JP2005021510A - Highly permeabile hollow fiber type hemocatharsis device - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は安全性に優れた、慢性腎不全の治療に用いる高透水性能を有する医療用高透水性中空糸型血液浄化器に関する。
【０００２】
【従来の技術】
腎不全治療などにおける血液浄化療法では、血液中の尿毒素、老廃物を除去する目的で、天然素材であるセルロース、またその誘導体であるセルロースジアセテート、セルローストリアセテート、合成高分子としてはポリスルホン、ポリメチルメタクリレート、ポリアクリロニトリルなどの高分子を用いた透析膜や限外濾過膜を分離材として用いた血液透析器、血液濾過器あるいは血液透析濾過器などのモジュールが広く使用されている。特に中空糸型の膜を分離材として用いたモジュールは体外循環血液量の低減、血中の物質除去効率の高さ、さらにモジュール生産時の生産性などの利点から透析器分野での重要度が高い。
【０００３】
中空糸膜を用いた透析モジュールは、通常中空糸内空部に血液を流し、外側部に透析液を向流で流し、血液から透析液への拡散に基づく物質移動により尿素、クレアチニンなどの低分子量物質を血中から除くことを主眼としている。さらに、長期透析患者の増加に伴い、透析合併症が問題となり、近年では透析による除去対象物質は、尿素、クレアチニンなどの低分子量物質のみではなく、分子量数千の中分子量から分子量１〜２万の高分子量の物質まで拡大し、これらの物質をも除去できることが血液浄化膜に要求されている。特に、分子量１１７００のβ２ミクログロブリンは手根管症候群の原因物質であることがわかっており除去ターゲットとなっている。このような高分子量物質除去の治療に用いられる膜はハイパフォーマンス膜と呼ばれ、従来の透析膜より膜の細孔径を大きくしたり、細孔数を増やしたり、空孔率を上げたり、膜厚を薄くすることなどにより、中から高分子量物質の除去を可能としている。
【０００４】
ところが、中から高分子量物質の除去性能は向上したものの、その半面、ハイパフォーマンス膜は、製膜時のポリマー溶液中のポリマー分率や、紡糸条件を変え、性能向上のため中空糸自体の糸強度を犠牲にしており、製造工程や輸送工程、取扱時に、糸へダメージを与え、糸が破損し、治療中に血液リークを起こしやすいなどの問題点が浮上し、これまでにこれらの解決方法はいくつか提案されている。
【０００５】
血液リークを抑制する手段としては、芯剤を従来の有機溶剤含有水溶液中の有機溶剤濃度をさらに下げ、キャップ吐出後の気相通過時間及び芯剤濃度の適正な範囲を見出す技術がある。（例えば、特許文献１参照）。すなわち、透水性をコントロールしつつ膜内面に薄い緻密層を形成させる方法である。しかし、膜内面の緻密層の形成状態は透水性に顕著に影響し、透水性能の範囲を狭く設定するのが困難となる。
【０００６】
また、ピンホールや膜破れを改良する目的で、膜形成ポリマー、該ポリマーの溶剤及びポリビニルピロリドンを混合し、溶解させたのち、孔径１０μｍ以下のフィルターで濾過し、得られた製膜原液を所定の形状に形成することを特徴とする製膜方法がある（例えば、特許文献２参照）。ここでは、膜厚を薄くする検討はされておらず、孔径１０μｍ以下のフィルターで濾過するだけでは薄膜化した場合の効果は不十分である。
【０００７】
【特許文献１】
特開２０００−１０７５７７号公報（第３頁、課題を解決するための手段）
【特許文献２】
特開平１１−２４４６７５号公報（第２頁、請求項１）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、糸強度の低下に起因する種々の問題を改良した高透水性中空糸型血液浄化器を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は以下のものである。
（１）透水性が１５０ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以上１５００ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以下で、平均膜厚が１０μｍ以上５０μｍ以下である中空糸膜を組み込んだ高透水性中空糸膜型血液浄化器において、バースト圧が０．５ＭＰａ以上であることを特徴とする高透水性中空糸型血液浄化器。
（２）中空糸膜の偏肉度が０．６以上であることを特徴とする（１）記載の高透水性中空糸型血液浄化器。
（３）中空糸膜の破断強力が５ｇ以上である（１）または（２）記載の高透水性中空糸膜型血液浄化器。
（４）中空糸膜が主としてポリスルホン系高分子またはセルロース系高分子からなる（１）〜（３）いずれか記載の高透水性中空糸膜型血液浄化器。
【００１０】
【発明の実施の形態】
本発明者らは、前記課題を解決するために血液浄化器に用いられる中空糸膜の物理的性質を検討した。高透水性能を目指した中空糸膜は、先に記載したように膜の孔径を大きくするなど、膜全体の空孔部分を多くする方向で開発されている。中空糸膜のバースト値（耐圧性）は肉厚に比例し、内径に反比例するが、高透水性能を目指した空孔率の高い中空糸膜では、薄膜化に加えて、膜の構造が、スポンジ構造であったり、ボイド構造を持っていたりなど、従来の血液浄化膜より、より高い空孔率のため膜強度が低く、上記の関係からは耐圧強度を予測することが難しい。また、通常、血液浄化に用いるモジュールは、製品となる最終段階で、中空糸やモジュールの欠陥を確認するため、中空糸内部あるいは外部をエアーによって加圧するリークテストを行う。加圧エアーによってリークが検出されたときには、モジュールは不良品として、廃棄あるいは、欠陥を修復する作業がなされる。このリークテストのエアー圧力は血液透析器の保証耐圧（通常５００ｍｍＨｇ）の数倍であることが多い。しかしながら、特に高い透水性を持つ中空糸型血液浄化膜の場合、通常の加圧リークテストで検出できない中空糸の微小な傷、つぶれ、裂け目などが、リークテスト後の製造工程（主に滅菌や梱包）、輸送工程、あるいは臨床現場での取り扱い（開梱や、プライミングなど）時に、中空糸の切断やピンホールの発生につながり、ひいては治療時に血液がリークするトラブルの元になっていることを本発明者らは見出した。上記事象に関して鋭意検討したところ、臨床使用時の中空糸の切断やピンホールの発生につながる潜在的な糸の欠陥は、通常の加圧エアーリークテストにおける圧力では検出することができず、より高い圧力が必要である。また、空孔率を上げる手段として、従来の血液浄化膜と比較して、ポリマー濃度を低くし、製膜溶液の粘度を下げることから、バースト圧は低下する。バースト圧は、高透水性能を目的とした低空孔率や薄膜化した中空糸膜において、中空糸膜の耐リーク性に顕著な影響を与えるパラメータとなることがわかった。すなわち、中空糸膜のバースト圧が、使用時の中空糸の切断やピンホールの発生と密接に関係することを見出し、本発明にいたった。
