HINTERGRUND DER ERFINDUNG
(1) Gebiet der Erfindung
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Die vorliegende Erfindung betrifft eine Blutreinigungsvorrichtung und im besonderen
eine Blutreinigungsvorrichtung, welche Blut wirkungsvoll reinigen kann, ohne
Kontaminationen des Blutes mit fremden Substanzen oder Pyrogenen, die in einer
Dialyselösung vorhanden sind, zu verursachen, indem die Rückfiltration während der
Hämodialyse verhindert wird.
(2) Beschreibung des Stands der Technik
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Die Fig. 1 stellt eine Blutreinigungsvorrichtung dar, die das Blut dialysiert und filtriert,
um es zu reinigen.
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In Fig. 1 ist ein zylindrisches Gehäuse durch (2) dargestellt, ein Hohlfaserbündel, das in
dieses Gehäuse (2) gepackt ist, ist durch (4) dargestellt, ein Paar von Halterungen, die
beide Enden des Hohlfaserbündels (4) an beiden Enden des Gehäuses (2) halten, sind
durch (6a) und (6b) dargestellt, und Kappen, die beide Enden des Gehäuses (2)
bedecken, sind durch (8a) und (8b) dargestellt.
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Die Zuführungsöffnung (10a) zur Zufuhr einer Dialyselösung in dieses Gehäuse (2) ist
aus der Seitenwandung eines Endbereiches des Gehäuses (2) vorspringend angelegt, und
die Entnahmeöffnung (10b) zur Ableitung der Dialyselösung aus dem Gehäuse (2) ist
von der Seitenwandung des anderen Endbereiches vorspringend geformt.
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Die Halterungen (6) sind aus synthetischem Harz hergestellt. Die Halterungen (6)
besitzen die Form einer dicken Scheibe, welche einen Durchmesser besitzt, der fast gleich
wie der innere Durchmesser der Öffnungen an beiden Enden des Gehäuses (2) ist. Die
Halterungen (6) befestigen beide Enden des Hohlfaserbündels (4) vollständig, so daß das
Hohlfaserbündel (4) nicht ungebunden vorliegt. Die Öffnungen an beiden Enden der
Hohlfasern weisen an der äußeren Oberfläche der Halterungen (6) nach außen.
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Die Zuführungsöffnung (12a) zum Zuführen von Blut in diese
Blutreinigungsvorrichtung ist von der Kappe (8a) vorspringend geformt, und die Entnahmeöffnung (12b)
zur Entnahme des Blutes aus der Vorrichtung ist von der anderen Verschlußkappe (8b)
vorspringend angelegt.
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Das Blut wird, wie durch Pfeil A dargestellt, durch die Zuführöffnung (12a) in einen
Raum in der Kappe (8a) eingeleitet, genauer gesagt in einen Raum, der von der Kappe
(8a) und der Halterung (6a) gebildet wird, dann durch die jeweiligen Hohlfasern (4n) des
Hohlfaserbündels (4) geleitet, dringt in den Raum in Kappe (8b), genauer gesagt einen
Raum, der von Hafterung (6b) und Kappe (8b) gebildet wird, ein, und wird durch die
Entnahmeöffnung (12b) abgeleitet, wie durch Pfeil B gezeigt. Die Dialyselösung wird,
wie durch Pfeil C gezeigt, durch die Zuführöffnung (10a) in das Gehäuse (2) eingeleitet,
fließt in die dem Blutfluß entgegengesetzte Richtung, um durch die Außenseite der
Hohlfasern (4n) dialysiert zu werden, und wird durch die Entnahmeöffnung für die
Dialyselösung (10b), wie durch Pfeil D gezeigt, abgeleitet. Abfallstoffe im Blut in der
Höhlung der Hohlfasern (4n) werden durch die Wandung der Hohlfasern (4n) dialysiert
und wandern in die Dialyselösung an der Außenseite.
