DE3588092T2

DE3588092T2 - Gerät zur Blutbehandlung

Info

Publication number: DE3588092T2
Application number: DE3588092T
Authority: DE
Inventors: Shoji Mizutani; Nobuo Taneda
Original assignee: Teijin Ltd
Current assignee: Teijin Ltd
Priority date: 1984-11-16
Filing date: 1985-11-12
Publication date: 1996-10-02
Anticipated expiration: 2005-11-13
Also published as: DE3587795D1; EP0186293A3; DE3587795T2; DE3587787D1; EP0186293B1; CA1272139C; US4781833A; EP0186293A2; CA1272139A; EP0321448A2; DE3587787T2; US5063009A; DE3588092D1; EP0321448B1; EP0321448A3

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

1. Technischer Bereich der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Blutbehandlungsvorrichtung. Im einzelnen betrifft die vorliegende Erfindung eine mit Hohlfasern arbeitende Blutbehandlungsvorrichtung, welche Hohlfasern mit Rippen auf ihrem Außenumfang umfaßt.

2. Beschreibung des verwandten Fachgebiets

Blutbehandlungsvorrichtungen, welche Hohlfasern mit einer selektiven Durchlässigkeit umfassen, sind in der Praxis bei der Hämodialyse verwendet worden.
Insbesondere Blut-Dialysatoren, die mit Hohlfasern arbeiten, sind verstärkt für die Reinigung des Bluts von an Niereninsuffizienz leidenden Patienten verwendet worden. Bei einem solchen Blut-Dialysator werden zahlreiche durchlässige Membranen, beispielsweise Hohlfasermembranen, in ein Gehäuse gegeben, und das Blut eines Patienten wird durch die hohlen Innenräume geleitet und eine dialysierende Lösung (oder Dialysat) wird außerhalb der Membranen vorbeigeleitet, das heißt, durch die Räume zwischen den Membranen. Abfallstoffe im Blut werden mittels Dialyse durch die Hohlfasern entfernt, um die Elektrolytenkonzentration zu berichtigen, und durch das Erzeugen einer Druckdifferenz zwischen der Innen- und der Außenseite der Hohlfasern wird überschüssiges Wasser durch Ultrafiltration aus dem Blut entfernt. Ferner werden Hohlfasern zur Heilung von Autoimmunkrankheiten durch Trennen ausschließlich des Plasmas vom Blut oder durch Entfernen eines bestimmten Bestandteils aus dem abgetrennten Plasma verwendet. Hohlfasern zur Verwendung für solche Blutbehandlungen sollten die selektive Permeation von spezifischen gelösten Stoffen gemäß der beabsichtigten Verwendung ermöglichen. Die Leistung einer Hohlfaser hängt von dem Material, der Porosität (Größe und Anzahl der Poren) und der Membrandicke der Hohlfaser ab. Beispielsweise ist die Art der Bündelung einer Anzahl von Hohlfasern zur Steigerung der Dialyse- Effizienz der gesamten Membranoberfläche wichtig. Wenn zum Beispiel Hohlfasern in Längsrichtung dicht nebeneinander angeordnet sind, fließt die dialysierende Lösung nicht gleichmäßig um die Hohlfasern herum, sondern bildet besondere Durchflußwege, mit dem Ergebnis, daß die Dialyse kaum durch jene Hohlfasern durchgeführt wird, welche nicht Teil dieser Durchflußwege sind, und somit wird die ganze Dialysewirkung gemindert. Bei üblichen Dialyseverfahren ist die Differenz der Konzentration zwischen der Innen- und Außenseite der Hohlfasermembran eine Antriebskraft für den Transport der gelösten Stoffe. Demgemäß ist es notwendig, Vorkehrungen auf dem Hohlfaserkörper selbst zu treffen, damit die Dialyselösung so gleichmäßig wie möglich durch die Räume außerhalb der Hohlfaser fließt, der Bereich mit einem größeren Grenzflächenwiderstand so weit wie möglich verkleinert und die Differenz der Konzentration zwischen der Blut-Seite (die Innenseite der Hohlfaser) und der Dialyselösung-Seite (die Außenseite der Hohlfaser) vergrößert wird.
Als Mittel zur Lösung dieses Problems ist ein Verfahren vorgeschlagen worden, bei welchem durch das Vergrößern der Menge der in einem Dialysatorgehäuse enthaltenen Hohlfasern (Füllverhältnis) bis zu einem gewissen Maß einer Dialyselösung ein bestimmter Fließwiderstand entgegengesetzt wird, wodurch deren Fluß gleichmäßig gemacht wird. Ferner ist ein Verfahren vorgeschlagen worden, bei welchem Hohlfasern gekräuselt oder Hüllgarne um die Hohlfasern herum gewickelt werden, um Berührungen der Hohlfasern miteinander zu verhindern und die Leistung des Transports der gelösten Stoffe durch den Fluß der Dialyselösung zu verbessern. Diese Verfahren sind jedoch immer noch unzureichend und weitere Verbesserungen erwünscht.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Eine Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung ist daher die Lösung des obengenannten Problems und die Schaffung einer Blutbehandlungsvorrichtung mit einer hohen Effizienz der Blutbehandlung.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Schaffung einer kleindimensionierten, leistungsstarken Blutbehandlungsvorrichtung, in welcher mit Rippen versehene Hohlfasern, welche stabil und einfach hergestellt werden können, in einem optimalen Füllzustand enthalten sind.
Wir betrieben Forschungen mit dem Ziel, diese Aufgaben zu erfüllen, und als Ergebnis wurde festgestellt, daß bei einer Blutbehandlungsvorrichtung, in welcher ein Bündel von mit Rippen versehenen und sich in Längsrichtung erstreckenden Hohlfasern angeordnet ist, die Trennleistung stark verbessert ist, wenn die Gestalt der Hohlfasern und der Füllzustand der Hohlfaserbündel in geeigneter Weise angeordnet sind. Auf der Basis dieser Feststellung haben wir nun die vorliegende Erfindung vollendet.
Im einzelnen wird gemäß einem grundlegenden Aspekt der vorliegenden Erfindung eine Blutbehandlungsvorrichtung geschaffen, umfassend ein Gehäuse, welches ein Bündel Hohlfasern mit einer selektiven Permeabilität enthält, wobei jede Faser einer Mehrheit der Hohlfasern auf ihrem Außenumfang mindestens eine Rippe aufweist, welche sich in der Längsrichtung erstreckt, dadurch gekennzeichnet, daß die Zahl der Rippen im Bereich von 1 bis 10 liegt, daß die prozentuale Belegung y in dem Gehäuse durch die Fasern, bestimmt als die Umfangsfläche aller Hohlfasern, ausgenommen die Rippenbereiche, in einer Schnittebene quer zur Axialrichtung des Hohlfaserbündels innerhalb der inneren Wandung des Gehäuses, innerhalb des durch die Formel definierten Bereichs liegt:
41 - 3,1 x α ≤ y ≤ 61 - 3,1 x α (I)
worin für die mittlere Rippenzahl pro Hohlfaser in dem Hohlfaserbündel steht und α das Verhältnis H/d der mittleren Rippenhöhe H in µm in dem Hohlfaserbündel zu dem mittleren Außendurchmesser d in µm der Hohlfasern ohne Berücksichtigung der Rippenbereiche bedeutet;
daß die Vorrichtung eine Polymertrennwand zum Haltern eines jeden Endes des Hohlfaserbündels in dem Gehäuse umfaßt;
daß die Verteilung der Hohlfasern in mindestens einer Schnittebene senkrecht zur Axialrichtung des Hohlfaserbündels in der Trennwandung des Gehäuses den Erfordernissen gemäß der Formel genügt:
/ ≤ 0,1
worin für den Mittelwert der Zahl der Hohlfasern in einem Flächenbereich von 4 mm² an 20 zufälligen Stellen steht, an denen Hohlfasern in dieser mindestens einen Schnittebene vorhanden sind, und worin a die Standardabweichung der Zahl der Hohlfaser bedeutet;
und daß die Wiederbefeuchtungsdehnung der Fasern innerhalb des Gehäuses weniger als 3 % beträgt.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Figuren 1, 2, 3, 4 und 5 sind vergrößerte Schnitte zur Veranschaulichung von Hohlfasern, welche bei der vorliegenden Erfindung mit hohem Nutzen verwendet werden.
Die Figuren 6, 7 und 8 sind Diagramme zur Veranschaulichung von Beispielen der Gestalt der Düse zum Spinnen von Hohlfasern, welche bei der vorliegenden Erfindung mit hohem Nutzen verwendet werden.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Die vorliegende Erfindung wird nun in näheren Einzelheiten beschrieben. Das charakteristischste Merkmal der vorliegenden Erfindung liegt in der Entdeckung, daß bei der Verwendung von Hohlfasern mit Rippen die Anzahl der einzufüllenden Hohlfasern stark verringert werden kann und daß, wenn die Konfigurationen der mit Rippen versehenen Hohlfasern, das heißt, die Anzahl und Höhe der Rippen, sowie die Menge der in das Gehäuse zu füllenden Hohlfasern spezifische Anforderungen erfüllen, die Dialyseleistung pro Einheit der wirksamen Fläche der Hohlfasern erhöht und das Einfüllen der Hohlfasern in das Gehäuse stark vereinfacht wird.
Der in dieser Beschreibung verwendete Begriff "durch die Umfangsflächen bestimmte Schnittebenen" bezieht sich auf die Schnittebenen der radialen Dicke plus des hohlen Kerns der Hohlfaser, ausgenommen die Rippenbereiche.
Bei der vorliegenden Erfindung beträgt die Anzahl x der Rippen auf der Hohlfaser wenigstens 1. Wenn jedoch die Anzahl x der Rippen 11 oder mehr beträgt, wird die wirksame Membranfläche durch die Fußbereiche der Rippen auffällig verringert und hat eine drastische Verringerung der Leistung der Dialyse von gelösten Stoffen und des Wasserpermeationsvermögens zur Folge. Die Anzahl x beträgt gewöhnlich 1 bis 10, doch wird eine Anzahl x von 2 bis 7, insbesondere von 3 bis 6, bevorzugt.
Bei der vorliegenden Erfindung ist α ein Parameter, welcher die Rippenhöhe anzeigt. Wenn eine Vielzahl von Rippen mit unterschiedlichen Höhen ausgebildet wird, wird der arithmetische Mittelwert verwendet. Hinsichtlich der Trennleistung wird ein Wert α von 0,01 bis 0,8 und insbesondere von 0,03 bis 0,2, bevorzugt.
Die Querschnitte typischer Beispiele der mit Rippen versehenen und bei der vorliegenden Erfindung mit großem Nutzen verwendeten Hohlfaser sind in den Figuren 1 bis 5 gezeigt.