【００１１】
本発明におけるバースト圧とは、中空糸をモジュールにしてからの中空糸膜の耐圧性能の指標で、中空糸内側を空気で加圧し、加圧圧力を徐々に上げたときの、中空糸が内部圧に耐えられずに破裂（バースト）する圧力である。バースト圧は高いほど使用時の中空糸膜の切断やピンホールの発生が少ないため、０．５ＭＰａ以上が好ましく、０．７ＭＰａ以上がさらに好ましく、１．０ＭＰａ以上が特に好ましい。バースト圧が０．５ＭＰａ未満のものでは、中空糸膜に膜厚のムラがあったり、ピンホールや裂け目がある可能性があり、通常のリークテストでは検出できないが血液透析治療の際に血液リークを起こす可能性がある。
【００１２】
本発明における中空糸膜の透水性は１５０ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以上が好ましい。
１５０ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以下の場合、バースト圧０．５ＭＰａ以上とすることは容易であるが、本発明の目的とする高透水性を持っているとは言えず、β２ミクログロブリンの除去率を高めることが難しい場合がある。また本発明の中空糸膜の透水性は１５００ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以下が好ましい。透水性が１５００ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇを超える場合、細孔径が大きくなりすぎ、身体にとって必要なアルブミン（分子量６７０００）のリーク量が増えることがある。透水性のより好ましい範囲は１５０ ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以上１２００ ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以下、さらに好ましくは１５０ ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以上１０００ ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以下である。
【００１３】
本発明における中空糸膜の平均膜厚は１０μｍ以上５０μｍ以下が好ましい。５０μｍを超えると、透水性は高くても、中〜高分子量物質の透過性が低下することがある。膜厚は薄いほうが物質透過性が高まり、４５μｍ以下がより好ましく、４０μｍ以下が特に好ましいが、１０μｍ未満では、膜強度が低くバースト圧を０．５ＭＰａ以上とすることが困難な場合がある。
【００１４】
本発明における偏肉度とは、中空糸膜モジュール中の１００本の中空糸膜断面を観察した際の膜厚の偏りのことであり、最大値と最小値の比で示す。本発明では１００本の中空糸の最小の偏肉度は０．６以上であることを特徴とする。１００本の中空糸に１本でも偏肉度０．６未満の中空糸が含まれると、その中空糸が臨床使用時のリーク原因となることがあるので、本発明の偏肉度は平均値でなく、１００本の最小値を表す。偏肉度は高いほうが、膜の均一性が増し、バースト圧が向上するので、さらに好ましくは０．７以上である。０．６未満では、前記バースト圧が低くなり、血液リークの原因になることがある。
【００１５】
本発明における破断強力とは、有効試料長１０ｃｍの中空糸膜の破断点強度を示す。破断強力は５ｇ以上が好ましく、より好ましくは７ｇ以上、さらに好ましくは９ｇ以上である。破断強力が５ｇ以下である場合は、中空糸膜の取り扱い性が悪いばかりでなく、モジュール化や臨床使用の際に中空糸が糸切れする可能性がある。
【００１６】
本発明に用いる中空糸膜の素材しては、再生セルロース、セルロースアセテート、セルローストリアセテートなどのセルロース系、ポリスルホンやポリエーテルスルホンなどのポリスルホン系、ポリアクリロニトリル、ポリメチルメタクリレート、エチレンビニルアルコール共重合体などが上げられるが、透水性が１５０ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以上の中空糸を得ることが容易なセルロース系やポリスルホン系が好ましく、膜厚を薄くすることが容易なためセルロース系ではセルロースジアセテートやセルローストリアセテート、ポリスルホン系ではポリエーテルスルホンが特に好ましい。
【００１７】
本発明は、血液浄化用中空糸膜に好適に使用でき、特に血液透析や血液透析濾過、血液濾過など、腎不全患者の治療に用いる中空糸膜として好適である。
【００１８】
このような血液浄化器に用いる中空糸膜の製造方法としては、以下に示す条件が好ましい。高い透水性能を得るために、製膜溶液のポリマー濃度は通常よりも低く、２０重量％以下、より好ましくは１９重量％以下とする。紡糸溶液は紡糸溶液中の不溶成分やゲルを取り除く目的でノズル吐出直前にフィルターで処理することが好ましい。フィルターの孔径は小さい方がよく、具体的には中空糸膜の膜厚以下のものが好ましく、中空糸膜の膜厚の１／２以下がより好ましい。例えば、中空糸膜の膜厚が１５μｍの場合、フィルターの孔径は１５μｍ以下が好ましく、７．５μｍ以下がより好ましい。フィルターがない場合やフィルターの孔径が中空糸膜の膜厚以上では、ノズルスリットの一部に詰まりを生じた場合、偏肉糸の発生をまねき、ひいてはバースト圧の低下の原因となる。さらに、フィルター無しもしくはフィルター孔径が中空糸膜厚以上であると、紡糸溶液の不溶成分やゲルなどの混入が原因で部分的なボイドが形成されることがある。高い空孔率を持つ中空糸膜における部分的なボイドは、膜の物理的強度を低下させることがある。紡糸原液の濾過は、吐出するまでの間に複数回実施してもよく、この場合は次第に目を細かくすることで、フィルターの寿命を延ばすことができるため好ましい。