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Im allgemeinen haben Blutreinigungsvorrichtungen die Entfernung von Substanzen als
Abfallstoffen zum Ziel, die ein Molekulargewicht von 100 - 200 besitzen. Dafür sind in
der Wand der in der Blutreinigungsvorrichtung verwendeten Hohlfasern Poren
vorhanden, die eine solche Größe, z. B. 30 - 40 Å, aufweisen, daß sie solche Substanzen
passieren lassen können. Wenn eine Hämodialyse über einen langen Zeitraum hinweg
unter Verwendung einer solchen Blutreinigungsvorrichtung durchgeführt wird, werden
Substanzen, die nicht durch solche Hohlfasern entfernt werden können, im Blut
zurückbehalten. Als ein Ergebnis treten bei den Patienten manchmal Komplikationen, wie
die Dialyse-Amyloidose, auf
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Als eine der Substanzen, die diese Dialyse-Amyloidose verursachen, wird β&sub2;-
Mikroglobulin angesehen. Dieses β&sub2;-Mikroglobulin ist eine Substanz, die ein hohes
Molekulargewicht von 11 800 aufweist, und somit nicht mit herkömmlichen mit
Hohlfasern, die Poren von etwa 30 - 40 Å besitzen, ansgestaffeten
Blutreinigungsvorrichrungen entfernt werden kann.
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Deshalb wurden kürzlich Hohlfasern entwickelt, die Poren aufweisen, welche größer als
50 - 60 Å sind, wie jene, die eine Membran von hohem Durchfluß mit größeren Poren
umfassen.
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Wenn Blut durch Einsatz solcher Hohlfasern (im folgenden können Hohlfasern
gelegentlich als "Membran" bezeichnet werden) von hohem Durchfluß gereinigt wird,
steigt proportional zur Porengröße jedoch auch der Grad der Wasserentfernung (welcher
durch die Ultrafiltrationsgeschwindigkeit bestimmt wird, und die hier im folgenden als
"UFR" bezeichnet wird). Zum Beispiel besitzt eine gewöhnliche Membran eine UFR von
10 ml/h mmHg m² oder weniger, während eine Membran von hohem Durchfluß eine
UFR größer als 10ml/h mmHg m² aufweist. Somit steigt mit der Verbesserung der
Fähigkeit, Substanzen von hohem Molekulargewicht zu entfernen, auch die UFR (in
einigen Fällen so hoch wie 20 ml/h mmHg m² oder mehr).
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In der Hämodialysetherapie zur Reinigung des Blutes darf die Menge des aus dem
Dialysepatienten zu entfernenden Wassers höchstens um 1 - 4 Liter pro Behandlung
betragen. Wenn Wasser in einer solchen Menge in kurzer Zeit aus dem Körper entzogen
wird, tritt außerdem eine Verringerung des Blutdrucks auf, und die Patienten kommen in
einen kritischen Zustand. Deshalb muß das Wasser stufenweise, über eine Zeitdauer von
4 bis 5 Stunden, aus dem Blut der Patienten entfernt werden. Dementsprechend beträgt
die Geschwindigkeit der Wasserentfernnng gewöhnlich 250 bis 1000 ml/h.
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Im Falle der Verwendung einer Blutreinigungsvorrichtung, kann jedoch das gereinigte
Blut nicht in den Körper zurückgeführt werden, es sei denn, daß ein
Wasserentfernungsdruck von 50 - 100 mmHg als Spontandruck, bedingt durch den venösen
Druck des Patienten und dem Strömungswiderstand des Blutkreislaufs, angelegt wird.
Wenn eine Blutreinigungsvorrichtung, die einen solchen Spontandrnck verwendet und
eine UFR-Leistung von z. B. mindestens 20 ml/h mmHg m² aufweist, benutzt wird, wird
deshalb Wasser bei einer Geschwindigkeit von 1000 - 2000 ml/h nur durch den
Spontandruck entfernt. Um dieses Problem zu lösen, wird neuerdings eine
Blutreinigungsvorrichtung, die eine Membran von hohem Durchfluß besitzt, mit einem
Steuergerät für die Wasserentfernung kombiniert.