Andere Dimensionen der Hohlfaser sind für die vorliegende Erfindung nicht besonders wichtig. Vorzugsweise beträgt jedoch der Außendurchmesser d 100 bis 400 µm, insbesondere 200 bis 300 µm, die Membrandicke h des Bereichs ohne Rippen 5 bis 50 µm, insbesondere 5 bis 30 µm, ganz besonders bevorzugt 10 bis 25 µm, und die Rippenhöhe H 5 bis 100 µm, besonders bevorzugt 9 bis 60 µm. Desweiteren ist die Breite W des Fußbereichs der Rippe vorzugsweise schmaler als die Breite des oberen Bereichs. Normalerweise neigt der Fußbereich nach dem Extrudieren der Spinnlösung aus einer Spinndüse dazu, sich aufgrund der Oberflächenspannung auszudehnen. Vorzugsweise beträgt die Breite W 15 bis 50 µm, insbesondere 20 bis 40 µm. Liegt die Breite innerhalb dieses Bereichs, so hat die Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs eine gute Kreisform, und wenn die Hohlfaser für einen Blut-Dialysator verwendet wird, tritt nur ganz geringfügige Blutgerinnung in der Hohlfaser ein und fast kein Blut bleibt in der Hohlfaser zurück.
Die Gestalt des Schnitts durch die Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs ist nicht auf eine kreisförmige Gestalt beschränkt, sondern kann auch eine ellipsenähnliche Schnittform aufweisen. Bei einem ellipsenähnlichen Schnitt ist der Außendurchmesser d ein Mittelwert zwischen dem langen Durchmesser und dem kurzen Durchmesser. Ferner können die Rippen auf dem Umfang der Hohlfaser eine Spiralform besitzen.
Falls mehrere Rippen auf einer Hohlfaser ausgebildet sind, können die jeweiligen Rippen dieselbe oder unterschiedliche Höhen H oder Breiten W aufweisen. Mindestens zwei Hohlfasern können durch Rippen verbunden sein. In diesem Fall beträgt jedoch die Anzahl der verbundenen Hohlfasern vorzugsweise 2.
Bei der Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung hat das Gehäuse vorzugsweise eine kreisförmige Gestalt und in diesem Fall wird das obengenannte Belegungsverhältnis y durch die folgende Formel (II) ausgedrückt:
y = (Nd²/D²) x 100 (%) (II)
worin D für den Innendurchmesser (µm) des Gehäuses steht, in welches das Hohlfaserbündel eingefüllt ist, worin d für den mittleren Außendurchmesser (µm) der Hohlfasern ohne Berücksichtigung der Rippenbereiche in dem Hohlfaserbündel steht, und worin N für die Anzahl der in dem Gehäuse enthaltenen Hohlfasern steht.
Die Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung wird vorzugsweise als ein Blut-Dialysator verwendet. In diesem Fall liegt unter dem Gesichtspunkt der Effizienz der Blutbehandlung die Leistung UFR der Wasserpermeation der Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs vorzugsweise im Bereich von 1,0 bis 30,0 ml/h mmHg, insbesondere 3,0 bis 10,0 ml/h mmHg.
Der Wert y wird allgemein als "Hohlfaserfüllverhältnis" bezeichnet, und der Wert y beträgt vorzugsweise 40 bis 60 %. Bei der Verwendung von Hohlfasern mit Rippen kann zum Erreichen der vorgegebenen Blutbehandlungsleistung das Hohlfaserfüllverhältnis, das heißt, die Anzahl der einzufüllenden Hohlfasern, verringert werden. Wenn die Anzahl der Rippen groß ist, wird das Ausmaß der Verringerung erhöht, solange der Wert x innerhalb des obengenannten Bereichs liegt. Die Wirkung ist groß, wenn die Anzahl der Hohlfasern hoch ist, obwohl das Verhalten in einem gewissen Maß von der Rippenhöhe beeinflußt wird.
Diese Verringerung der Hohlfasern in dem Blutbehandlungsgehäuse ist hauptsächlich auf die Tatsache zurückzuführen, daß die Dialyseleistung durch das Erhöhen des Koeffizienten des Transports der gelösten Stoffe zu der Dialyselösung zum Zeitpunkt der Dialyse in hohem Maß verbessert wird.
Bekanntlich sind die Koeffizienten für den Transport von Harnstoff, Kreatin und Harnsäure aus dem Blut in die Dialyselösung an der Dialyseleistung beteiligt. Der Koeffizient Ko des gesamten Transports von gelösten Stoffen des Dialysators steht folgendermaßen in Beziehung mit dem Koeffizienten Kb des Transports von gelösten Stoffen in der Grenzschicht auf der Blut- Seite, dem Koeffizienten Km des Transports von gelösten Stoffen in der Hohlfasermembran und dem Koeffizienten Kd für den Transport von gelösten Stoffen in der Grenzschicht auf der Dialyselösung-Seite:
1/Ko = 1/Kb + 1/Km + 1/Kd.
Um Ko zu erhöhen, ist das Ergreifen von Maßnahmen zum Erhöhen von Kb, Km und Kd erforderlich.
Bei der die Bedingung der obengenannten Formel (I) erfüllenden Blutbehandlungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist der Fluß der Dialyselösung zwischen den Hohlfasern sehr gleichmäßig verteilt, wenn die Hämodialyse bei 37ºC in dem Zustand durchgeführt wird, bei welchem die mittlere Fließgeschwindigkeit der Dialyselösung in dem mit Hohlfaserbündeln gefüllten Gehäuse 1,8 cm/sec beträgt und wenn der Koeffizient Kd von gelösten Stoffen für Harnstoff auf der Dialyselösung-Seite mindestens 1/12, vorzugsweise mindestens 1/5 und besonders bevorzugt mindestens 1/2 beträgt. Diese Wirkung gleicht die Verringerung der wirksamen Fläche in den Fußbereichen der Rippen aus, und die Dialyseleistung des Dialysators im Ganzen ist gegenüber der erzielten Dialyseleistung, wenn auf den Hohlfasern keine Rippen ausgebildet sind, stark verbessert.
Da Rippen auf den Umfangsbereichen von Hohlfasern ausgebildet sind, werden Berührungen der Hohlfasern miteinander oder enges Annähern der Hohlfasern aneinander verhindert und die Dialyselösung wird gleichmäßig zwischen den Hohlfasern verteilt. Ferner trägt die Erhöhung der Blutgeschwindigkeit durch das Verringern der Anzahl der Hohlfasern zu einer Erhöhung von Kb bei. Das heißt, Kb kann durch das Erhöhen der Blutgeschwindigkeit in den Hohlfasern erhöht werden, und wenn die Anzahl der Hohlfasern in einem langen Gehäuse verringert wird, kann eine vorteilhafte Behandlung erzielt werden.
Wenn die erfindungsgemäße Blutbehandlungsvorrichtung ein Blut- Dialysator ist, in welchem Blut mit einer normalen Blutgeschwindigkeit von 200 cm³/min durch die Innenbereiche der Hohlfasern geleitet wird, ist die Anzahl von Hohlfasern kleiner als bei einem normalen Blut-Dialysator und beträgt 3000 bis 11000, vorzugsweise 4000 bis 9000.
Vorzugsweise weist die bei der vorliegenden Erfindung verwendete Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs eine geringe Dicke, das heißt, einen großen Km-Wert auf. Im übrigen weist diese Hohlfaser eine gute Formbeständigkeit während ihrer Herstellung bzw. während des Einfügens der Hohlfaser in die Blutbehandlungsvorrichtung und während der tatsächlichen Verwendung der Blutbehandlungsvorrichtung auf.
Außerdem gibt es selbst im Falle der Verwendung von Hohlfasern mit Rippen einen niedrigeren Grenzwert für das durch die obengenannte Formel (I) repräsentierte Hohlfaserfüllverhältnis y, und wenn die Anzahl der Hohlfasern zu gering ist, liegt ein hohlfaserfreier Raum vor und ein Kurzschluß der Strömung der Dialyselösung wird gebildet. Es wurde festgestellt, daß die kritische Grenze durch die linke Seite der Formel (I) ausgedrückt wird. Andererseits kann bei einem zu hohen Verhältnis y das Einfügen oder Einfüllen der Hohlfasern in das Gehäuse schwierig werden, und es wurde außerdem festgestellt, daß bei einem übermäßigen Einfüllen von Hohlfasern in dem Gehäuse ein lokaler Kurzschluß der Strömung der Dialyselösung gebildet und die Effizienz der Dialyse ziemlich verringert wird. Diese obere Grenze wird durch die rechte Seite der Formel (I) ausgedrückt. Festgestellt wurde auch, daß, wenn die Bedingung der Formel (I) erfüllt wird, die mit Rippen versehenen Hohlfasern gegenüber herkömmlichen runden Hohlfasern ausgezeichnete Wirkungen zeigen.
Bei einem Vergleich der die obengenannten Erfordernisse erfüllenden erfindungsgemäßen Blutbehandlungsvorrichtung mit einer herkömmliche runde Hohlfasern enthaltenden Blutbehandlungsvorrichtung erweist sich die Effizienz der Dialyse als stark verbessert. Beispielsweise betragen im Falle der erfindungsgemäßen Blutbehandlungsvorrichtung bei einer mittleren Blutgeschwindigkeit in den Hohlfasern von 1,2 cm/sec die mittlere Fließgeschwindigkeit der Dialyselösung außerhalb der Hohlfasern 1,8 cm/min und die Temperatur 37ºC, und der Koeffizient Ko für den Transport von gelösten Stoffen für Harnstoff mindestens 1/15 cm/min, vorzugsweise mindestens 1/6 cm/min.
Als das Material der für die in der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfasermembran können Cellulosen, Celluloseester, Polyamide, Polyacrylnitril, Polycarbonate, Polymethylmethacrylat, Polyolefine, Polysulfone, Polyethersulfone sowie Copolymere und Mischungen hiervon erwähnt werden.
Als das für die Trennwandung verwendete Harz können alle herkömmlicherweise für Blutbehandlungsvorrichtungen dieser Art verwendeten Harze verwendet werden. Zum Beispiel können vorzugsweise ein Polyurethanharz und ein Silikonharz verwendet werden.
Bei der Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung wird bevorzugt, daß die Verteilung von Hohlfasern in wenigstens einer der Schnittebenen senkrecht zu der axialen Richtung des Hohlfaserbündels in der Trennwandung des Gehäuses, an welchem beide Enden des Hohlfaserbündels mittels eines Harzes befestigt sind, die durch die folgende Formel (III) repräsentierte Bedingung erfüllen:
/ ≤ 0,1 (III)
worin für den Mittelwert der Anzahl der Hohlfasern in einem Flächenbereich von 4 mm² an 20 zufälligen Stellen steht, an denen Hohlfasern in mindestens einer Schnittebene vorhanden sind, und worin die Standardabweichung der Anzahl der Hohlfasern bedeutet.
Die wenigstens eine zu der axialen Richtung des Hohlfaserbündels vertikal angeordnete Schnittebene in der Trennwandung kann jede hohlfaserhaltige Schnittebene in der Trennwandung sein, an welcher die Endbereiche des Hohlfaserbündels mittels eines Harzes befestigt sind. Bei der Behandlungsvorrichtung zur Blutreinigung des Typs, bei welchem Blut durch die Innenbereiche von Hohlfasern geleitet wird, wird bevorzugt, daß jene mindestens eine Schnittebene eine Schnittebene in der Trennwandung auf der Blut-Einlaßseite, besonders bevorzugt eine Schnittebene im Blut-Einlaßbereich ist, zu welchem hin die Hohlfasern geöffnet sind. Im Falle einer Blutreinigungsvorrichtung vom Dialysetyp, welche mit einem Einlaß für eine Dialyselösung versehen ist, wird bevorzugt, daß jene mindestens eine Schnittebene in der Trennwandung in der Nähe des Einlasses für eine Dialyselösung liegt.