また、本発明の中空糸膜を得るためには、製膜溶液の吐出口であるノズルのスリット幅を厳密に均一にすることが好ましい。中空糸膜の紡糸ノズルは、一般的に、紡糸原液を吐出する環状部と、その内側に中空形成剤となる芯液吐出孔を有するチュ−ブインオリフィス型ノズルが用いられるが、スリット幅とは、前記紡糸原液を吐出する環状部の幅を指す。このスリット幅のばらつきを小さくすることで、紡糸された中空糸膜の偏肉を減らすことができる。具体的にはスリット幅の最大値と最小値の比が１．００以上１．１１以下とするとともに、最大値と最小値の差を１０μｍ以下とすることが好ましく、５μｍ以下とすることがより好ましい。スリット幅は、用いる紡糸原液の粘度や、得られる中空糸膜の膜厚、芯液の種類によって異なるが、ノズルスリット幅のばらつきが大きいと、偏肉をまねき、肉厚の薄い部分がリーク原因となるし、偏肉が顕著である場合には膜厚不均一が原因の物理的強度、特にバースト圧、破断強力が低下する傾向がある。
【００１９】
このようにして得られた透水性１５０ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ以上の中空糸膜を用い、中空糸膜のバースト圧が０．５ＭＰａ以上、偏肉度が０．６以上である高透水性中空糸型血液浄化器を得ることができる。
【００２０】
以下、本発明の有効性を実施例を挙げて説明するが、本発明はこれらに限定されるものではない。
【００２１】
（破断強力の測定）
（１）乾燥中空糸膜の場合
有効試料長１０ｃｍの中空糸膜試験片をクロスヘッドを１０ｃｍ／分で引張試験を行った際の破断点を測定する。測定には、東洋ボールドウイン製テンシロンＵＴＭＩＩを用いた。中空糸は１本のモジュールから３０本をランダムにサンプリングし測定し、最低値を評価結果とする。
（２）湿潤中空糸膜の場合
引張特性の測定はインストロンエンジニアリングコ−ポレ−ション社製インストロン（モデルＮｏ．ＴＭ）で、３７℃の水中で行った。チャック間距離は５ｃｍ、引張速度は５ｃｍ／分である。中空糸は１本のモジュールから３０本をランダムにサンプリングし測定し、最低値を評価結果とする。
【００２２】
（透水性の測定）
透析器の血液出口部回路（圧力測定点よりも出口側）を鉗子により流れを止め全濾過とする。３７℃に保温した純水を加圧タンクに入れ、レギュレーターにより圧力を制御しながら、３７℃高温槽で保温した透析器へ純水を送り、透析液側から流出した濾液をメスシリンダーで測定する。膜間圧力差（ＴＭＰ）は
ＴＭＰ＝（Ｐｉ＋Ｐｏ）／２
とする。ここでＰｉは透析器入り口側圧力、Ｐｏは透析器出口側圧力である。ＴＭＰを４点変化させ濾過流量を測定し、それらの関係の傾きから透水性（ｍＬ／ｈｒ／ｍｍＨｇ）を算出する。このときＴＭＰと濾過流量の相関係数は０．９９９以上でなくてはならない。また回路による圧力損失誤差を少なくするために、ＴＭＰは１００ｍｍＨｇ以下の範囲で測定する。中空糸膜の透水性は膜面積と透析器の透水性から算出する。
ＵＦＲ（Ｈ）＝ＵＦＲ（Ｄ）／Ａ
ここでＵＦＲ（Ｈ）は中空糸膜の透水性（ｍＬ／ｍ２／ｈｒ／ｍｍＨｇ）、ＵＦＲ（Ｄ）は透析器の透水性（ｍＬ／ｈｒ／ｍｍＨｇ）、Ａは透析器の膜面積（ｍ２）である。
【００２３】
（膜面積の計算）
透析器の膜面積は中空糸の内径基準として求める。
Ａ＝ｎ×π×ｄ×Ｌ
ここで、ｎは透析器内の中空糸本数、πは円周率、ｄは中空糸の内径、Ｌは透析器内の中空糸の有効長である。
【００２４】
（バースト圧の測定）
約１００００本の中空糸膜よりなるモジュールの透析液側を水で満たし栓をする。血液側から空気を送り込み１分間に０．５ＭＰａの割合で加圧していく。圧力を上昇させ、中空糸膜が加圧空気によって破裂（バースト）し、透析液側に満たした液に気泡が発生した時の空気圧をバースト圧とする。
【００２５】
（偏肉度の測定）
中空糸１００本の断面を２００倍の投影機で観察する。一視野中、最も膜厚差がある一本の糸断面について、最も厚い部分と最も薄い部分の厚さを測定する。
偏肉度＝最薄部／最厚部
偏肉度＝１で膜厚が完璧に均一となる。
【００２６】
（血液リークテスト）
生理食塩水にてプライミング処理したモジュールに、クエン酸を添加して血液凝固を抑制した３７℃の牛血液を、血液浄化器に２００ｍＬ／ｍｉｎで送液し、２０ｍＬ／ｍｉｎの割合で血液をろ過する。このとき、ろ液は血液に戻し、循環系とする。１５分間後に血液浄化器のろ液を採取し、赤血球のリークに起因する赤色を観察する。この血液リーク試験を各実施例、比較例ともに３０本の血液浄化器を用い、血液リークを起こしたモジュール本数を調べる。
【００２７】
（実施例１）
セルローストリアセテート（ダイセル化学社製）１７重量％、Ｎ−メチルピロリドン（三菱化学社製）５８重量％、トリエチレングリコール（三井化学社製）２５重量％を１７０℃で均一溶解し製膜溶液を得た。得られた製膜溶液を５μｍのフィルターに通した後、１２０℃に加温したチューブインオリフィスノズルから中空形成剤である流動パラフィンと同時に吐出し、エアギャップを通過後、３５℃の水中で凝固させた。使用したチューブインオリフィスノズルのノズルスリット幅は、平均８０μｍであり、最大８２μｍ、最小７８μｍ、スリット幅の最大値、最小値の比は１．０５であった。水洗し溶媒を除去した後７０重量％のグリセリン水溶液中を通過させドライアーで乾燥し巻き上げた。得られた中空糸膜の内径は２０２．１μｍ、膜厚は１４．９μｍであった。このようにして得られた中空糸膜を用いて、血液浄化器を組み立てた。この時、血液浄化器内の中空糸充填率は５２〜５５ｖｏｌ％となるようにケースのサイズを調整した。使用した血液浄化器は、モジュール組立後に、０．１ＭＰａの圧力で加圧空気を充填し、１０秒間の圧力降下が３０ｍｍＡｑ以下のモジュールを試験に用いた。得られた血液浄化器の試験結果を表１に示した。
【００２８】
（比較例１）
実施例１と同様の製膜溶液を５０μｍのノズルフィルターに通した後、実施例１と同じ１２０℃に加温したチューブインオリフィスノズルから中空形成剤として流動パラフィンを用いて製膜溶液を吐出、エアギャップを通過後、３５℃の水中で凝固させた。水洗し溶媒を除去した後７０重量％のグリセリン水溶液中を通過させドライアーで乾燥し巻き上げた。使用したチューブインオリフィスノズルのノズルスリット幅は、平均４０μｍであり、最大４２μｍ、最小３８μｍ、スリット幅の最大値、最小値の比は１．１１であった。得られた中空糸膜の内径は２０２．５μｍ、膜厚は１４．７μｍであった。このようにして得られた中空糸膜を用いて、血液浄化器を組み立てた。この時、血液浄化器内の中空糸充填率は５２〜５５ｖｏｌ％となるようにケースのサイズを調整した。使用した血液浄化器は、モジュール組立後に、０．１ＭＰａの圧力で加圧空気を充填し、１０秒間の圧力降下が３０ｍｍＡｑ以下のモジュールを試験に用いた。得られた血液浄化器の分析結果を表１に示した。ノズルスリット幅よりも孔径の大きなフィルターを用いたため、ノズルスリットに異物が詰まり製膜溶液の吐出に偏りが生じ、中空糸膜の偏肉度が低下したものと思われる。
