Ende des Lecktests wird die Flüssigkeit aus dem Oxygenator entleert und dieser getrocknet. Der Trockenvorgang kann vorzugsweise durch Einblasen von warmer Luft durchgeführt werden. Einfaches Trocknen an der Luft kann ebenso eingesetzt werden.
Obwohl die vorausgegangene Beschreibung in Verbindung mit einem Membranoxygenator erfolgte, kann die vorliegende Erfindung in ähnlicher Weise auf Wärmeaustauscher, Blutfilter, Blutleitungen oder dergleichen angewendet werden.
Als nächstes werden Beispiele der vorliegenden Erfindung beschrieben.

(Beispiel 1)

Ein Bündel Hohlfasern wurde durch zufälliges Auswählen von porösen Hohlfasern aus Polypropylen (mit einem inneren Durchmesser von 200 um, einer Wanddicke von 50 um, einem mittleren Porendurchmesser von 700 Å sowie einer Porosität von 40%) und Zusammenfassen von etwa 35.000 Fasern zu einem Bündel hergestellt. Das Hohlfaserbündel wurde in ein Gehäuse mit einer wie in Fig. 1 gezeigten Form eingebracht. Polyurethan wurde zur Befestigung der entgegengesetzten Enden des Bündels an den entgegengesetzten Enden des Gehäuses durch den Bluteinlaß und -auslaß des Gehäuses gegossen, so daß ein Hohlfasermembranoxygenator, wie in Fig. 1 dargestellt, erhalten wurde (mit einer effektiven Membranfläche von 2,7 m²).
Ein Lecktest wurde durch Füllen des Blutkontaktteils (der Blutseite) mit einer 0,1% eines polymeren oberflächenaktiven Mittels vom Polyethertyp (Handelsname: Pluronic F68, Wyandotte Corp., USA der Strukturformel:
enthaltenden wäßrigen Lösung und durch 5minütiges Aussetzen der Lösung einem Atmosphärendruck durchgeführt. Die Lösung wurde aus dem Oxygenator entnommen, worauf dieser daraufhin durch etwa 180 min dauerndes Zuführen von Luft bei 45ºC und einer Fließgeschwindigkeit von 50 l/min getrocknet wurde. Dabei wird ein Oxygenator mit auf dem gesamten Blutkontaktteil abgelagerten oberflächenaktiven Mittel erhalten.
Das Gewicht des Oxygenators wurde sowohl vor als auch nach der Ablagerung des oberflächenaktiven Mittels gewogen. Das Ergebnis war, daß etwa 50 mg des oberflächenaktiven Mittels abgelagert war.

(Vergleichsbeispiel 1)

Ein als Vergleichsbeispiel 1 bezeichneter Hohlfaseroxygenator wurde durch die gleiche Vorgehensweise wie in Beispiel 1 hergestellt, mit der Ausnahme, daß die Stufe der Ablagerung des oberflächenaktiven Mittels weggelassen wurde.

(Experiment 1)

Das folgende Experiment wurde mit den Oxygenatoren von Beispiel 1 und Vergleichsbeispiel 1 durchgeführt. Ein experimenteller Kreislauf wurde durch Anordnen eines Vorratsbehälters mit Blut bei einem hohen Niveau, Verbinden des Behälters mit dem Bluteinlaß des Oxygenators, Verbinden eines kurzen Schlauchs mit dem Blutauslaß des Oxygenators und Verbinden des anderes Endes des Schlauchs mit einem Behälter zum Sammeln des auslaufenden Bluts aufgebaut. Der experimentelle Kreislauf wurde derart gestaltet, daß ein Druckverlust nur durch den Oxygenator verursacht wurde und kein anderer einen Druckverlust herbeiführender Bestandteil stromabwärts des Oxygenators vorhanden war. Das Gefälle zwischen dem Blutvorratsbehälter und dem Oxygenator wurde so eingestellt, daß Blut mit einer Fließgeschwindigkeit von 4 l/min fließen konnte. Bei dem verwendeten Blut handelte es sich um ein mit ACD und Heparin versetztes Rinderblut mit einer Hämoglobinkonzentration von 12 g/dl und einer Sauerstoffsättigung von 50%.
10 Unter den obengenannten Bedingungen wurde Blut zur Bestimmung eines Druckverlustes und einer Sauerstoffsättigung durch die Oxygenatoren des Beispiels 1 und des Vergleichsbeispiels 1 geleitet. Während Blut durch die Oxygenatoren von Beispiel 1 und Vergleichsbeispiel 1 geleitet wurde, wurden die Gehäuse einer Stoßbelastung ausgesetzt (durch mehrmaliges Schlagen mit Zangen). Daraufhin wurden der Druckverlust und die Sauerstoffsättigung gemessen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 dargestellt. Tabelle 1 Druckverlust (mmHg) Sauerstoff sättigung (%) Beispiel Vergleichsbeispiel Beispiel Nach Schlagbelast. Vergleichsbeispiel

(Beispiel 2)