In der Formel (III) repräsentiert den Mittelwert der Anzahl x von Hohlfasern in einem Flächenbereich von 4 mm² an 20 zufälligen Stellen, an denen Hohlfasern in jener mindestens einen Schnittebene vorhanden sind, und bedeutet die Standardabweichung der Anzahl x der Hohlfasern. Die Messung der Anzahl x der Hohlfasern wird in dem Bereich, in dem Hohlfasern vorhanden sind, der vorher bestimmten und durch Schneiden je nach Notwendigkeit freigelegten Schnittebene der Trennwandung unter Verwendung eines mit einer Skala versehenen optischen Mikroskops durchgeführt.
Wenn die Schnittebene einer Hohlfaser mittels einer Skale mit einem Flächenbereich von 4 mm² in dem Mikroskop geteilt wird, wird das Verhältnis des von der Skala eingeschlossenen Bereichs zu der gesamten Schnittebene der Hohlfaser berechnet und die Summe der in der Skala eingeschlossenen Hohlfasern gezählt. Demgemäß ist der Wert x keine ganze Zahl, sondern normalerweise eine Zahl mit einem Dezimaibruch. Wenn der Wert x an zwanzig zufälligen Stellen in der Schnittfläche der Hohlfasern und des Klebstoffs gemessen und die Beziehung von / ≤ 0,1 zwischen dem Mittelwert und der Standardabweichung hergestellt wird, wie im voranstehenden aufgezeigt, wird die Dialyseleistung der Blutbehandlungsvorrichtung erhöht und kaum Blut in der Vorrichtung zurückbehalten. Wenn die obengenannte Bedingung nicht erfüllt wird, treten hier und dort leere Bereiche, in denen kaum Hohlfasern vorhanden sind, und Bereiche mit dichten Ansammlungen von Hohlfasern auf, und sowohl im Blut als auch in der Dialyselösung treten Kanalbildungen auf. Wenn die Bedingung erfüllt ist, wird die Menge des verbleibenden Bluts besonders stark verringert und es können ausgezeichnete Wirkungen erzielt werden.
Wenn die erfindungsgemäße Blutbehandlungsvorrichtung als Blut- Dialysator verwendet wird, sollten die meisten der Hohlfasermembranen vorzugsweise Membranen von Hohlfasern mit wenigstens zwei sich in der Längsrichtung des Umfangs hiervon erstreckenden Rippen sein, und die gesamte wirkungsvolle Membranfläche S (m²), der Ultrafiltrationskoeffizient UFR (ml/h mmHg) und die Harnstoff-Clearance (oder Harnstoff-Dialysance) CLU (ml/min) des Dialysators sollten eine der folgenden Voraussetzungen (IV) bis (VI) erfüllen:
(IV) UFR/S ≤ 6 und CLU/UFR ≥ 30, wenn 0,5 ≤ S ≤ 1,0;
(V) UFR/S ≤ 5 und CLU/UFR ≥ 30 wenn 1,0 ≤ S ≤ 1,6; und
(VI) UFR/S ≤ 4 und CLU/UFR ≥ 25 wenn 1,6 ≤ S ≤ 2,5.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Blutbehandlungsvorrichtung wie oben beschrieben vorgesehen, in welcher die Hohlfasermembranen aus einer Cellulose bestehen, wobei die Dicke der Membranen mit Ausnahme der Rippenbereiche weniger als 30 µm und die wirksame Membranf läche wenigstens 0,5 m² beträgt. Gemäß einer anderen bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Blutbehandlungsvorrichtung wie oben beschrieben vorgesehen, in welcher die Hohlfasermembranen aus einem halbsynthetischen oder synthetischen Polymer wie etwa einem Celluloseester, Polymethylmethacrylat, einem Ethylen/Vinylalkoholcopolymer, Polyacrylnitril, einem Polycarbonatpolysulfon oder einem Polyethersulfon bestehen, die Dicke der Hohlfasermembranen ohne Berücksichtigung der Rippenbereiche weniger als 50 µm und die wirksame Membranfläche wenigstens 0,7 m² beträgt.
Wenn der UFR/S-Wert in jedem Fall die Obergrenze überschreitet, insbesondere wenn der UFR/S-Wert 6 übersteigt, ist das Einstellen der Wasserentfernung bei der Dialyse schwierig und oft wird ein übermäßiges Entfernen von Wasser verursacht. Liegt der CLU/UFR-Wert in jedem der Fälle (IV) bis (VI) unter der Untergrenze, und insbesondere bei einem CLU/UFR-Wert unter 25, kann keine befriedigende Dialysewirkung erzielt werden, im Körper sammeln sich allmählich Abfallstoffe an und häufig wird das Auftreten einer sogenannten Unterdialyse bewirkt.
Selektiv durchlässige Hohlfasern, welche für die Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung verwendet werden, können je nach Bedarf mehrere Kräuselungen aufweisen. Vorzugsweise beträgt die Amplitude (Wellenhöhe) der Kräuselung 1 bis 500 %, besonders bevorzugt 20 bis 200 %, des Außendurchmessers d der Hohlfasern. Wenn die Amplitude geringer als 1 % von d ist, wird durch die Kräuselung keine besondere Wirkung erreicht. Übersteigt die Amplitude 500 % von d, wird der Strömungswiderstand in den Hohlfasern erhöht und wenn die Hohlfasern für die Blutbehandlung verwendet werden, kann leicht Blut in den Hohlfasern zurückbleiben. Vorzugsweise beträgt die Wellenlänge der Kräuselung der erfindungsgemäßen Hohlfasern das 5- bis 1000fache, noch bevorzugter das 50- bis 500fache, des Aussendurchmessers d der Hohlfasern.
Falls gewünscht, können bei der erfindungsgemäßen Blutbehandlungsvorrichtung die selektiv durchlässigen Hohlfasern eine Vielzahl von Rippen aufweisen, bei welchen die mittlere Höhe der jeweiligen Rippen erheblich verschieden und/oder der Abstand zwischen zwei benachbarten Rippen erheblich verschieden ist. Ferner haben selektiv durchlässige Hohlfasern mindestens drei Rippen, mehrere selektiv durchlässige Hohlfasern sind durch die Rippen miteinander verbunden, und die mittlere Höhe derjenigen anderen Rippen, welche nicht die Hohlfasern miteinander verbinden, ist wesentlich verschieden und/oder der Abstand zwischen zwei benachbarten Rippen ist erheblich verschieden.
Besonders bevorzugt ist eine Hohlfaser mit mehreren Rippen, bei welchen die mittlere Höhe der höchsten Rippe das 1,5- bis 10fache, insbesondere das 2- bis 5fache, der mittleren Höhe der niedrigsten Rippe beträgt, weil keine Berührung oder enges Annähern der Hohlfasern bewirkt wird, fast keine abgedichteten Räume zwischen den Rippen oder zwischen den Rippen und der Hohlfaserwandung gebildet werden und das Fluid frei fließen kann.
Ferner beträgt bei einer Vielzahl von Rippen der maximale Wert des Abstands zwischen zwei benachbarten Rippen vorzugsweise das 1,5- bis 10fache, insbesondere das 2- bis 5fache, des minimalsten Wertes des Abstands zwischen zwei benachbarten Rippen. Im Fall von Hohlfasern mit solchen Rippen werden in einer Blutbehandlungsvorrichtung mit diesen darin eingefüllten Hohlfasern Berührungen oder ein enges Annähern kaum verursacht und zwischen den Rippen oder der Rippe und der Hohlfasermembran wird kaum ein abgedichteter Raum gebildet, und das Fließvermögen des Fluids außerhalb der Hohlfaser ist stark verbessert. Der Abstand zwischen zwei benachbarten Rippen ist eine kürzeste Entfernung zwischen den Mitten zweier benachbarter Rippen entlang des Umfangs der Außenwand der Hohlfaser.
Selektiv durchlässige Hohlfasern mit Rippen, welche für die Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung mit hohem Nutzen verwendet werden, können vorteilhafterweise durch Extrudieren einer Spinnflüssigkeit aus einer Spinndüse für mit Rippen versehene Hohlfasern, die eine geeignete Konfiguration hat, so daß die Viskosität der Flüssigkeit an der Düse 100 bis 10000 Poise (im folgenden als P bezeichnet), hergestellt werden.
Die Spinnlösung für Hohlfasern befindet sich im flüssigen Zustand, und nach dem Extrudieren aus der Spinndüse neigt die Flüssigkeit des Rippenbereichs dazu, sich aufgrund der Oberflächenspannung zum Fußbereich hin zu sammeln. Um diese Neigung einzuschränken, sind eine Erhöhung der Viskosität der Spinnflüssigkeit zum Zeitpunkt des Extrudierens aus der Düse und ein Verkürzen der zur Bildung der Gestalt der Hohlfaser benötigten Zeit erforderlich. Als Ergebnis der zur Lösung dieses Problems betriebenen Forschungen wurde festgestellt, daß zum Erhalten von nicht-kreisförmigen, mit Rippen versehenen Hohlfasern, welche zum Reinigen von Blut verwendet werden können und eine solche Gestalt haben, daß bei ihrer Verwendung für die Hämodialyse ein gleichmäßiges Fließen der Dialyselösung bewirkt und ein ausreichender Dialyseeffekt erzielt wird, ohne die wirksame Fläche der Hohlfasermembran wesentlich zu verringern, eine Schmelzviskosität der Spinnflüssigkeit an der Spinndüse von 100 bis 10000 P wichtig ist.
Zum Spinnen von mit Rippen versehenen Hohlfasern wird normalerweise eine Spinndüse wie in Figur 6 gezeigt verwendet. Ein Gas oder eine Flüssigkeit zur Bildung des hohlen Bereichs wird aus einem Bereich 1 extrudiert und die Spinnlösung des Materials zur Bildung der Hohlfasermembran wird aus einem Bereich 2 extrudiert. Danach wird die extrudierte Spinnflüssigkeit gekühlt und verfestigt, und die Gestalt der Hohlfaser ist festgelegt. Düsen wie in den Figuren 7 und 8 gezeigt können als Mittel zum Verengen des Fußes des Rippenbereichs verwendet werden. Beträgt die Viskosität der Spinnflüssigkeit weniger als 100 P, wird die Gestalt der Rippe nicht normal fixiert und die angestrebte Wirkung nicht in ausreichendem Maß erzielt.
Wenn andererseits die Schmelzviskosität der Spinnflüssigkeit zu hoch ist und 10000 P übersteigt, wird der Druckverlust an der Extrusionsöffnung der Spinndüse verstärkt und ein mechanisches Problem tritt auf, so daß es unmöglich ist, das Extrudat gleichmäßig zu verstrecken (strecken). Dementsprechend tritt während des Spinnens leicht ein Bruch der Faser auf, eine ungleichmäßige Dicke wird bewirkt und konstantes Spinnen ist unmöglich.
Besonders bevorzugt wird eine Viskosität der Spinnflüssigkeit an der Spinndüse von 300 bis 2000 P, insbesondere 500 bis 1,500 P. Liegt die Viskosität der Spinnflüssigkeit innerhalb dieses Bereichs, so ist die Gestalt der Rippen korrekt fixiert und ein stabiles Spinnen kann durchgeführt werden. In der vorliegenden Erfindung ist mit der Viskosität der Spinnflüssigkeit beim Spinnen die Viskosität der Spinnflüssigkeit an der Spinndüse, strenggenommen am Auslaß der Spinndüse, gemeint.