【００２９】
（比較例２）
実施例１と同様の製膜溶液を５μｍのノズルフィルターに通した後、１２０℃に加温したチューブインオリフィスノズルから中空形成剤として流動パラフィンを用いて製膜溶液を吐出、エアギャップを通過後、３５℃の水中で凝固させた。使用したチューブインオリフィスノズルのノズルスリット幅は、平均８０μｍであり、最大９０μｍ、最小７０μｍ、スリット幅の最大値、最小値の比は１．２９であった。水洗し溶媒を除去した後７０％のグリセリン水溶液中を通過させドライアーで乾燥し巻き上げた。得られた中空糸膜の内径は２０１．６μｍ、膜厚は１５．１μｍであった。このようにして得られた中空糸膜を用いて、血液浄化器を組み立てた。この時、血液浄化器内の中空糸充填率は５２〜５５ｖｏｌ％となるようにケースのサイズを調整した。使用した血液浄化器は、モジュール組立後に、０．１ＭＰａの圧力で加圧空気を充填し、１０秒間の圧力降下が３０ｍｍＡｑ以下のモジュールを試験に用いた。得られた血液浄化器の分析結果を表１に示した。ノズルスリット幅の偏りの大きなノズルを用いたため、中空糸膜の偏肉度が低下したこと、最薄部膜厚７μｍの中空糸膜が混入したためバースト圧が低下したものと思われる。
【００３０】
（実施例２）
ポリエーテルスルホン（住化ケムテックス社製、商品名スミカエクセル５２００Ｐ）１８重量％、ポリビニルピロリドン（ＢＡＳＦ社製商品名コリドンＫ−９０）５重量％、ジメチルアセトアミド（三菱ガス化学社製）７４重量％、水３重量％を５０℃で溶解し、減圧脱泡して製膜溶液を得た。製膜溶液を１５μｍのノズルフィルターに通した後、６０℃に加温したチューブインオリフィスノズルから中空形成剤として３０％ジメチルアセトアミド（ＤＭＡｃ）水溶液を用いて製膜溶液を吐出、エアギャップを通過後、６０℃の水中で凝固させた。使用したチューブインオリフィスノズルのノズルスリット幅は、平均６０μｍであり、最大６１μｍ、最小５９μｍ、スリット幅の最大値、最小値の比は１．０３であった。水洗し溶媒を除去した後巻き上げ、乾燥した。得られた中空糸膜の内径は１９８．５μｍ、膜厚は２８．５μｍであった。このようにして得られた中空糸膜を用いて、血液浄化器を組み立てた。この時、血液浄化器内の中空糸充填率は５２〜５５ｖｏｌ％となるようにケースのサイズを調整した。使用した血液浄化器は、モジュール組立後に、０．１ＭＰａの圧力で加圧空気を充填し、１０秒間の圧力降下が３０ｍｍＡｑ以下のモジュールを試験に用いた。得られた血液浄化器の分析結果を表１に示した。
【００３１】
（比較例３）
実施例２と同じ製膜溶液を４０μｍのノズルフィルターに通した後、６０℃に加温した実施例２と同じチューブインオリフィスノズルから中空形成剤として３０％ＤＭＡｃ水溶液を用いて製膜溶液を吐出、エアギャップを通過後、６０℃の水中で凝固させた。水洗し溶媒を除去した後巻き上げ、乾燥した。使用したチューブインオリフィスノズルのノズルスリット幅は、平均６０μｍであり、最大６４μｍ、最小５７μｍ、スリット幅の最大値、最小値の比は１．１２であった。得られた中空糸膜の内径は１９９．３μｍ、膜厚は２８．７μｍであった。このようにして得られた中空糸膜を用いて、血液浄化器を組み立てた。この時、血液浄化器内の中空糸充填率は５２〜５５ｖｏｌ％となるようにケースのサイズを調整した。使用した血液浄化器は、モジュール組立後に、０．１ＭＰａの圧力で加圧空気を充填し、１０秒間の圧力降下が３０ｍｍＡｑ以下のモジュールを試験に用いた。得られた血液浄化器の分析結果を表１に示した。ノズルスリット幅よりも孔径の大きなフィルターを用いたため、ノズルスリットに異物が詰まり製膜溶液の吐出に偏りが生じ、中空糸膜の偏肉度が低下したものと思われる。
【００３２】
（比較例４）
ポリエーテルスルホン（住化ケムテックス社製、スミカエクセル５２００Ｐ）１６重量％、ポリビニルピロリドン（ＢＡＳＦ社製コリドンＫ−３０）６重量％、ジメチルアセトアミド（三菱ガス化学社製）７６重量％、水２重量％を５０℃で溶解し、減圧脱泡して製膜溶液を得た。得られた製膜溶液を１５μｍのノズルフィルターに通した後、６０℃に加温したチューブインオリフィスノズルから中空形成剤として３０％ＤＭＡｃ水溶液を用いて製膜溶液を吐出、エアギャップを通過後、７０℃の水中で凝固させた。使用したチューブインオリフィスノズルのノズルスリット幅は、平均６０μｍであり、最大６６μｍ、最小５４μｍ、スリット幅の最大値、最小値の比は１．２２であった。水洗し溶媒を除去した後巻き上げ、乾燥した。得られた中空糸膜の内径は１９７．８μｍ、膜厚は２９．２μｍであった。このようにして得られた中空糸膜を用いて、血液浄化器を組み立てた。この時、血液浄化器内の中空糸充填率は５２〜５５ｖｏｌ％となるようにケースのサイズを調整した。使用した血液浄化器は、モジュール組立後に、０．１ＭＰａの圧力で加圧空気を充填し、１０秒間の圧力降下が３０ｍｍＡｑ以下のモジュールを試験に用いた。得られた血液浄化器の分析結果を表１に示した。中空糸膜の透水性が高い（すなわち空隙率が高い）こと、またノズルスリット幅の偏りの大きなノズルを用いたため、中空糸膜の偏肉度が低下し、バースト圧が低下したものと思われる。
【００３３】
【表１】
【００３４】
【発明の効果】
高透水性中空糸型血液浄化器において、中空糸膜のバースト圧と偏肉度をコントロールすることにより、血液リークの可能性の少ない安全な高透水性中空糸型血液浄化器を得ることが出来る。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a medical highly permeable hollow fiber blood purifier having excellent water permeability and excellent safety for use in the treatment of chronic renal failure.