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Durch die Einbindung der Steuereinrichtung ist es möglich geworden, die Menge an
Wasser, die entfernt werden soll, leicht zu kontroineren, selbst wenn die Membran mit
hohem Durchfluß verwendet wird.
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Jedoch hat die Steuereinrichtung für die Wasserentfernung die nachfolgenden Mängel.
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Die Steuereinrichtung ist so konstruiert, daß sie aus dem System eine konstante Menge
an Dialyselösung, bezogen von der Blutreinigungsvorrichtung, ableitet. Wenn die
Membran mit hohem Durchfluß benutzt wird und die zu entfernende Wassermenge von
der Steuereinrichtung kontrolliert wird, tritt deshalb in den Hohlfasern in der Nähe vom
Ausgang des Blutes eine Rückfiltration auf, genauer gesagt, eme Permeation der
Dialyselösung in das Blut, weil bei einer Fließgeschwindigkeit des Blutes von 200 ml/min
notwendigerweise ein Druckveriust von etwa 30 - 50 mmHg zwischen der
Blutzufuhrseite und der Blutentnähmeseite vorliegt.
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Die Dialyselösung sollte normalerweise nicht in das Blut aufgenommen werden, und so
wird die Qualität der Dialyselösung nicht kontrolliert, unter der Annahme, daß sie in den
Körper gelangen könnte. Deshalb besteht, wenn die Dialyselösung aufgrund der
Rückfiltration in das Blut aufgenommen wird, die Möglichkeit, daß Fremdstoffe oder
Pyrogene zusammen mit der Dialyselösung in den Körper eindringen.
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Wie obenstehend dargelegt, wird in einer Blutreinigungsvorrichtung, die mit einem
Diaphragma von hohem Durchfluß ausgestattet ist, nicht nur ein Steuergerät für die
Wasserentfernung benötigt, sondern es besteht auch das Problem, daß Fremdstoffe oder
Pyrogene aus der Dialyselösung wegen der Rückfiltration in das Blut gelangen können.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung hat die obengenannten Probleme durch Steigerung der
Filtrationsgeschwindigkeit der Hohlfasern auf der Blutzufuhrseite und Verringerung der
Filtrationsgeschwindigkeit der Hohlfasern auf der Blutentnahmeseite in einer
Blutreinigungsvorrichtung, umfassend ein zylindrisches Gehäuse mit einer Packung aus einem
Hohlfaserbündel, gelöst.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Die Fig. 1 zeigt eine Blutreinigungsvorrichtung, die Fig.2 legt den Status der Dialyse
gemäß einer herkömmlichen Blutreinigungsvorrichtung dar, und die Fig.3 stellt den
Status der Dialyse gemäß der vorliegenden Erfindung dar.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Die grundlegende Konstruktion der Blutreinigungsvorrichtung der vorliegenden
Erfindung ist die gleiche, wie die der in Fig. 1 gezeigten Vorrichtung.
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Der Durchmesser der Poren der Hohlfaser (4n) - Membran ist jedoch über die
Längsrichtung der Faser hin verschieden. Das heißt, die Hohlfaser (4n) besitzt im Bereich
auf der Blutzufuhrseite Poren von größerem Durchmesser und Poren von kleinerem
Durchmesser im Bereich der Blutentnahmeseite.
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Die Fig.3 zeigt den Status der Dialyse gemäß der vorliegenden Erfindung.
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In der Fig.3 sind die Hohlfasern durch (4n) dargestellt, und die Wand der Hohlfasern ist
durch (4a) dargestellt. Die Seite der Dialyselösung liegt über der Wand (4a) der
Hoblfaser (4n), und die Seite des Blutes befindet sich unterhalb der Wand.