Ist die für das Verfestigen der extrudierten Hohlfaser benötigte Zeitspanne zu lang, selbst wenn die Viskosität der Spinnflüssigkeit bei der Extrusion aus der Düse innerhalb eines geeigneten Bereichs liegt, wird durch die Oberflächenspannung der Spinnflüssigkeit eine Deformation begünstigt und der Rippe kann keine klar ausgeprägte Gestalt gegeben werden. Um die Gestalt des Extrudats mit klar ausgeprägten Konturen festzulegen, sollte das Extrudat nach der Extrusion vorzugsweise sofort gekühlt und verfestigt werden. Beim normalen Schmelzspinnen liegt der sogenannte Verfestigungspunkt, an dem das Extrudat sein Fließvermögen verliert und seine Schwächung aufgrund der Wikkelspannung nicht weiter voranschreitet, ungefähr 10 cm von der Düse entfernt. Jedoch wurde festgestellt, daß zum Erhalten einer mit Rippen versehenen Hohlfaser zum Reinigen von Blut, wie in der vorliegenden Erfindung beabsichtigt, der Verfestigungspunkt vorzugsweise innerhalb eines 40 cm von dem oberen Ende der Düse entfernten Bereichs liegt. Besonders bevorzugt wird ein Abstand zwischen dem Verfestigungspunkt und dem oberen Ende der Düse von 5 bis 40 cm, insbesondere von 10 bis 25 cm. Liegt der Abstand in diesem Bereich, kann das Spinnen sehr glatt durchgeführt werden.
Das Verstreckungsverhältnis, als eine weitere Bedingung für das Spinnen, beträgt bei der vorliegenden Erfindung vorzugsweise 20 bis 200 und ganz besonders bevorzugt 40 bis 100. Liegt das Verstreckungsverhältnis innerhalb dieses Bereichs, kann eine mit Rippen versehene Hohlfaser mit einer vorher bestimmten Gestalt auf stabile Weise erhalten werden.
Die bei dem Herstellungsverfahren der vorliegenden Erfindung verwendete Spinnflüssigkeit besteht hauptsächlich aus einem thermoplastischen Polymer, doch können in der Spinnflüssigkeit auch Zusatzstoffe enthalten sein. Als das thermoplastische Polymer werden vorzugsweise ein Celluloseester, Polyethylen, Polypropylen, Polyethylenterephthalat, Polymethylmethacrylat und ein Polyethersulfon verwendet. Als Zusatzstoffe können Polyole wie etwa Polyalkylenglycole, Glycerin und Glycole mit einer Kette aus Ethylen und/oder Propylen im Molekül, Weichmacher wie etwa Sulforan, Caprolacton, Dimethylsulfoxid und Mischungen hiervon, sowie thermoplastische Polymere wie oben genannt und andere thermoplastische Polymere erwähnt werden. Die Zusammensetzung der Spinnflüssigkeit wird gemäß der erforderlichen Durchlässigkeit und der Viskosität beim Spinnen geeigneterweise ausgewählt.
Bei dem Herstellungsprozeß von Fasern zur Verwendung in einer Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung wird die selektive Durchlässigkeit durch Verstrecken der gesponnenen und verfestigten Hohlfaser, Entfernen der Zusatzstoffe durch Extrahieren oder einer chemischen Behandlung wie beispielsweise Verseifen erhalten. Eine geeignete Behandlung wird gemäß der Zusammensetzung der Spinnflüssigkeit ausgewählt, doch kann jede übliche Behandlung angewandt werden und das Behandlungsverfahren ist nicht besonders wichtig.
Die Gestalt der mit Rippen versehenen Hohlfaser ist nicht von besonderer Bedeutung. Die Anzahl der Rippen beträgt 1 bis 10, vorzugsweise 2 bis 7, und der Außendurchmesser d beträgt 100 bis 500 µm, vorzugsweise 200 bis 300 µm. Die Dicke (h) des rippenlosen Bereichs beträgt 5 bis 50 µm und vorzugsweise 10 bis 40 µm. Die Rippenhöhe H liegt praktischerweise in dem Bereich von 10 bis 65 µm.
Die in einer Blutbehandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung verwendete selektiv durchlässige Hohlfaser vom Cellulosetyp kann ein Polymer vom Cellulosetyp als Hauptbestandteil umfassen. Als das Polymer vom Cellulosetyp können Cellulose, Celluloseacetate wie etwa Cellulosediacetat und Cellulosetriacetat, Cellulosepropionat, Cellulosebutyrat, Celluloseacetatbutyrat und Cellulosenitrat erwähnt werden. Diese Polymere vom Cellulosetyp können einzeln oder in der Form einer Mischung von zwei oder mehreren von ihnen verwendet werden. Cellulose und Celluloseester wie etwa Cellulosediacetat und Cellulosetriacetat werden als das Polymer vom Cellulosetyp bevorzugt.
Das in der vorliegenden Erfindung verwendete Celluloseesterpolymer ist dadurch gekennzeichnet, daß der mittlere Polymerisationsgrad mindestens 150 beträgt. Der mittlere Polymerisationsgrad, auf welchen in dieser Beschreibung Bezug genommen wird, bezeichnet einen Wert, welcher durch Teilen der massengemittelten Molekülmasse durch das Molekulargewicht der periodischen Einheiten des Polymers erhalten wird. Als Möglichkeiten zur Bestimmung der massengemittelten Molekülmasse können die Gelchromatographie, die Messung des Viskositätskoeffizienten, die Messung des Sedimentationsgleichgewichts und die Lichtstreuungsmethode genannt werden.
Wenn der mittlere Polymerisationsgrad des Polymers vom Cellulosetyp niedriger ist als 150, kann eine selektiv durchlässige Hohlfaser vom Cellulosetyp mit hohen Rippen schwerlich erhalten werden, und eine Hohlfaser mit geringer Wiederbefeuchtungsdehnung kann ebenfalls kaum erhalten werden. Vorzugsweise beträgt der mittlere Polymerisationsgrad mindestens 160, besonders bevorzugt mindestens 170. Die Obergrenze des mittleren Polymerisationsgrads ist von keiner besonderen Bedeutung, doch unter dem praktischen Gesichtspunkt wird ein Polymerisationsgrad von weniger als 230, insbesondere von weniger als 200, bevorzugt.
Die in der vorliegenden Erfindung verwendete Hohlfaser vom Cellulosetyp kann als Hauptbestandteil ein Polymer vom Cellulosetyp wie oben beschrieben umfassen. Der Gehalt an dem Polymer vom Cellulosetyp beträgt mindestens 50 %, vorzugsweise mindestens 70 %. Andere Bestandteile sind von keiner großen Bedeutung, und als Beispiele können organische Polymere wie etwa Polymethylmethacrylat, Polyethylen, Polypropylen, Polyacrylnitril und Polyvinylalkohol erwähnt werden.
Die in der vorliegenden Erfindung verwendete Hohlfaser vom Cellulosetyp weist auf ihrem Umfang angeordnete Rippen auf, welche sich in ihrer Längsrichtung erstrecken, und die Hohlfaser ist dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis H/W der Rippenhöhe H und der Rippenbreite W wenigstens 0,5 beträgt. Ist das Verhältnis H/W geringer als 0,5, kann kaum verhindert werden, daß sich die Hohlfasern berühren, wenn sie in die Fluid-Trennvorrichtung eingefüllt werden. Bevorzugt wird ein Verhältnis H/W von mindestens 0,8. Im übrigen ist die Rippenbreite W die Breite der Rippe auf halber Höhe der Rippenhöhe H.
Bei der vorliegenden Erfindung beträgt die Anzahl x der Rippen der Hohlfaser mindestens 1. Wenn jedoch die Anzahl x der Rippen 11 oder größer ist, wird der wirksame Membranbereich durch die Fußbereiche der Rippen auffallend verkleinert, was zur Folge hat, daß der Leistungsgrad der Dialyse von gelösten Stoffen und der Permeation von Wasser des Blut-Dialysators drastisch verringert werden. Die Anzahl x beträgt üblicherweise 1 bis 10, doch vorzugsweise beträgt die Anzahl x 2 bis 8, besonders bevorzugt 3 bis 7.
Vorzugsweise beträgt der Außendurchmesser d der in der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfaser 100 bis 400 µm, besonders bevorzugt 200 bis 300 µm, und die Dicke h des rippenlosen Bereichs der Hohlfaser beträgt 5 bis 50 µm, bevorzugter 5 bis 30 µm, und ganz besonders bevorzugt 10 bis 25 µm. Ferner beträgt die Rippenhöhe H vorzugsweise 5 bis 100 µm, besonders bevorzugt 9 bis 60 µm, und das Verhältnis H/d 0,5 bis 3, besonders bevorzugt 1 bis 2. Desweiteren wird ein Verhältnis H/d der mittleren Rippenhöhe H (um) zu dem mittleren Außendurchmesser d der Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs von 0,01 bis 1 bevorzugt, noch bevorzugter von 0,02 bis 0,5, und ganz besonders bevorzugt von 0,03 bis 0,2.
Vorzugsweise ist die Breite des Fußbereichs der Rippe schmaler als die Breite des oberen Bereichs. Jedoch neigt normalerweise der Fußbereich nach dem Extrudieren der Spinnlösung aus der Düse dazu, sich aufgrund der Oberflächenspannung der Spinnlösung auszudehnen. Die Breite W des Fußbereichs beträgt 15 bis 50 µm, vorzugsweise 20 bis 40 µm.
Liegt die Breite des Fußbereichs innerhalb dieses Bereichs, so hat die Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs eine gute Kreisform, und in der Hohlfaser tritt nur ganz geringfügige Blutgerinnung ein und fast gar kein Blut bleibt in der Hohlfaser zurück. Falls mehrere Rippen auf einer Hohlfaser ausgebildet sind, können die jeweiligen Rippen dieselbe oder unterschiedliche Höhen H bzw. Breite B aufweisen. Ferner können sich wenigstens Teile der Rippen spiralförmig auf der äußeren Oberfläche der Hohlfasern erstrecken, oder die Rippen können teilweise unterbrochen sein.
Die in der vorliegenden Erfindung verwendete Hohlfaser ist dadurch gekennzeichnet, daß die Wiederbefeuchtungsdehnung geringer als 3 % ist. Überschreitet die Wiederbefeuchtungsdehnung 3 %, wenn die Hohlfaser in die Blutbehandlungsvorrichtung in einem im wesentlichen trockenen Zustand gefüllt und dann mit Wasser oder einer wäßrigen Lösung wiederbefeuchtet wird, so verlängert sich die Hohlfaser übermäßig, was zur Folge hat, daß es zwischen den Hohlfasern stellenweise zu Berührungen kommt und die Hohlfasern leicht gebogen oder gekrümmt werden. Vorzugsweise ist die Wiederbefeuchtungsdehnung geringer als 2,5 %. Die Untergrenze der Wiederbefeuchtungsdehnung ist nicht von entscheidender Bedeutung, doch wenn die Wiederbefeuchtungsdehnung mehr als 0,5 %, insbesondere mehr als 1 % beträgt, weist die Hohlfaser bei der Wiederbefeuchtung in der Fluid-Trennvorrichtung eine geeignete Dehnung auf und das Hohlfaserbündel dehnt sich durch die ganze Blutbehandlungsvorrichtung aus. Die Bestimmung der Wiederbefeuchtungsdehnung α erfolgt übrigens durch Messen der Länge l der Hohlfaser in einem im wesentlichen trockenen Zustand unter einer Belastung von 0,1 g/den, Messen der Länge l der Hohlfaser im nassen Zustand unter einer Belastung von ungefähr 0,01 g/den, und der Berechnung gemäß der Formel