[0002]
[Prior art]
In blood purification therapy for the treatment of renal failure, for the purpose of removing urine toxins and waste products in the blood, cellulose is a natural material, and its derivatives are cellulose diacetate and cellulose triacetate. Modules such as hemodialyzers, hemofilters or hemodialyzers using dialysis membranes using polymers such as methyl methacrylate and polyacrylonitrile and ultrafiltration membranes as separation materials are widely used. In particular, modules using hollow fiber membranes as separation materials are important in the dialyzer field due to advantages such as reduction of the amount of blood circulating outside the body, high efficiency of removing substances in the blood, and productivity during module production. high.
[0003]
A dialysis module using a hollow fiber membrane usually causes blood to flow in the hollow part of the hollow fiber and counterflow of the dialysate to the outer part, and low mass of urea, creatinine, etc. by mass transfer based on diffusion from the blood to the dialysate. The main goal is to remove molecular weight substances from the blood. Furthermore, with the increase in the number of long-term dialysis patients, dialysis complications have become a problem. In recent years, substances to be removed by dialysis are not only low molecular weight substances such as urea and creatinine, but also from medium molecular weights of several thousand to molecular weights of 1 to 20,000. It is required for blood purification membranes to expand to high molecular weight substances and to remove these substances. In particular, β2 microglobulin having a molecular weight of 11700 has been found to be a causative substance of carpal tunnel syndrome and is a removal target. Membranes used for such high molecular weight substance removal treatments are called high performance membranes. They are larger than conventional dialysis membranes, increase the number of pores, increase the porosity, increase the porosity. It is possible to remove high molecular weight substances from the inside by thinning the film.
[0004]
However, although the removal performance of high-molecular-weight substances has been improved, the high performance membrane, on the other hand, changes the polymer fraction in the polymer solution during film formation and the spinning conditions, and the yarn strength of the hollow fiber itself is improved to improve performance. In the manufacturing process, transportation process, and handling, problems such as damage to the thread, breakage of the thread, and blood leakage during treatment have emerged. Several proposals have been made.
[0005]
As a means for suppressing blood leak, there is a technique of further reducing the concentration of the organic solvent in the conventional aqueous solution containing an organic solvent and finding an appropriate range of the gas phase passage time and the concentration of the core after discharging the cap. (For example, refer to Patent Document 1). That is, it is a method of forming a thin dense layer on the inner surface of the membrane while controlling water permeability. However, the formation state of the dense layer on the inner surface of the membrane significantly affects water permeability, making it difficult to narrow the range of water permeability.
[0006]
Further, for the purpose of improving pinholes and film breakage, a film-forming polymer, a solvent for the polymer and polyvinylpyrrolidone are mixed and dissolved, and then filtered through a filter having a pore diameter of 10 μm or less. There is a film forming method characterized in that the film is formed into a shape (see, for example, Patent Document 2). Here, no study has been made to reduce the film thickness, and the effect of reducing the film thickness is insufficient by simply filtering with a filter having a pore diameter of 10 μm or less.
[0007]
[Patent Document 1]
Japanese Unexamined Patent Publication No. 2000-107577 (page 3, means for solving the problem)
[Patent Document 2]
JP-A-11-244675 (second page, claim 1)
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide a highly water permeable hollow fiber blood purifier in which various problems resulting from a decrease in yarn strength are improved.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
The present invention is as follows.
(1) water permeability 150mL / m 2 / hr / mmHg or more 1500mL / m 2 / hr / mmHg or less, incorporating hollow fiber membrane average thickness is 10μm or more 50μm or less highly permeable hollow fiber membrane type blood A highly permeable hollow fiber blood purifier, wherein the burst pressure is 0.5 MPa or more.
(2) The highly permeable hollow fiber blood purifier according to (1), wherein the hollow fiber membrane has an uneven thickness of 0.6 or more.
(3) The highly water-permeable hollow fiber membrane blood purifier according to (1) or (2), wherein the breaking strength of the hollow fiber membrane is 5 g or more.
(4) The highly water-permeable hollow fiber membrane blood purifier according to any one of (1) to (3), wherein the hollow fiber membrane is mainly composed of a polysulfone polymer or a cellulose polymer.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
In order to solve the above-mentioned problems, the present inventors have examined the physical properties of a hollow fiber membrane used in a blood purifier. Hollow fiber membranes aiming at high water permeability have been developed in the direction of increasing the pores of the entire membrane, such as increasing the pore diameter of the membrane as described above. The burst value (pressure resistance) of the hollow fiber membrane is proportional to the wall thickness and inversely proportional to the inner diameter, but in the hollow fiber membrane with high porosity aiming for high water permeability, in addition to thinning, the membrane structure is The membrane strength is lower because of the higher porosity than the conventional blood purification membrane, such as a sponge structure or a void structure, and it is difficult to predict the pressure resistance strength from the above relationship. In addition, a module used for blood purification is usually subjected to a leak test in which the inside or outside of the hollow fiber is pressurized with air in order to confirm defects in the hollow fiber or the module at the final stage of production. When a leak is detected by the pressurized air, the module is discarded as a defective product or an operation for repairing the defect is performed. The air pressure in this leak test is often several times the guaranteed pressure resistance (usually 500 mmHg) of the hemodialyzer. However, in the case of a hollow fiber type blood purification membrane having a particularly high water permeability, microscopic scratches, crushing, and tearing of the hollow fiber that cannot be detected by a normal pressure leak test are caused by manufacturing processes (mainly sterilization and (Packing), transportation process, or handling in clinical settings (unpacking, priming, etc.), leading to the occurrence of hollow fiber breaks and pinholes, which in turn causes blood leaks during treatment. The inventors have found. As a result of intensive studies on the above events, potential yarn defects that lead to hollow fiber breaks and pinholes during clinical use cannot be detected by pressure in normal pressurized air leak tests, and are higher. Pressure is needed. In addition, as a means for increasing the porosity, the burst pressure is lowered because the polymer concentration is lowered and the viscosity of the membrane-forming solution is lowered as compared with the conventional blood purification membrane. It was found that the burst pressure is a parameter that significantly affects the leakage resistance of the hollow fiber membrane in a hollow fiber membrane with a low porosity and a thin film aiming at high water permeability. That is, the present inventors have found that the burst pressure of the hollow fiber membrane is closely related to the hollow fiber cutting and pinhole generation during use.