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Wenn Blut durch Strömung des Blutes durch die Höhlung der Hohlfaser (4n) und den
Fluß der Dialyselösung außerhalb der Hohlfaser (4n) dialysiert wird, wandern
Abfallstoffe im Blut längs der ganzen Hohlfaser (4n) in solcher Weise auf die Seite der
Dialyselösung, daß sie in größerer Menge auf der Blutzufuhrseite und in geringerer
Menge auf der Blutentnahmeseite wandern, wie durch Pfeil G dargestellt, und es kommt
nicht zu einer Rückfiltration.
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Hier wird es bevorzugt, daß der nachfolgende Siebkoeffizient SC der Hohlfasern für β&sub2;-
Mikroglobulin (Molekulargewicht: 11 800) 0,2 oder mehr auf der Blutzufuhrseite und
0,2 oder weniger auf der Blutentnahmeseite beträgt.
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SC = Konzentration an Gelöstem im Ultrafiltrat/Konzentration an Gelöstem im Blut
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Wenn der Siebkoeffizient auf der Blutzufuhrseite weniger als 0,2 beträgt, ist die Leistung
zur Entfernung von β&sub2;-Mikroglobulin in einer Dialysierungszeit nicht zufriedenstellend,
und wenn er mehr als 0,2 auf der Blutentnahmeseite beträgt, kommt es sehr häufig zu
Rückfiltration.
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Weiterhin besitzen die in der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfasern
vorzugsweise eine Ultrafiltrationsgeschwindigkeit für Wasser von 5 ml/h mmHg m² oder mehr
auf der Blutzufuhrseite, zusätzlich zu dem obenstehend erwähnten Siebkoeffizienten.
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Wenn die Ultrafiltrationsgeschwindigkeit weniger als 5 ml/h mmHg m² beträgt, wandert
eine geringere Menge von Substanzen hohen Molekulargewichts mit der Strömung des
Wassers mit, und es wird manchmal unmöglich, das Leistungsvermögen bzw. die
Leistung zur Entfernung von β&sub2;-Mikroglobulin zu steigern.
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Die in
der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfasern umfassen z.B. Cellulose-
Hohlfasern und Hohlfasern aus synthetischen Polymeren, wie Polymethylmethacrylat,
Polyacrylnitril, Polyethylvinylalkohol, Celluloseacetat (Diacetat und Triacetat),
Polycarbonat und Polysulfon.
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Die in der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfasern können durch jede beliebige
der nachfolgenden Methoden hergestellt werden.
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(1) Die untere Hälfte eines Hohlfaserbündels, das Poren großen Durchmessers besitzt,
wird hitzebehandelt. Die Poren im Bereich der unteren Hälfte des Faserbündels
kontrahieren sich durch die Hitze, wodurch sie sich zu Poren kleineren Durchmessers
umwandeln. Die Hohlfasern, die Poren mit großem Durchmesser besitzen, können durch
passende Einstellung der Konzentration der Lösung, der Koagulationstemperatur etc. für
das Erspinnen der Hohlfasern hergestellt werden.
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(2) Die untere Hälfte eines Hohlfaserbündels, das Poren mit großem Durchmesser
aufweist, wird befeuchtet und getrocknet. Bei Trocknung schrumpfen die
Cellulosefasern, und die Poren im Abschnitt der unteren Hälfte kontrahieren sich, wodurch sie sich
zu Poren mit kleinerem Durchmesser umwandeln. In diesem Fall kann der Grad der
Feuchtigkeit nicht einfach benannt werden, hingegen können bei Hohlfasern aus
Cellulose die Poren leicht durch eine etwa 1 Stunde lange Behandlung der Fasern mit
Wasserdampf und der Trocknung danach kontrahiert werden.
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(3) Die obere Hälfte eines Hohlfaserbündels aus Cellulose wird in Glycerin eingetaucht.