α l&sub1; - l&sub2;/l x 100.
Der im wesentlichen trockene Zustand bedeutet einen Zustand mit einem Glyceringehalt von 30 bis 60 % und einem Wassergehalt von 0,5 bis 30 %, vorzugsweise 0,5 bis 9 %, welcher durch das Eintauchen der Hohlfaser in eine wäßrige Glycerinlösung und nachfolgendem Trocknen der Hohlfaser erzeugt wird.
Vorzugsweise beträgt die Zugfestigkeit im nassen Zustand der in der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfaser mindestens 0,3 g/den, die Formstabilität ist schlecht und die Hohlfaser bricht leicht während des Herstellungsprozesses oder beim Schritt des Zusammenbauens der Fluid-Trennvorrichtung. Dieses Phänomen tritt besonders dann hervor, wenn der Außendurchmes ser d 100 bis 300 µm und die Dicke 5 bis 25 µm beträgt. Die Obergrenze der Zugfestigkeit im nassen Zustand ist nicht von besonders entscheidender Bedeutung. Beispielsweise beträgt die Zugfestigkeit im nassen Zustand normalerweise bis zu 0,8 g/den.
Bei der in der vorliegenden Erfindung verwendeten Hohlfaser wird bevorzugt, daß sie eine Biegefestigkeit in dem im wesentlichen nassen Zustand von mindestens 200 mg/200 Fasern aufweist und daß der Berstdruck als Faktor, welcher den Druckwiderstand anzeigt, wenn das Innere der Hohlfaser im nassen Zustand zusammengedrückt wird, mindestens 4 kg/cm² beträgt. Wenn die Biegefestigkeit und der Berstdruck innerhalb der oben erwähnten Bereiche liegen, wird die Handhabung der Hohlfasern beim Zusammenbauen der Fluid-Trennvorrichtung erleichtert, die Längen der Hohlfaser in der Fluid-Trennvorrichtung werden leicht vereinheitlicht und die Hohlfasern brechen selten, während die Blutbehandlungsvorrichtung tatsächlich unter Kompression betrieben wird.
Die in der vorliegenden Erfindung verwendete Hohlfaser vom Cellulosetyp besitzt eine selektive Durchlässigkeit für Fluide. Beispielsweise wird bei der Verwendung der Hohlfaser des Cellulosetyps für die Hämodialyse bevorzugt, daß die Hohlfaser ohne Berücksichtigung des Rippenbereichs eine Permeationsleistung UFR für Wasser von 1,0 bis 30,0 ml/h mmHg, besonders bevorzugt von 3,0 bis 10,0 ml/h mmHg, aufweist.
Die in der vorliegenden Erfindung verwendete Hohlfaser vom Cellulosetyp mit einer solch selektiven Durchlässigkeit zeigt eine ausgezeichnete Leistung bei der Blutbehandlung sowie bei der Flüssigkeitstrennung wie etwa der Dialyse, bei der Ultrafiltration und bei der Gastrennung in einer künstlichen Lunge. Eine solche Hohlfaser ist besonders gut für ein Trennverfahren geeignet, welches die unterschiedliche Diffusionsgeschwindigkeit verwendet, beispielsweise die Dialyse, bei welcher ein guter Fließzustand des Fluids außerhalb der Hohlfaser erforderlich ist, oder für eine Blutbehandlung, bei welcher ein glattes Fließen innerhalb der Hohlfaser nötig ist. Bei einer solchen Hohlfaser kann eine weitere Membran mit einer Fähigkeit zum Trennen von Fluiden als eine unterstützende Membran auf der inneren oder äußeren Membranoberfläche gebildet werden.
Das Herstellungsverfahren der Hohlfaser vom Cellulosetyp zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß eine flüssige Mischung, welche ein Celluloseesterpolymer mit einem mittleren Polymerisationsgrad von mindestens 150 und andere Zusatzstoffe umfaßt, als Spinnflüssigkeit verwendet und diese Spinnflüssigkeit zusammen mit einem Kern- Agens aus einer Spinndüse für eine mit Rippen versehene Hohlfaser in einem Zustand extrudiert wird, in welchem die Viskosität in einem Bereich von 100 bis 10000 P liegt. Vorzugsweise beträgt die Viskosität 200 bis 5000 P, besonders bevorzugt 500 bis 3000 P, wenn es sich um ein Schmelzspinnverfahren handelt, und bei einem Halbnaß- oder Halbtrocken-Spinnverfahren oder einem Naßspinnverfahren sollte die Viskosität 200 bis 5000 P betragen. Die Schmelzviskosität wird mittels eines Fließprüfgeräts und die Viskosität der Flüssigkeit mittels eines Rotationsviskosimeters gemessen.
Sowohl ein Schmelzspinn-, Naßspinn- oder Halbnaß- oder Halbtrocken-Spinnverfahren kann als Herstellungsverfahren angewendet werden. Beim Schmelzspinnverfahren ist die Spinnflüssigkeit eine erwärmte Schmelze, und die Schmelze wird aus der Spinndüse extrudiert und gekühlt, um eine verfestigte, mit Rippen versehene Hohlfaser zu bilden. Dann wird wenigstens ein Teil des Zusatzstoffes aus der mit Rippen versehenen Hohlfaser durch ein Lösemittel extrahiert und entfernt, welches zwar nicht das Celluloseesterpolymer, aber den Zusatzstofflösen kann, und bei Bedarf wird die Hohlfaser einer Alkalibehandlung unterworfen. So kann eine mit Rippen versehene Hohlfaser des Celluloseestertyps mit einer selektiven Permeabilität erhalten werden. Wenn bei diesem Schmelzspinnverfahren die für eine wesentliche Verfestigung der Hohlfaser durch Kühlen ab dem Punkt des Extrudierens der erwärmten Lösung aus der Spinndüse erforderliche Zeit weniger als 10 Sekunden, weniger als 5 Sekunden beträgt, kann das Spinnen gleichmäßig unter Beibehaltung einer guten Gestalt der Rippe durchgeführt werden. Mit dem in dieser Beschreibung verwendeten Begriff "Verfestigung" ist der Zustand gemeint, in welchem die gesponnene Faser das Fließvermögen verliert und ihre Schwächung aufgrund der Wickelspannung nicht weiter voranschreitet. Die Verfestigung wird bestimmt, indem mittels eines Schneidegeräts eine gerade gesponnene Faser entnommen und der Endpunkt ihrer Schwächung gemessen wird.
Ein spezifisches Beispiel des Schmelzspinnverfahrens wird nun beschrieben. Eine erwärmte Spinnflüssigkeit (Schmelze oder Lösung) wird gemäß üblicher Verfahren in ein Gas oder Spinnbad extrudiert, beispielsweise aus der hohlen Öffnung einer Spinndüse mit einer Kerbe im Randbereich eines doppelten ringförmigen Bereichs, und das Spinnen wird durchgeführt, während der hohle Bereich beibehalten wird, indem Gas oder eine Flüssigkeit, welche im wesentlichen nicht in der Lage sind, das Membranmaterial aufzulösen oder damit zu reagieren, in den hohlen mittleren Bereich eingefüllt wird. Zum Beispiel wird ein Weichmacher wie Polyethylenglycol zu Flocken aus Cellulosediacetat als Zusatzstoff hinzugegeben und die Mischung geschmolzen, und die Schmelze wird aus einer hohlen Öffnung der Spinndüse in die Luft extrudiert. Dann wird Stickstoffgas in den mittleren Bereich geblasen und gleichzeitig das Extrudat gekühlt. Der Weichmacher wird aus dem erhaltenen Hohlfaserextrudat entfernt. Falls erforderlich, wird eine Verseifungsbehandlung mit Ätznatron durchgeführt. Auf diese Weise wird eine mit Rippen versehene Hohlfaser mit einer selektiven Durchlässigkeit für gelöste Stoffe hergestellt.
Als Weichmacher können Polyalkylenglycole wie Polyethylenglycol, Glycole mit einer Ethylen/Propylen-Kette im Molekül, Glycerin, Diglycerin, Sulforane, Caprolactone und Dimethylsulfoxid genannt werden. Die Menge des der Spinnlösung zugegebenen Weichmachers wird gemäß der beabsichtigten Verwendung der Hohlfaser in geeigneter Weise bestimmt. Wenn die Hohlfaser beispielsweise für die Hämodialyse verwendet wird, beträgt die Menge des Weichmachers vorzugsweise 20 bis 70 Gew.-%, besonders bevorzugt 25 bis 60 Gew.-%.
Wenn für die Herstellung der Hohlfaser zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung das Naßspinn- oder das Halbnaß- oder Halbtrocken-Spinnverfahren eingesetzt wird, umfaßt der Zusatzstoff ein Lösemittel für das Celluloseesterpolymer, und die Spinnflüssigkeit wird aus der Spinndüse extrudiert und in ein Fällbad eingetaucht. Um in der Hohlfasermembran leicht Poren zu bilden, wird vorzugsweise ein schlechtes Lösemittel für das Polymer vom Celluloseestertyp oder ein Metallsalz als porenbildendes Agens dem obengenannten Zusatzstoff hinzugefügt. Bei diesem Spinnverfahren beträgt die Zeitspanne vom Zeitpunkt der Extrusion aus der Spinndüse bis zum Zeitpunkt des Eintauchens in das Fällbad vorzugsweise bis zu 5 Sekunden, besonders bevorzugt bis zu 1 Sekunde. Die Arten und Mengen des Lösemittels, des schlechten Lösemittels und des Metallsalzes sowie die Zusammensetzungen der Fäll-Lösung und des Kern-Agens können in geeigneter Weise gemäß der beabsichtigten Verwendung der Hohlfasermembran ausgewählt werden. Ein billiges Lösemittel mit der Fähigkeit, das Lösemittel vom Cellulosetyp zu lösen, kann als das Lösemittel verwendet werden, und ein Lösemittel, welches das Polymer vom Cellulosetyp kaum lösen kann, kann als das schlechte Lösemittel verwendet werden.
Bei dem Herstellungsverfahren der Hohlfaser zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung wird manchmal bevorzugt, daß das Spinnen bei einer Wickelgeschwindigkeit ausgeführt wird, welche höher ist als die Extrusionsgeschwindigkeit. In diesem Fall beträgt das Verstreckungsverhältnis vorzugsweise 30 bis 200 bei dem Schmelzspinnverfahren und 5 bis 50 bei dem Naßspinnverfahren oder dem Halbnaß- oder Halbtrocken-Spinnverfahren. Im Fall des Schmelzspinnens bezieht sich das Verstreckungsverhältnis auf dasjenige vor der Verfestigung des gesponnenen Filaments. Gegebenenfalls kann das gesponnene Filament nach seiner Verfestigung noch weiter verstreckt werden, doch üblicherweise ist eine solches weiteres Verstrecken nicht notwendig.
Die erfindungsgemäße Blutbehandlungsvorrichtung kann für das Trennen von Flüssigkeiten wie etwa die Dialyse, Ultrafiltration, Präzisionsfiltration und die Trennung von Gas wie etwa der Sauerstoffanreicherung in einer künstlichen Lunge verwendet werden. Die erfindungsgemäße Vorrichtung eignet sich beispielsweise für eine künstliche Niere, eine künstliche Leber, eine Plasmatrennvorrichtung oder eine künstliche Lunge und ganz besonders für einen Blut-Dialysator.
Die vorliegende Erfindung wird nun unter Bezugnahme auf die folgenden Beispiele in näheren Einzelheiten erläutert, die jedoch den Umfang der Erfindung in keinster Weise einschränken.