[0011]
The burst pressure in the present invention is an index of the pressure resistance of the hollow fiber membrane after the hollow fiber is made into a module, and the hollow fiber is inside when the inside of the hollow fiber is pressurized with air and the pressure is gradually increased. It is a pressure that bursts without bursting. The higher the burst pressure is, the less the hollow fiber membrane is cut and the occurrence of pinholes in use, so 0.5 MPa or higher is preferable, 0.7 MPa or higher is more preferable, and 1.0 MPa or higher is particularly preferable. If the burst pressure is less than 0.5 MPa, the hollow fiber membrane may have uneven thickness, pinholes, or tears, which cannot be detected by normal leak tests, but blood leaks during hemodialysis treatment May cause.
[0012]
The water permeability of the hollow fiber membrane in the present invention is preferably 150 mL / m 2 / hr / mmHg or more.
In the case of 150 mL / m 2 / hr / mmHg or less, it is easy to set the burst pressure to 0.5 MPa or more, but it cannot be said to have the high water permeability intended by the present invention, and β2 microglobulin removal It may be difficult to increase the rate. The water permeability of the hollow fiber membrane of the present invention is preferably 1500 mL / m 2 / hr / mmHg or less. When the water permeability exceeds 1500 mL / m 2 / hr / mmHg, the pore diameter becomes too large, and the amount of leakage of albumin (molecular weight 67000) necessary for the body may increase. A more preferable range of water permeability is 150 mL / m 2 / hr / mmHg or more and 1200 mL / m 2 / hr / mmHg or less, more preferably 150 mL / m 2 / hr / mmHg or more and 1000 mL / m 2 / hr / mmHg. It is as follows.
[0013]
The average film thickness of the hollow fiber membrane in the present invention is preferably 10 μm or more and 50 μm or less. If it exceeds 50 μm, the permeability of medium to high molecular weight substances may be lowered even if the water permeability is high. The thinner the film is, the higher the material permeability is, and it is more preferably 45 μm or less, and particularly preferably 40 μm or less. However, if it is less than 10 μm, the film strength is low and it may be difficult to make the burst pressure 0.5 MPa or more.
[0014]
The thickness deviation in the present invention is a thickness deviation when observing 100 cross sections of hollow fiber membrane modules in the hollow fiber membrane module, and is expressed as a ratio between the maximum value and the minimum value. In the present invention, the minimum thickness deviation of 100 hollow fibers is 0.6 or more. If even one hollow fiber with a thickness of less than 0.6 is included in 100 hollow fibers, the hollow fiber may cause a leak during clinical use, so the thickness of the present invention is an average value. Instead, it represents the minimum value of 100 lines. A higher unevenness degree increases the uniformity of the film and improves the burst pressure, and is more preferably 0.7 or more. If it is less than 0.6, the burst pressure becomes low, which may cause blood leakage.
[0015]
The breaking strength in the present invention indicates the breaking point strength of a hollow fiber membrane having an effective sample length of 10 cm. The breaking strength is preferably 5 g or more, more preferably 7 g or more, and further preferably 9 g or more. When the breaking strength is 5 g or less, not only the handling property of the hollow fiber membrane is bad, but also the hollow fiber may break during modularization or clinical use.
[0016]
The material of the hollow fiber membrane used in the present invention includes cellulose such as regenerated cellulose, cellulose acetate, and cellulose triacetate, polysulfone such as polysulfone and polyethersulfone, polyacrylonitrile, polymethyl methacrylate, ethylene vinyl alcohol copolymer, etc. However, it is preferable to use a cellulose or polysulfone type that can easily obtain a hollow fiber having a water permeability of 150 mL / m 2 / hr / mmHg or more. Polyether sulfone is particularly preferable for cellulose triacetate and polysulfone.
[0017]
The present invention can be suitably used for a hollow fiber membrane for blood purification, and is particularly suitable as a hollow fiber membrane used for the treatment of patients with renal failure, such as hemodialysis, hemodiafiltration and blood filtration.
[0018]
As a method for producing a hollow fiber membrane used in such a blood purifier, the following conditions are preferable. In order to obtain high water permeability, the polymer concentration of the film-forming solution is lower than usual, 20% by weight or less, more preferably 19% by weight or less. The spinning solution is preferably treated with a filter immediately before nozzle discharge for the purpose of removing insoluble components and gel in the spinning solution. The pore diameter of the filter is preferably small. Specifically, the pore diameter is preferably not more than the thickness of the hollow fiber membrane, and more preferably not more than 1/2 of the thickness of the hollow fiber membrane. For example, when the film thickness of the hollow fiber membrane is 15 μm, the pore diameter of the filter is preferably 15 μm or less, and more preferably 7.5 μm or less. When there is no filter or when the pore diameter of the filter is equal to or greater than the film thickness of the hollow fiber membrane, if a part of the nozzle slit is clogged, uneven thickness yarn is generated, which in turn causes a decrease in burst pressure. Furthermore, when there is no filter or the filter pore diameter is equal to or greater than the hollow fiber film thickness, a partial void may be formed due to the insoluble component of the spinning solution or the mixing of gel or the like. Partial voids in hollow fiber membranes with high porosity can reduce the physical strength of the membrane. Filtration of the spinning solution may be carried out a plurality of times before discharging, and in this case, it is preferable because the life of the filter can be extended by gradually narrowing the eyes.
In order to obtain the hollow fiber membrane of the present invention, it is preferable to make the slit width of the nozzle that is the discharge port of the membrane forming solution strictly uniform. As a spinning nozzle for hollow fiber membranes, a tube-in orifice type nozzle having an annular portion for discharging a stock solution for spinning and a core liquid discharge hole serving as a hollow forming agent inside thereof is generally used. , Refers to the width of the annular portion for discharging the spinning dope. By reducing the variation in the slit width, uneven thickness of the spun hollow fiber membrane can be reduced. Specifically, the ratio between the maximum value and the minimum value of the slit width is 1.00 or more and 1.11 or less, and the difference between the maximum value and the minimum value is preferably 10 μm or less, more preferably 5 μm or less. preferable. The slit width varies depending on the viscosity of the spinning dope used, the thickness of the hollow fiber membrane to be obtained, and the type of core liquid. If the nozzle slit width varies widely, uneven thickness will be caused, and the thin part will cause leakage. When the uneven thickness is significant, the physical strength due to the non-uniform film thickness, particularly the burst pressure and the breaking strength tend to decrease.
[0019]
Using the hollow fiber membrane having a water permeability of 150 mL / m 2 / hr / mmHg or more obtained in this manner, the burst pressure of the hollow fiber membrane is 0.5 MPa or more and the thickness deviation is 0.6 or more. A hollow fiber blood purifier can be obtained.
[0020]
Hereinafter, the effectiveness of the present invention will be described with reference to examples, but the present invention is not limited thereto.