Ein Gehäusekörper und eine Hülle, wie sie in Fig. 3 dargestellt sind, wurden aus Polycarbonat hergestellt. Das Gehäuse besaß ein Volumen von etwa 200 ml. Ein Filterelement wurde durch Einbringen eines Polyesternetzes mit einer Maschenweite von 40 Mm zwischen ein oberes und unteres Polyesternetz und Falten des Sandwiches, wie in Fig. 4 dargestellt, hergestellt. Das Filterelement besaß eine Oberfläche von etwa 700 cm². Die oberen und unteren Enden des Filterelementes wurden mit Polyurethan versiegelt. Ein sich zum geschlossenen Boden hin verjüngendes Rohrelement mit einem scheibenförmigen Flansch an der Spitze wurde von der Spitze her in das Filterelement eingeschoben. Ein konisches Verschlußelement wurde von oben an dem Flansch befestigt. Das untere Ende des Filterelements wurde mit einem Polyurethan an dem inneren unteren Ende des Gehäuses verbunden. Anschließend wurde zur Fertigstellung eines Blutfilters mit den in Fig. 3 dargestellten Aufbau die Hülle mit dem Gehäusekörper verbunden bzw. verklebt.
Der Blutfilter wurde vollständig mit einer 0,01% eines polymeren oberflächenaktiven Mittels vom Polyethertyp (Handelsname: Pluronic F68, Wyandotte Corp., USA der folgenden Strukturformel:
enthaltenden wäßrigen Lösung gefüllt, indem die Lösung durch den Blutauslaß am unteren Ende des Gehäuses eingeleitet wurde. Danach wurde die Lösung aus dem Filter entnommen, worauf dieser dann durch Zuführen von Luft bei 45ºC und einer Strömungsgeschwindigkeit von 50 l/min getrocknet wurde. Man erhält einen das auf seinem gesamten Blutkontaktteil abgelagerte oberflächenaktive Mittel aufweisenden Blutfilter.

(Beispiel 3)

Ein Blutfilter wurde gemäß Beispiel 2 hergestellt, mit der Ausnahme, daß die wäßrige Lösung des oberflächenaktiven Mittels eine Konzentration von 0,005% aufwies.

(Beispiel 4)

Ein Blutfilter wurde gemäß Beispiel 2 hergestellt, mit der Ausnahme, daß die wäßrige Lösung des oberflächenaktiven Mittels eine Konzentration von 0,002% aufwies.

(Vergleichsbeispiel 2)

Ein Blutfilter wurde gemäß Beispiel 2 hergestellt, mit der Ausnahme, daß die Stufe des Ablagerns des oberflächenaktiven Mittels ausgelassen wurde.

(Experiment 2)

Die Blutfilter der Beispiele 2, 3 und 4 sowie Vergleichsbeispiel 2 wurden dem folgenden Experiment unterzogen. Bei geschlossenem Bluteinlaß des Blutfilters und offener Verbindungsöffnung wurde Wasser durch den Blutauslaß bei einer Strömungsgeschwindigkeit von 2,000 ml/min in den Blutfilter eingeleitet. Die benötigte Zeit von Beginn des Wassereinleitens bis zum Austreten des Wassers aus dem Filterelement wurde gemessen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 dargestellt. Tabelle 2 Zeit (s) Beispiel Vergleichsbeispiel

Industrielle Anwendbarkeit

Da das medizinische Instrument der vorliegenden Erfindung ein Blutkontaktteil aus einem hydrophoben Material besitzt, bei dem ein für den menschlichen Körper sicheres oberflächenaktives Mittel auf einem Teile des oder auf dem gesamten Blutkontaktteil(s) abgelagert ist, weist das Blutkontaktteil einen verringerten Berührungswinkel mit Flüssigkeit auf und zeigt eine verbesserte Benetzbarkeit, wodurch beim Einleiten von Flüssigkeit in das Instrument eine vollständige Füllung ohne ein Zurücklassen von feinen, an der Oberfläche des Blutkontaktteils anhaftenden Blasen gewährleistet wird.
Da das Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments gemäß der vorliegenden Erfindung folgende Stufen: Zusammenbauen eines medizinischen Instruments mit einem Blutkontaktteil aus einem hydrophoben Material, Inberührungbringen einer ein für den menschlichen Körper sicheres oberflächenaktives Mittel enthaltenden Flüssigkeit mit dem Blutkontaktteil und anschließendes Trocknen, wobei das oberflächenaktive Mittel auf der Oberfläche des Blutkontaktteils abgelagert bleibt, umfaßt, gewährleistet dies, daß das oberflächenaktive Mittel gleichmäßig und bereitwillig auf dem Blutkontaktteil aus hydrophobem Material abgelagert wird.

Claims

1. Medizinisches Instrument mit einem Blutkontaktteil aus einem hydrophoben Material und einem auf einem Teil des oder im gesamten Blutkontaktteil(s) abgelagerten nicht-ionischen und für den menschlichen Körper sicheren oberflächenaktiven Mittel, dadurch gekennzeichnet, daß das oberflächenaktive Mittel ein solches vom Polyethertyp ist und aus einem Blockmischpolymeren von Propylenoxid und Ethylenoxid eines Molekulargewichts im Bereich von etwa 1000 bis einigen 10.000 besteht.