Beispiele 1 bis 8 und Vergleichsbeispiele 1 bis 4

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurden 50 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 200) hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 230ºC geschmolzen und die Schmelze durch eine Spinndüse für mit Rippen versehene Hohlfasern sowie durch eine normale, rippenlose ringförmige Spinndüse extrudiert. Nach dem Kühlen wurden die Extrudate in eine 2prozentige wäßrige Natriumhydroxidlösung bei 70ºC eingetaucht, um sie zu verseifen. Dann wurden sie mit Wasser gewaschen, in eine ungefähr 50prozentige wäßrige Glycerinlösung eingetaucht und mittels heißer Luft getrocknet, wodurch mit Rippen versehene Hohlfasern sowie runde Hohlfasern ohne Rippen wie in Tabelle 1 gezeigt erhalten wurden. Bei jeder dieser Fasern betrugen im nassen Zustand der Innendurchmesser ungefähr 200 µm und die Dicke des Bereichs ohne Rippen 22 bis 25 µm.
Eine vorgegebene Anzahl der solchermaßen erhaltenen Hohlfasern, wie in Tabelle 1 gezeigt, wurde mit einem Belegungsverhältnis y in ein kreis- oder röhrenförmiges Gehäuse gegeben, und die Leistung der in vitro durchgeführten Ultrafiltration sowie die Dialyseleistung wurden gemessen. Ferner wurde die Einfachheit bzw. die Schwierigkeit des Einfüllens der Fasern in das Gehäuse geprüft.
Die Dialyseleistung (Dialysance) 1/kd wurde bei 37ºC unter Bedingungen der mittleren Fließgeschwindigkeit des Bluts in den Hohlfasern von 1,2 cm/sec und der mittleren Fließgeschwindigkeit der Dialyselösung von 1,8 cm/sec gemessen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 1 gezeigt. Aus diesen Ergebnissen ist ersichtlich, daß eine Vorrichtung zur Blutreinigung mit in hohem Maß verbesserter Ultrafiltrations- und Dialyseleistung, wobei die Fasern eine gute Anpassungsfähigkeit beim Einfügen in das Gehäuse aufweisen, geschaffen wurde.
Im übrigen wurde der Wert 1/Kd auf folgende Weise ermittelt. Das heißt, 1/Ko wurde gemäß der folgenden Gleichung berechnet:
worin Qb für die Fließgeschwindigkeit (cm³/min) auf der Blutseite steht, Qd für die Fließgeschwindigkeit (cm³/min) auf der Dialyselösungs-Seite steht, Da für die Dialysance steht, welche gemäß dem bei einem im September 1982 abgehaltenen Treffen der Japanese Artificial Organ Association festgelegten Bewertungsstandard für die Dialysatorleistung gemessen wurde, und worin A für die wirkungsvolle Membranfläche (cm²) der Hohlfaser steht, das heißt die Membranfläche bezogen auf den Innendurchmesser im nassen Zustand ohne Berücksichtigung des Fußbereichs der Rippe, welcher im Fall der mit Rippen versehenen Hohlfaser nicht am Transport von gelösten Stoffen beteiligt ist.
Die Messung von 1/Km + 1/Kb wurde modellhaft unter solchen Bedingungen durchgeführt, daß 1/Kd im wesentlichen Null war. Der Wert 1/Kd der Blutreinigungsvorrichtung wurde von der Gleichung 1/Kd = 1/Ko - (1/Km + 1/Kb) berechnet.

Beispiele 9 bis 11

Auf dieselbe Weise wie in Beispiel 1 beschrieben wurden 132 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 200) zu 100 Teilen Cellulosediacetat hinzugegeben, und die Spinnlösung zu runden Hohlgarnen mit drei Rippen versponnen und das Polyethylenglycol herausgelöst und durch die Behandlung mit heißem Wasser entfernt. Dann wurden die Filamente mit heißem Wasser gewaschen, in eine wäßrige Glycerinlösung eingetaucht und mittels heißer Luft getrocknet, wodurch Hohlfasern für die Dialyse erhalten wurden. Bei den solchermaßen erhaltenen Hohlfasern betrug der Innendurchmesser ungefähr 200 µm und die Membrandicke des Bereichs ohne Rippen ungefähr 25 µm. Dialysatoren wurden unter Verwendung dieser Hohlfasern wie in Tabelle 1 angegeben zusammengebaut und die Messung auf dieselbe Weise wie in Beispiel 1 beschrieben durchgeführt. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 1 gezeigt. Tabelle 1 Beispiel Anzahl der Rippen W (µm) Anzahl der Hohlfasern wirksame Membranfläche (m²) Harnstoff-Dialysance (ml/min) Anpassungsfähigk. f. Einfügen

Beispiele 12 bis 14

Das Verfahren wie in Beispiel 9 beschrieben wurde wiederholt, jedoch unter Verwendung einer verschiedenen Spinndüse, wodurch runde Hohlfasern mit sechs Rippen und einer Membrandicke des rippenlosen Bereichs von ungefähr 15 µm erhalten wurden. Dialysatoren wurden unter Verwendung der Hohlfasern wie in Tabelle 2 angegeben zusammengebaut, und die Messung wurde durchgeführt, wobei die in Tabelle 2 angeführten Ergebnisse erhalten wurden. Tabelle 2 Beispiel Anzahl der Rippen anzahl der Hohlfasern wirksame Membranfläche (m²) Harnstoff-Dialysance (ml/min) Anpassungsfähigk. f. Einfügen

Beispiele 15 bis 19 und Vergleichsbeispiele 5 bis 7

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurden 50 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 300) hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 230ºC geschmolzen und die Schmelze mittels Spinndüsen für Hohlfasern mit 1, 3 oder 6 Rippen sowie mittels einer normalen, rippenlosen ringförmigen Spinndüse versponnen. Die Nachbehandlungen wurden wie in Beispiel 1 beschrieben durchgeführt. Dadurch wurden Hohlfasern mit 3 oder 6 Rippen sowie Hohlfasern ohne Rippen hergestellt. Jede dieser Fasern hatte einen Innendurchmesser von 200 µm und eine Membrandicke von 25 µm. Bei der mit Rippen versehenen Hohlfaser betrug die Rippenhöhe 35 µm. Diese Hohlfasern wurden verseift, wodurch Hohlfasermembranen erhalten wurden.
Drei Arten der solchermaßen erhaltenen Hohlfasern wurden mit den in Tabelle 3 angegebenen Füllverhältnissen in Gehäuse derselben Größe gegeben, um Dialysatoren zusammenzubauen. Die in vitro Dialyseleistung wurde bestimmt. Ferner wurde Rinderblut in den Dialysatoren diffundiert und nach dem Entfernen des Bluts die jeweilige Menge des in den Dialysatoren verbliebenen Bluts gemessen. Desweiteren wurde in Bezug auf 50 zusammengebaute Dialysatoren die Anzahl der Dialysatoren geprüft, bei welchen ein Auslaufen (Rohrbodenleck) durch winzige, in den nicht verbundenen Bereichen zwischen den Hohlfasern in der Trennwandung gebildete Räume verursacht wurde. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 3 gezeigt.
Bei der Überprüfung auf Undichtigkeiten wurde Wasser auf der Dialyselösung-Seite eingefüllt, ein Luftdruck von 0,5 K auf der Blut-Seite angewendet und die Bildung von Bläschen geprüft.
Im übrigen wurde auch die Harnstoff-Clearance gemäß dem bei dem im September 1982 abgehaltenen Treffen der Japanese Artificial Organ Association festgelegten Bewertungsstandard für die Dialysatorleistung ermittelt. In den Beispielen 15 bis 19 betrug die Harnstoff-Clearance 160 bis 167, während die Harnstoff- Clearance in den Vergleichsbeispielen 5 bis 7 155 bis 158 betrug.
Anhand der in Tabelle 3 gezeigten Ergebnisse wurde festgestellt, daß die Dialyseleistung gemäß der vorliegenden Erfindung verbessert ist und die Menge des nach der Diffusion verbliebenen Bluts gemäß der vorliegenden Erfindung verringert werden kann. Desweiteren wurde bestätigt, daß bei dem erfindungsgemäßen Dialysator das Auftreten von Undichtigkeiten durch winzige Räume in dem mit Klebemitteln verbundenen Rohrboden der Trennwandung verhindert wird. Tabelle 3 Anzahl der Rippen Belegungsver hältnis (%) Menge (ml) des verbliebenen Leckverhältnis (%) des Rohrbodens Bluts Beispiel