[0021]
(Measurement of breaking strength)
(1) In the case of a dry hollow fiber membrane The breaking point when a tensile test is performed on a hollow fiber membrane test piece having an effective sample length of 10 cm at a crosshead of 10 cm / min is measured. For the measurement, Tensilon UTMII manufactured by Toyo Baldwin was used. 30 hollow fibers are sampled and measured at random from one module, and the lowest value is taken as the evaluation result.
(2) In the case of a wet hollow fiber membrane The tensile properties were measured with Instron (Model No. TM) manufactured by Instron Engineering Corporation in water at 37 ° C. The distance between chucks is 5 cm, and the tensile speed is 5 cm / min. 30 hollow fibers are sampled and measured at random from one module, and the lowest value is taken as the evaluation result.
[0022]
(Measurement of water permeability)
The blood outlet circuit (outlet side of the pressure measurement point) of the dialyzer is stopped by a forceps and subjected to total filtration. Purified water kept at 37 ° C is put into a pressurized tank, and while controlling the pressure with a regulator, pure water is sent to a dialyzer kept warm in a 37 ° C high-temperature bath, and the filtrate flowing out from the dialysate side is measured with a graduated cylinder. . The transmembrane pressure difference (TMP) is TMP = (Pi + Po) / 2
And Here, Pi is the dialyzer inlet side pressure, and Po is the dialyzer outlet side pressure. The TMP is changed at four points, the filtration flow rate is measured, and the water permeability (mL / hr / mmHg) is calculated from the slope of the relationship. At this time, the correlation coefficient between TMP and the filtration flow rate must be 0.999 or more. In order to reduce the pressure loss error due to the circuit, TMP is measured in the range of 100 mmHg or less. The water permeability of the hollow fiber membrane is calculated from the membrane area and the water permeability of the dialyzer.
UFR (H) = UFR (D) / A
Here, UFR (H) is the water permeability of the hollow fiber membrane (mL / m 2 / hr / mmHg), UFR (D) is the water permeability of the dialyzer (mL / hr / mmHg), and A is the membrane area of the dialyzer (mL m 2 ).
[0023]
(Calculation of membrane area)
The membrane area of the dialyzer is obtained as a reference for the inner diameter of the hollow fiber.
A = n × π × d × L
Here, n is the number of hollow fibers in the dialyzer, π is the circumference, d is the inner diameter of the hollow fiber, and L is the effective length of the hollow fiber in the dialyzer.
[0024]
(Measurement of burst pressure)
Fill the dialysis solution side of the module consisting of about 10,000 hollow fiber membranes with water and plug it. Air is fed from the blood side and pressurized at a rate of 0.5 MPa per minute. The pressure is increased, and the air pressure when the hollow fiber membrane bursts (bursts) with pressurized air and bubbles are generated in the liquid filled on the dialysate side is defined as the burst pressure.
[0025]
(Measurement of uneven thickness)
The cross section of 100 hollow fibers is observed with a 200 × projector. In one field of view, the thickness of the thickest part and the thinnest part is measured with respect to one yarn cross section having the largest film thickness difference.
Thickness unevenness = thinnest part / thickest part thickening degree = 1, and the film thickness is perfectly uniform.
[0026]
(Blood leak test)
37 ° C. bovine blood, which was primed with physiological saline and added with citric acid to suppress blood coagulation, was sent to the blood purifier at 200 mL / min, and the blood was filtered at a rate of 20 mL / min. To do. At this time, the filtrate is returned to blood to be a circulatory system. After 15 minutes, the blood purifier filtrate is collected and the red color caused by red blood cell leakage is observed. In this blood leak test, 30 blood purifiers were used in each example and comparative example, and the number of modules that caused the blood leak was examined.
[0027]
(Example 1)
Cellulose triacetate (manufactured by Daicel Chemical Industries) 17% by weight, N-methylpyrrolidone (manufactured by Mitsubishi Chemical Corporation) 58% by weight, and triethylene glycol (manufactured by Mitsui Chemicals) 25% by weight are uniformly dissolved at 170 ° C. to obtain a film forming solution. It was. The obtained film-forming solution was passed through a 5 μm filter, then discharged from a tube-in orifice nozzle heated to 120 ° C. simultaneously with liquid paraffin as a hollow forming agent, passed through an air gap, and then coagulated in 35 ° C. water. I let you. The nozzle slit width of the tube-in-orifice nozzle used was an average of 80 μm, and the ratio of maximum 82 μm, minimum 78 μm, maximum and minimum slit width was 1.05. After washing with water and removing the solvent, the solution was passed through a 70% by weight glycerin aqueous solution, dried with a dryer and wound up. The hollow fiber membrane obtained had an inner diameter of 202.1 μm and a film thickness of 14.9 μm. A blood purifier was assembled using the hollow fiber membrane thus obtained. At this time, the size of the case was adjusted so that the hollow fiber filling rate in the blood purifier was 52 to 55 vol%. The used blood purifier was filled with pressurized air at a pressure of 0.1 MPa after the module was assembled, and a module having a pressure drop for 10 seconds of 30 mmAq or less was used for the test. The test results of the obtained blood purifier are shown in Table 1.
[0028]
(Comparative Example 1)
After passing the same membrane-forming solution as in Example 1 through a 50 μm nozzle filter, the membrane-forming solution was discharged from the tube-in orifice nozzle heated to 120 ° C. as in Example 1 using liquid paraffin as a hollow forming agent. After passing through the air gap, it was solidified in 35 ° C. water. After washing with water and removing the solvent, the solution was passed through a 70% by weight glycerin aqueous solution, dried with a dryer and wound up. The nozzle slit width of the tube-in-orifice nozzle used was an average of 40 μm, the maximum was 42 μm, the minimum was 38 μm, and the ratio of the maximum value and the minimum value of the slit width was 1.11. The hollow fiber membrane thus obtained had an inner diameter of 202.5 μm and a film thickness of 14.7 μm. A blood purifier was assembled using the hollow fiber membrane thus obtained. At this time, the size of the case was adjusted so that the hollow fiber filling rate in the blood purifier was 52 to 55 vol%. The used blood purifier was filled with pressurized air at a pressure of 0.1 MPa after the module was assembled, and a module having a pressure drop for 10 seconds of 30 mmAq or less was used for the test. The analysis results of the obtained blood purifier are shown in Table 1. Since a filter having a larger hole diameter than the nozzle slit width was used, foreign matters were clogged in the nozzle slit, and the discharge of the film forming solution was uneven, which seems to have caused a decrease in the uneven thickness of the hollow fiber membrane.