Dieses Hohlfaserbündel wird hitzebehandelt. Aufgrund der Gegenwart des Glycerins
werden die Poren im Bereich der oberen Hälfte selbst nach der Hitzebehandlung so wie
sie sind beibehalten, und die Poren im Bereich der unteren Hälfte kontrahieren sich,
wodurch sie sich zu Poren mit kleinem Durchmesser umwandeln.
Beispiel
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Die untere Hälfte eines Hohlfaserbündels vom Typ mit hohem Durchfluß aus Cellulose
wurde 1 Stunde lang in 40%iger Glycerinlösung eingetaucht. Hiernach wurde dieses
Cellulose-Hohlfaserbündel in zwei Teile (A), welcher in der Glycerinlösung eingetaucht
war, und (B), welcher nicht eingetaucht war, getrennt. Zwei Module (Dialysatoren) von
1,0 m² wurden unter jeweiliger Verwendung der Teile (A) oder (B) hergestellt. Diese
Module wurden jeweils einer Dampfsterilisation über eine Dauer von 30 Minuten mit
Erhitzen auf 121ºC unterzogen.
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Diese Dialysatoren wurden in vitro unter Verwendung von Cytochrom C, das ein
Molekulargewicht von 12 500 besitzt, getestet. Als ein Ergebnis wiesen die Hohlfasern
aus dem Teil (A), entsprechend der Blutzufuhrseite, einen Siebkoeffizient von 0,6 auf,
und die Hohlfasem des Teiles (B), entsprechend der Blutentnahmeseite, besaßen einen
Siebkoeffizient von 0,1.
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Darüberhinaus besaß der Teil (A), entsprechend der Blutzuführseite eine
Ultrafiltrationsgeschwindigkeit von 18 ml/h mmHg m².
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Ein Modul, das unter Verwendung der Cellulose-Hohlfasern vor der Trennung in zwei
Teile hergestellt wurde, hatte einen Siebkoeffizienten von 0,56 und eine
Ultrafiltrationsgeschwindigkeit von 9,6 ml/h mmHg m².
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Zum Vergleich wurde die Gesamtheit des obengenannten Cellulose-Hohlfaserbündels
vom Typ mit hohem Durchfluß in eine 40%ige Glycerinlösung eingetaucht und danach
einer Dampfsterilisation unter den oben genannten Bedingungen unterzogen, und dann
wurde ein Modul von 1,0 m² daraus hergestellt. Der Siebkoeffizient der Hohlfasern in
diesem Modul betrug 0,6 auf der Blutzufuhrseite und der Blutentnahmeseite, und die
Ultrafiltrationsgeschwindigkeit betrug 18 ml/h mmHg m².
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Wie aus obenstehenden Ergebnissen klar hervorgeht, konnte die
Ultrafiltrationsgeschwindigkeit, ohne eine wesentliche Verminderung des Siebkoeffizienten für
Cytochrom C, fast um die Hälfte verringert werden.
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Die vorliegende Erfindung, die den oben erwähnten Aufbau besitzt kann die
nachfolgenden Effekte ausüben.
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Erstens kommt es zu keiner Aufnahme von Dialyselösung in das Blut (Rückfiltration)
während der Dialyse. Das bedeutet, da die UFR im ganzen Modul verringert werden
kann, besteht eine geringe Wahrscheinlichkeit der Rückfiltration, selbst wenn die zu
entfernende Wassermenge auf einen geringen Wert eingestellt wird, und außerdem wird
im wesentlichen keine Verminderung in der Leistung zur Entfernung von β&sub2;-
Mikroglobulin beobachtet.
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Weiterhin kann die Steuereinrichtung für den Wasserentzug in Abhängigkeit von der Art
der Membran und der zu dialysierenden Menge weggelassen werden. Das bedeutet, β&sub2;-
Mikroglobulin kann bei Verringerung der UFR ohne Verwendung der Steuereinrichtung
für die Wasserentfernung in effektiver Weise entfernt werden.