Beispiele 20 bis 28 und Vergleichsbeispiele 8 bis 10

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurden 45 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 400) hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 220ºC geschmolzen und mittels Spinndüsen für runde Hohlfasern bzw. mit Rippen versehene Hohlfasern versponnen. Die gesponnenen Hohlfasern wurden mittels Natriumhydroxid verseift, um Cellulosediacetat in Cellulose umzuwandeln, und die verseiften Fasern wurden aufgewickelt. Die Membrandicke (im nassen Zustand) des Bereichs ohne Rippen und die Anzahl der Rippen waren wie in Tabelle 4 gezeigt. Diese Faktoren wurden bezüglich der Art der Spinndüse und Extrusionsgeschwindigkeit angepaßt. Die solchermaßen erhaltenen Hohlfasern wurden in Gehäuse unterschiedlicher Größe gegeben, und die in vitro UFR und Harnstoff-Clearance CLU wurden ermittelt. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 4 gezeigt. Die Werte für UFR und die Clearance CLU wurden gemäß dem Standard der Japanese Artificial Organ Association erhalten. Anhand der in Tabelle 4 gezeigten Ergebnisse wurde festgestellt, daß bei dem erfindungsgemäßen Dialysator die Clearance hoch ist und der UFR-Wert bei einem geeigneten Niveau liegt, selbst bei einer geringen Membranfläche. Das heißt, daß bei dem erfindungsgemäßen Dialysator ein gutes Gleichgewicht zwischen der Clearance und UFR beibehalten wird und die Dialyseleistung hoch ist.

Beispiel 29 und Vergleichsbeispiel 11

In Tabelle 4 gezeigte Hohlfasern wurden auf dieselbe Weise wie in Beispiel 20 beschrieben hergestellt und Blut-Dialysatoren mit einer wirksamen Fläche von 0,8 m² wurden unter Verwendung dieser Hohlfasern zusammengebaut. Die in vitro Leistung eines jeden Dialysators wurde ermittelt. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 4 gezeigt. Anhand der in Tabelle 4 gezeigten Ergebnisse wurde festgestellt, daß im Fall von Hohlfasern ohne Rippen mit einer Membrandicke von 35 µm, wie in Vergleichsbeispiel 11 hergestellt, die Dialyseleistung gering und der Dialysator für die Verwendung in der Praxis nicht zweckmäßig ist.

Beispiel 30 und Vergleichsbeispiel 12

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurden 140 Teile Polyethylenglycol und Diglycerin hinzugegeben; und die Mischung wurde bei 200ºC geschmolzen und mittels Spinndüsen für runde Hohlfasern bzw. mit Rippen versehene Hohlfasern versponnen. Der Weichmacher wurde mit heißem Wasser extrahiert. Die Hohlfasern wurden in Gehäuse verschiedener Größe gegeben, und die in vitro Leistung gemessen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 4 gezeigt. Tabelle 4 Dicke (µm) der Membran ohne den rippenlosen Bereich im nassen Zustand Anzahl der Rippen S (m²) Belegungsverhältnis (%) Beispiel

Beispiel 31

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurden 230 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 200) und Diglycerin hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 190ºC geschmolzen und die Schmelze mittels einer Spinndüse mit einem ringförmigen Doppelschlitz für Hohlfasern mit Rippen versponnen, während Stickstoffgas in den Kernbereich eingeführt wurde. Bei den erhaltenen, mit Rippen versehenen Hohlfasern betrugen der Innendurchmesser ungefähr 200 µm, die Membrandicke des rippenfreien Bereichs ungefähr 25 µm, die Rippenhöhe ungefähr 35 µm, die Rippenbreite am Fuß ungefähr 25 µm und die Anzahl der Rippen 6.
Die mit Rippen versehenen Hohlfasern wurden gebündelt und auf ein Metallnetz mit einer Maschengröße von 5 mm gelegt, und auf diesem Metallnetz wurden das Polyethylenglycol und das Diglycerin mittels heißem Wasser extrahiert, wodurch ein Bündel von gekräuselten, mit Rippen versehenen Hohlfasern erhalten wurde, bei welchen die Amplitude ungefähr 200 µm, die Wellenlänge ungefähr 15 mm und der minimale Radius der Krümmung ungefähr 25 mm betrugen.
Ein Blut-Dialysator mit einem Füllverhältnis von ungefähr 50 % und einer wirksamen Mernbranfläche von ungefähr 1 m² wurde unter Verwendung dieses Hohlfaserbündels zusammengebaut und die in vitro Leistung der Ultrafiltration und der Dialyse gemessen. Ferner wurden der Zustand der Blutgerinnung und die Menge an verbliebenem Blut geprüft. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt.

Beispiele 32 und 33

Mit Rippen versehene Hohlfasern, welche auf dieselbe Weise wie in Beispiel 31 beschrieben erhalten worden waren, wurden vor der Kräuselungsbehandlung einer Extraktion mittels heißem Wasser auf einem Metallnetz mit einer Maschengröße von 3 mm oder 10 mm unterworfen, wodurch ein Hohlfaserbündel mit einer Amplitude von ungefähr 80 µm, einer Wellenlänge von ungefähr 10 mm und einem Mindestradius der Krümmung von ungefähr 15 mm bzw. ein Hohlfaserbündel mit einer Amplitude von ungefähr 300 µm, einer Wellenlänge von ungefähr 30 mm und einem Mindestradius der Krümmung von ungefähr 30 mm erhalten wurden. Auf dieselbe Weise wie in Beispiel 31 beschrieben wurden Blutanalysatoren unter Verwendung derselben Hohlfaserbündel zusammengebaut und ihre Eigenschaften ermittelt. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 5 gezeigt. Tabelle 5 Beispiel UFR (ml/h mmHg) Harnstoff-Dialysance (ml/min) Blutgerinnung Menge (ml) des verbleibenden Bluts

Beispiele 34 und 35

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurden 50 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 300) hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 200ºC geschmolzen und mittels einer Spinndüse versponnen, welche mit einem ringförmigen Doppelschlitz und solchen Kerben und miteinander verbundenen Bereichen versehen war, um Hohlfasern mit einer Rippenhöhe und -abstand zu ergeben, wie in Tabelle 6 gezeigt. Dann wurden die Hohlfasern verseift, um Cellulosediacetat in Cellulose umzuwandeln, und nachfolgend aufgewickelt. Blut-Dialysatoren mit einer wirksamen Mernbranfläche von ungefähr 1 m² wurden unter Verwendung dieser Hohlfasern zusammengebaut. Die Konfiguration der Hohlfasern und die Leistungscharakteristika der Dialysatoren waren wie in Tabelle 6 gezeigt. Tabelle 6 Beispiel Anzahl der Rippen Maximale Rippenhöhe (µm) Minimale Rippenhöhe (µm) Maximaler Abstand (µm) zwischen zwei benachbarten Rippen Minimaler Abstand (µm) zwischen zwei benachbarten Rippen Belegungsverhältnis (%) im Dialysator Harnstoff-Dialysance des Dialysators Leckverhältnis (%) des Rohrbodens

Beispiele 36 bis 46 und Vergleichsbeispiele 13 und 14

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat wurde Polyethylenglycol (im folgenden als "PEG" bezeichnet) (mit einem Molekulargewicht von 300) in einer in Tabelle 6 gezeigten Menge hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 200 bis 240ºC geschmolzen und bei einer in Tabelle 6 gezeigten Temperatur an der Extrusionsöffnung durch eine in Fig. 6 gezeigte Düse extrudiert (der Innendurchmesser des ringförmigen Doppelschlitzes betrug 1,6 mm, der Aussendurchmesser betrug 2 mm, die Kerbenbreite betrug 0,15 mm und die Kerbenhöhe betrug 0,7 mm). Das Extrudat wurde mittels Luft, die bei einer in Tabelle 7 gezeigten Geschwindigkeit eingespeist wurde, bei Raumtemperatur gekühlt und nachfolgend aufgewickelt.
Die Schmelzviskosität der Polymerschmelze bei jeder Temperatur wurde mittels eines Fließprüfgeräts separat gemessen.
Der Abstand zwischen dem Verfestigungspunkt und dem oberen Ende der Düse wurde gemessen, während die gerade gesponnene Faser mittels eines Schneidegeräts abgeschnitten wurde, und der Punkt, an welchem die Schwächung nicht weiter voranschritt, wurde als der Verfestigungspunkt betrachtet. Bei einer Düsentemperatur von 190ºC war die Viskosität der Polymerschmelze zu hoch und Garnbruch wurde leicht verursacht, und daher konnte das Wickeln nicht glatt durchgeführt werden.
Gewickelte Hohlfasern wurden durch ein Alkali verseift, um Cellulosediacetat in Cellulose umzuwandeln und mit Rippen versehene Hohlfasern wie in Fig. 6 gezeigt zu erhalten (die Dicke des rippenlosen Bereichs betrug ungefähr 20 bis 25 µm). Dialysatoren wurden durch Einfüllen dieser Hohlfasern in Gehäuse bei einem im wesentlichen gleichen Füllverhältnis zusammengebaut. Die in vitro Dialyseleistung wurde ermittelt. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 7 gezeigt.
Bei den gemäß der vorliegenden Erfindung erhaltenen Hohlfasern war die Gestalt der Rippen scharf umrissen und die Breite des Fußbereichs der Rippen schmal, und der die erfindungsgemäßen Hohlfasern umfassende Dialysator wies hohe Leistungswerte auf. Dagegen war im Fall der zum Vergleich herangezogenen Hohlfasern außerhalb des Rahmens der vorliegenden Erfindung die Gestalt der Rippen gerundet und Rippen mit einer ausreichenden Höhe konnten nicht gebildet werden. Tabelle 7 Menge (Teile) an PEG Düsen-Temperatur (ºC) Viskosität (P) an der Düse Abstand (cm) zwischen Düse und Verfestigungspunkt Verstrekkungsverhältnis Einspeisegeschw. (m/sec) der Kühlluft Harstoff-Clearance im Dialysator