[0029]
(Comparative Example 2)
After passing the same film forming solution as in Example 1 through a 5 μm nozzle filter, the film forming solution was discharged from a tube-in orifice nozzle heated to 120 ° C. using liquid paraffin as a hollow forming agent, and after passing through the air gap And solidified in water at 35 ° C. The nozzle slit width of the used tube-in-orifice nozzle was an average of 80 μm, the maximum 90 μm, the minimum 70 μm, and the ratio of the maximum and minimum slit widths was 1.29. After washing with water and removing the solvent, it was passed through a 70% aqueous glycerin solution, dried with a dryer and wound up. The obtained hollow fiber membrane had an inner diameter of 201.6 μm and a film thickness of 15.1 μm. A blood purifier was assembled using the hollow fiber membrane thus obtained. At this time, the size of the case was adjusted so that the hollow fiber filling rate in the blood purifier was 52 to 55 vol%. The used blood purifier was filled with pressurized air at a pressure of 0.1 MPa after the module was assembled, and a module having a pressure drop for 10 seconds of 30 mmAq or less was used for the test. The analysis results of the obtained blood purifier are shown in Table 1. The use of a nozzle with a large deviation in the nozzle slit width seems to have caused a reduction in the thickness of the hollow fiber membrane, and a burst pressure has decreased due to the inclusion of the hollow fiber membrane having the thinnest part thickness of 7 μm.
[0030]
(Example 2)
18% by weight of polyethersulfone (manufactured by Sumika Chemtex Co., Ltd., trade name Sumika Excel 5200P), 5% by weight of polyvinylpyrrolidone (trade name Kollidon K-90 made by BASF), 74% by weight of dimethylacetamide (manufactured by Mitsubishi Gas Chemical Company), 3% by weight of water was dissolved at 50 ° C. and degassed under reduced pressure to obtain a film forming solution. After passing the film-forming solution through a 15 μm nozzle filter, the film-forming solution was discharged from a tube-in orifice nozzle heated to 60 ° C. using a 30% dimethylacetamide (DMAc) aqueous solution as a hollow forming agent, and after passing through the air gap And solidified in water at 60 ° C. The nozzle slit width of the used tube-in-orifice nozzle was an average of 60 μm, the maximum 61 μm, the minimum 59 μm, and the ratio of the maximum value and the minimum value of the slit width was 1.03. After washing with water and removing the solvent, it was rolled up and dried. The resulting hollow fiber membrane had an inner diameter of 198.5 μm and a film thickness of 28.5 μm. A blood purifier was assembled using the hollow fiber membrane thus obtained. At this time, the size of the case was adjusted so that the hollow fiber filling rate in the blood purifier was 52 to 55 vol%. The used blood purifier was filled with pressurized air at a pressure of 0.1 MPa after module assembly, and a module having a pressure drop of 10 mm or less for 30 seconds was used for the test. The analysis results of the obtained blood purifier are shown in Table 1.
[0031]
(Comparative Example 3)
After passing the same film-forming solution as in Example 2 through a 40 μm nozzle filter, the film-forming solution was discharged from the same tube-in orifice nozzle as in Example 2 using 30% DMAc aqueous solution as a hollow forming agent heated to 60 ° C. After passing through the air gap, it was solidified in water at 60 ° C. After washing with water and removing the solvent, it was rolled up and dried. The nozzle slit width of the tube-in-orifice nozzle used was an average of 60 μm, the maximum 64 μm, the minimum 57 μm, and the ratio of the maximum and minimum slit widths was 1.12. The obtained hollow fiber membrane had an inner diameter of 199.3 μm and a film thickness of 28.7 μm. A blood purifier was assembled using the hollow fiber membrane thus obtained. At this time, the size of the case was adjusted so that the hollow fiber filling rate in the blood purifier was 52 to 55 vol%. The used blood purifier was filled with pressurized air at a pressure of 0.1 MPa after module assembly, and a module having a pressure drop of 10 mm or less for 30 seconds was used for the test. The analysis results of the obtained blood purifier are shown in Table 1. Since a filter having a larger hole diameter than the nozzle slit width was used, foreign matters were clogged in the nozzle slit, and the discharge of the film forming solution was uneven, which seems to have caused a decrease in the uneven thickness of the hollow fiber membrane.
[0032]
(Comparative Example 4)
16% by weight of polyethersulfone (manufactured by Sumika Chemtex, Sumika Excel 5200P), 6% by weight of polyvinylpyrrolidone (Kollidon K-30, manufactured by BASF), 76% by weight of dimethylacetamide (manufactured by Mitsubishi Gas Chemical Company), 2% by weight of water Was dissolved at 50 ° C. and degassed under reduced pressure to obtain a film forming solution. After passing the obtained film forming solution through a 15 μm nozzle filter, the film forming solution was discharged from a tube-in orifice nozzle heated to 60 ° C. using a 30% DMAc aqueous solution as a hollow forming agent, and after passing through the air gap, It was solidified in water at 70 ° C. The nozzle slit width of the tube-in-orifice nozzle used was an average of 60 μm, the maximum 66 μm, the minimum 54 μm, and the ratio of the maximum and minimum slit widths was 1.22. After washing with water and removing the solvent, it was rolled up and dried. The obtained hollow fiber membrane had an inner diameter of 197.8 μm and a film thickness of 29.2 μm. A blood purifier was assembled using the hollow fiber membrane thus obtained. At this time, the size of the case was adjusted so that the hollow fiber filling rate in the blood purifier was 52 to 55 vol%. The used blood purifier was filled with pressurized air at a pressure of 0.1 MPa after the module was assembled, and a module having a pressure drop for 10 seconds of 30 mmAq or less was used for the test. The analysis results of the obtained blood purifier are shown in Table 1. It seems that the hollow fiber membrane has high water permeability (that is, the porosity is high), and the nozzle with a large deviation in the nozzle slit width reduces the uneven thickness of the hollow fiber membrane and the burst pressure. .
[0033]
[Table 1]
[0034]
【The invention's effect】
In a highly water-permeable hollow fiber blood purifier, by controlling the burst pressure and thickness deviation of the hollow fiber membrane, it is possible to obtain a safe and highly water-permeable hollow fiber blood purifier with little possibility of blood leakage. .
Claims (4)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003192270A JP2005021510A (en) | 2003-07-04 | 2003-07-04 | Highly permeabile hollow fiber type hemocatharsis device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003192270A JP2005021510A (en) | 2003-07-04 | 2003-07-04 | Highly permeabile hollow fiber type hemocatharsis device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2005021510A true JP2005021510A (en) | 2005-01-27 |
Family
ID=34189617
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003192270A Pending JP2005021510A (en) | 2003-07-04 | 2003-07-04 | Highly permeabile hollow fiber type hemocatharsis device |
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|---|---|
| JP (1) | JP2005021510A (en) |
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