2. Medizinisches Instrument nach Anspruch 1, wobei das oberflächenaktive Mittel der folgenden Strukturformel

HO(C&sub2;H&sub4;O)a(C&sub3;H&sub6;O)b(C&sub2;H&sub4;O)cH

entspricht.

3. Medizinisches Instrument nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß es sich bei diesem medizinischen Instrument um einen Membranoxygenator mit einer Gasaustauschmembran in Form einer hydrophoben Membran handelt und das oberflächenaktive Mittel auf einem Teil des oder dem ganzen Blutkontaktteil(s) innerhalb des Membranoxygenators abgelagert ist.

4. Medizinisches Instrument nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß es sich bei diesem medizinischen Instrument um ein Blutfilter mit einer hydrophoben Membran handelt und das oberflächenaktive Mittel auf einem Teil des oder dem gesamten Blutkontaktteil(s) innerhalb des Blutfilter abgelagert ist.

5. Medizinisches Instrument nach Anspruch 3, wobei die Gasaustauschmembran aus einer porösen Membran besteht.

6. Medizinisches Instrument nach Anspruch 3, wobei die Gasaustauschmembran aus einer porösen Hohlfasermembran besteht.

7. Medizinisches Instrument nach Anspruch 3, wobei der Membranoxygenator ein Gehäuse mit einem Bluteinlaß und einem Blutauslaß, ein in dem Gehäuse befindliches Hohlfasermembranbündel aus einer Mehrzahl von Gasaustauschhohlfasermembranen, ein die gegenüberliegenden Enden des Hohlfasermembranbündels an dem Gehäuse flüssigkeitsdicht befestigendes Wandungspaar, eine durch die Wandungen, die Innenfläche des Gehäuses und die Außenflächen der Hohlfasermembranen festgelegte Blutkammer, eine im Inneren der Hohlfasermembranen festgelegte Gaskammer und eine außerhalb mindestens einer der Wandungen befindliche und einen Gasströmungsweg festlegende Einrichtung mit einem mit der Gaskammer in Verbindung stehenden Gaseinlaß umfaßt.

8. Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments, gekennzeichnet durch folgende Stufen: Zusammenbauen eines medizinischen Instruments mit einem Blutkontaktteil aus einem hydrophoben Material und Inberührungbringen einer ein für den menschlichen Körper sicheres oberflächenaktives Mittel enthaltenden Flüssigkeit mit dem Blutkontaktteil, anschließendes Trocknen, wobei das oberflächenaktive Mittel auf der Oberfläche des Blutkontaktteils abgelagert bleibt und wobei es Sich bei dem oberflächenaktiven Mittel um ein solches vom Polyethertyp handelt, das aus einem Blockmischpolymeren aus Propylenoxid und Ethylenoxid eines Molekulargewichts im Bereich von etwa 1000 bis einigen 10.000 besteht.

9. Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments nach Anspruch 8, wobei das oberflächenaktive Mittel der folgenden Strukturformel

HO(C&sub2;H&sub4;O)a(C&sub3;H&sub6;O)b(C&sub2;H&sub4;O)cH

entspricht.

10. Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß es sich bei dem medizinischen Instrument um einen Membranoxygenator mit einem Gehäuse dessen Inneres durch eine in dem Gehäuse befindliche hydrophobe Gasaustauschmembran in Blut- und Gaskammer unterteilt ist, handelt, wobei das Verfahren folgende Stufen umfaßt: Zusammenbauen des Membranoxygenators, anschließendes Beschicken der Blutkammer mit einer Lösung mit dem zugesetzten oberflächenaktiven Mittel, Ausüben eines Drucks auf die Blutkammerseite oder eines negativen Drucks auf die Gaskammerseite, anschließendes Entfernen der Lösung und schließlich Trocknen.

11. Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments nach Anspruch 10, wobei es sich bei der Gasaustauschmembran um eine poröse Membran handelt.

12. Verfahren zur Herstellung eines medizinischen Instruments nach Anspruch 10, wobei der Membranoxygenator ein Gehäuse, ein in dem Gehäuse befindliches Hohlfasermembranbündel aus einer Mehrzahl von Gasaustauschhohlfasermembranen, ein die gegenüberliegenden Enden des Hohlfasermembranbündels an dem Gehäuse flüssigkeitsdicht befestigendes Wandungspaar, eine durch die Wandungen, die Innenfläche des Gehäuses und die Außenflächen der Hohlfasermembranen festgelegte Blutkammer, eine im Inneren der Hohlfasermembranen festgelegte Gaskammer und eine außerhalb mindestens einer der Wandungen befindliche und einen Gasströmungsweg festlegende Einrichtung mit einem mit der Gaskammer in Verbindung stehenden Gaseinlaß umfaßt.