Beispiele 47 bis 50 und Vergleichsbeispiele 15 und 16

Auf dieselbe Weise wie in Beispiel 36 beschrieben wurde ein in Tabelle 8 angeführtes Polymer schmelzgesponnen und die gesponnenen Fasern wurden verstreckt, um sie feinporig zu machen. Mit Rippen versehene Hohlfasern mit Konfigurationen wie in Tabelle 8 gezeigt wurden erhalten. Tabelle 8 Polymer Düsentemperatur (ºC) Viskosität (P) an der Düse Abstand (cm) zwischen Düse und Verfestigungspunkt Polyethylen Polypropylen

Beispiel 51

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat (mit einem mittleren Polymensationsgrad von 170) wurden 50 Teile Polyethylenglycol (mit einem Molekulargewicht von 200) hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 230ºC geschmolzen und durch einen ringförmigen Doppelschlitz für mit Rippen versehene Hohlfasern extrudiert, während Stickstoffgas in den Kernbereich eingeführt wurde. Die gesponnenen Fasern wurden in heißes Wasser eingetaucht, um das Polyethylenglycol herauszulösen Dann wurde die Verseifung mittels einer wäßrigen Natriumhydroxidlösung durchgeführt und die Fasern in eine wäßrige Lösung mit einem Glyceringehalt von 80 Gew.-% eingetaucht und dann mittels heißer Luft getrocknet, wodurch mit Rippen versehene Hohlfasern für die Hämodialyse erhalten wurden, welche einen Innendurchmesser von ungefähr 200 µm, eine Dicke des Bereichs ohne Rippen von ungefähr 18 bis 30 µm und 6 Rippen mit in Tabelle 8 angegebenen Konfigurationen aufwiesen. Die Wiederbefeuchtungsdehnung, die Zugfestigkeit im nassen Zustand und die Biegefestigkeit der Hohlfasern waren wie in Tabelle 9 angegeben.
Die solchermaßen erhaltenen Hohlfasern wurden in ein rundes Gehäuse gegeben, um einen Blut-Dialysator mit einer wirksamen Membranfläche und einem Füllverhältnis wie in Tabelle 9 angegeben zusammenzubauen. Die Leistung der in vitro durchgeführten Ultrafiltration sowie die Dialyseleistung und die Menge des verbliebenen Bluts wurden gemessen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 9 gezeigt.

Beispiele 52 bis 54

Das Spinnen wurde auf dieselbe Weise wie in Beispiel 51 beschrieben unter Verwendung von Cellulosediacetat mit einem mittleren Polymerisationsgrad von 160, 180 bzw. 200 durchgeführt, wodurch Hohlfasern mit 6 Rippen und Konfigurationen wie in Tabelle 9 gezeigt erhalten wurden. Blut-Dialysatoren wurden auf dieselbe Weise wie in Beispiel 51 beschrieben zusammengebaut. Die Eigenschaften der Hohlfasern und Blut-Dialysatoren wurden gemessen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 9 gezeigt.

Vergleichsbeispiele 17 und 18

Hohlfasern und Blut-Dialysatoren wurden auf dieselbe Weise wie in Beispiel 52 beschrieben unter Verwendung von Cellulosediacetat mit einem Polymerisationsgrad von 120 oder 140 hergestellt. Die Eigenschaften der Hohlfasern und der Dialysatoren wurden gemessen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 9 gezeigt.

Beispiele 55 und 56 und Vergleichsbeispiel 19

Zu 100 Teilen Cellulosediacetat (mit einem mittleren Polymerisationsgrad von 180) wurden insgesamt 135 Teile Polyethylenglycol und Diethylenglycol hinzugegeben, und die Mischung wurde bei 200ºC geschmolzen und durch eine Spinndüse mit einem ringförmigen Doppelschlitz für mit Rippen versehene Hohlfasern extrudiert. Der Weichmacher wurde mit heißem Wasser herausgelöst. So wurden Hohlfasern erhalten, deren Innendurchmesser 205 µm, deren Dicke des rippenlosen Bereichs 12 bis 15 µm und deren Anzahl von Rippen 6 betrug. Blut-Dialysatoren wurden unter Verwendung dieser Hohlfasern zusammengebaut. Die Eigenschaften der Hohlfasern und Dialysatoren wurden gemessen. Die erhaltenen Ergebnisse sind in Tabelle 9 gezeigt. Tabelle 9 Rippenhöhe (µm) (H) Rippenbreite (µm) (W) Wiederbefeuchtungsdehnung (%) Zugfestigkeit im nassen Zustand (g/den) Biegefestigkeit (naß) (mg) Berstdruck (naß) (kg/cm²) Belegungsverhältnis (%) UFR (ml/mmHG h) Dialysance (ml/mmHG h) Menge (ml) verbliebenen Bluts Blutgerinnung unter keine verursacht gering

Claims

1. Blutbehandlungsvorrichtung, umfassend

ein Gehäuse, welches ein Bündel Hohlfasern mit einer selektiven Permeabilität enthält,

wobei jede Faser einer Mehrheit der Hohlfasern auf ihrem Außenumfang mindestens eine Rippe aufweist, welche sich in der Längsrichtung erstreckt,

dadurch gekennzeichnet, daß die Zahl der Rippen im Bereich von 1 bis 10 liegt,

daß die prozentuale Belegung y in dem Gehäuse durch die Fasern, bestimmt als die Umfangsfläche aller Hohlfasern, ausgenommen die Rippenbereiche, in einer Schnittebene quer zur Axialrichtung des Hohlfaserbündels innerhalb der inneren Wandung des Gehäuses, innerhalb des durch die Formel definierten Bereichs liegt:

41 - 3,1 x α ≤ y ≤ 61 - 3,1 x α

worin x für die mittlere Rippenzahl pro Hohlfaser in dem Hohlfaserbündel steht und α das Verhältnis H/d der mittleren Rippenhöhe H in µm in dem Hohlfaserbündel zu dem mittleren Außendurchmesser d in µm der Hohlfasern ohne Berücksichtigung der Rippenbereiche bedeutet;

daß die Vorrichtung eine Polymertrennwand zum Haltern eines jeden Endes des Hohlfaserbündels in dem Gehäuse umfaßt;

daß die Verteilung der Hohlfasern in mindestens einer Schnittebene senkrecht zur Axialrichtung des Hohlfaserbündels in der Trennwandung des Gehäuses den Erfordernissen gemäß der Formel genügt:

/ ≤ 0,1

worin für den Mittelwert der Zahl der Hohlfasern in einem Flächenbereich von 4 mm² an 20 zufälligen Stellen steht, an denen Hohlfasern in dieser mindestens einen Schnittebene vorhanden sind, und worin α die Standardabweichung der Zahl der Hohlfasern bedeutet;

und daß die Wiederbefeuchtungsdehnung der Fasern innerhalb des Gehäuses weniger als 3 % beträgt.

2. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 1, worin die Wiederbefeuchtungsdehnung der Fasern innerhalb des Gehäuses weniger als 2,5 % beträgt.

3. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, worin das Gehäuse eine zylindrische Form aufweist.

4. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, in welcher das Hohlfaserbündel an den äußeren Enden der Trennwände offen ist,

wobei Bluteinlaß- und -auslaßabschnitte mit den Innenseiten der Hohlfasern verbindbar sind,

und wobei die Dialyselösungseinlaß- und -auslaßbereiche mit den Außenseiten der Hohlfasern verbindbar sind, worin im Betrieb der Harnstofftransportkoeffizient KD in cm/min auf seiten der Dialyselösung mindestens 1/12 bei 370 C beträgt, wenn die Hämodialyse bei der Bedingung einer mittleren Fließrate der Dialyselösung in dem hohlfasergefüllten Gehäuse 1,8 cm/sec durchgeführt wird.

5. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, welche ferner Bluteinlaß- und Blutauslaßabschnitte umfaßt, welche mit den Innenseiten der Hohlfasern verbunden sind, wobei die mindestens eine Schnittebene auf der Trennwandung des Bluteinlaßbereichs angeordnet ist.

6. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 5, worin die mindestens eine Schnittebene auf der Seitenoberfläche der Trennwandung des Bluteinlaßbereichs angeordnet ist, zu der hin das Hohlfaserbündel offen ist.

7. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die gesamte wirksame Membranfläche 5 in m², der Ultrafiltrationskoeffizient UFR in ml/h mmHg und die Harnstoff-Clearance CLU in ml/min der Fluidtrennvorrichtung den folgenden Bedingungen genügt:

- UFR/S ≤ 6 und CLU/UFR ≥ 30 im Falle von 0,5 ≤ S ≤ 1,0,

- UFR/S ≤ 5 und CLU/UFR ≥ 30 im Falle von 1,0 < S ≤ 1,6, und

- UFR/S ≤ 4 und CLU/UFR ≥ 25 im Falle von 1,6 < S ≤ 2,5.

8. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 7, worin die Hohlfasermembranen aus Cellulose zusammengesetzt sind und die Membrandicke der rippenfreien Bereiche in nassem Zustand geringer als 30 µm ist.

9. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 7, worin die Hohlfasermembranen aus mindestens einem Bestandteil, ausgewählt aus Cellulose, Celluloseester, Polymethylmethacrylat, Ethylenlvinylalkoholcopolymeren, Polyacrylnitril, Polycarbonaten, Polysulfonen und Polyethersulfonen, zusammengesetzt sind und worin die Membrandicke der rippenfreien Bereiche weniger als 50 µm beträgt.

10. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die selektiv-permeablen Hohlfasern eine Mehrzahl an Kräuselungen aufweisen.

11. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die selektiv-permeablen Hohlfasern eine Mehrzahl an Rippen aufweisen, welche unterschiedlich in der mittleren Rippenhöhe und/oder des Abstands zwischen zwei benachbarten Rippen sind.

12. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 11, worin die mittlere Rippenhöhe der höchsten Rippe das 1,5- bis 10fache der mittleren Rippenhöhe der niedrigsten Rippe beträgt.

13. Blutbehandlungsvorrichtung nach Anspruch 11, worin der maximale Abstand zwischen zwei benachbarten Rippen das 1,5- bis 10fache des minimalen Abstands zwischen zwei benachbarten Rippen beträgt.

14. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die selektiv-permeablen Hohlfaserbündel eine Mehrzahl an selektiv-permeablen Hohlfasern mit mindestens 3 Rippen umfassen und welche über die Rippen miteinander verbunden sind und worin die Rippen, die von den die Hohlfasern miteinander verbindenden Rippen verschieden sind, sich in der mittleren Höhe und im Abstand zwischen zwei benachbarten Rippen unterscheiden.

15. Blutbehandlungsvorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, worin die selektiv-permeablen Hohlfasern aus einem auf Cellulose basierenden Polymer gebildet sind, mit einem mittleren Polymerisationsgrad von mindestens 150 und worin das Verhältnis H/W der Rippenhöhe H zur Rippenbreite W mindestens 0,5 beträgt.