JP4173969B2

JP4173969B2 - Hemodialysis filter and hemodiafiltration device

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Publication number: JP4173969B2
Application number: JP2002070051A
Authority: JP
Inventors: 幸彦内
Original assignee: Asahi Kasei Kuraray Medical Co Ltd
Current assignee: Asahi Kasei Kuraray Medical Co Ltd
Priority date: 2002-03-14
Filing date: 2002-03-14
Publication date: 2008-10-29
Anticipated expiration: 2022-03-14
Also published as: JP2003265597A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血液透析ろ過器及び血液透析ろ過装置に係り、特に、例えば慢性腎不全の治療等において、血液透析ろ過等の体液浄化療法に用いられる中空糸膜型の血液透析ろ過器と、該血液透析ろ過器を組み込んだ血液透析ろ過装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
腎不全患者は腎機能が低下し、水分量調節と尿素のような体内有害物質の除去機能が低下する。そのために、血液浄化のための治療が必要になる。その治療法として、濃度勾配による拡散現象を利用した低分子量物質の除去能に優れた血液透析と、圧力差を利用した中〜高分子量物質の除去能に優れた血液ろ過とが行われる。近年、両者の良い点を合わせ持つ血液透析ろ過法が考案され、ボトル希釈型血液ろ過法、Ｐｕｓｈ／Ｐｕｌｌ血液透析ろ過法、及びフィルターを通した透析液を置換液とするｏｎ−ｌｉｎｅ血液透析ろ過法等、いくつかの提案がなされている。
【０００３】
他の血液透析ろ過器技術も提案されている（例えば、特開平７−５９８４９号公報、特開平９−８４８７３号公報、特開平１１−３１９０７９号公報等を参照）。これらの技術は、血液透析ろ過器内の透析液に対して、その入口から出口に至るまでに大きな圧力差（圧力損失）を生じさせ、透析と共に、ろ過効率をも向上させようというものである。より具体的には、これらの血液透析ろ過器は、一つのモジュール、すなわち、筒状のケーシングと、該ケーシング内に装填される中空糸膜と、前記ケーシングに形成される血液の入出口及び透析液の入出口とから構成されており、前記特開平７−５９８４９号公報所載の血液透析ろ過器では、前記ケーシングの長手軸方向の長さを、該ケーシングの直径に比して約１０倍程度の長尺状のものとすることで、従来のものよりも大きな圧力差を得るようにしている。また、前記特開平９−８４８７３号公報所載の血液透析ろ過器では、前記ケーシングの内部に透析液に対して膨潤性を有する介挿体等を配置させて該ケーシング内の透析液が中空糸膜間を流れる透析液流路断面積を部分的に小さくすることにより、さらに、前記特開平１１−３１９０７９号公報所載の血液透析ろ過器では、外部から圧力を加えて前記ケーシングの透析液が中空糸膜間を流れる透析液流路断面積を部分的に小さくすることにより、大きな圧力差を得るようにしている。
【０００４】
さらに他の血液透析ろ過装置として、直列方向又は並列方向に接続された二つのモジュールから構成され、各モジュール間にポンプ等を設け、ろ過量をコントロールするようにしたものも提案されている（例えば、「腎と透析」別冊２００１、ＨＤＦ治療、２００１、Ｐ３６〜３９、American Society of Nephrology vol.12 September 2001、A1392等参照）。
【０００５】
また、血液透析器としては、二つのボディから構成されたものも提案されている（特開昭６１−２７６５６３号公報）。この技術は透析器長を分割並列化して短くなった二つのボディを用いることにより、中空糸内を流れる血液中の粒子濃度と透析液の流れ性を良好にし、また、ボディ分割による複数種類の繊維使用の可能性を持たせている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、前記したＰｕｓｈ／Ｐｕｌｌ血液透析ろ過法やｏｎ−ｌｉｎｅ血液透析ろ過法においては専用の透析制御装置を必要とし、また、前記した二つのモジュールから構成される血液透析ろ過装置等でもポンプ等の簡易な周辺機器を別途必要とする。さらに、いずれのものもその操作が容易でないという不都合が生じている。
【０００７】
一つのモジュールから構成される血液透析ろ過器の場合には、特別な付加的装置を必要としない、あるいは、大きさも従来の装置にそのまま適用できる等の利便性がある。しかし、前記のように、所定の圧力差を得るために、血液透析ろ過器のケーシングそのものを従来汎用されている大きさより大型長尺状とするか、ケーシング内の透析液が中空糸膜間を流れる透析液流路断面積を押しつぶして部分的に小さくする等の措置が必要であり、前者の場合には、大型になるゆえの操作性への影響が懸念され、また、後者の場合には、結果的に中空糸膜、すなわち血液の流路をも変形する恐れがあり、血液の流れに影響を与えることが懸念される。また、いずれにおいても、例えば、慢性透析患者に発生しがちな長期合併症に影響があるといわれている血液中の中〜高分子量の物質除去が、操作性よく満足できる程度に行われているとはいい難い。
【０００８】
前記特開昭６１−２７６５６３号公報に記載の透析器は、前記のように中空糸内を流れる血液中の粒子濃度と透析液の流れ性を良好にする等の利点がある。しかし、当該公報には、血液透析ろ過、それに必要な内部ろ過、および中〜高分子量の物質除去については何ら記載はない。その実施例２では実際的かつ望ましい形態として、綺麗な透析液を各々並列に流すことを示しており、透析ろ過器に必要な内部ろ過を考えていないことは明らかであり、血液中の中〜高分子量の物質除去が満足できる程度に行われているとはいい難い。
【０００９】
本発明は、このような問題に鑑みてなされたものであり、その目的は、従来のものと実質的に同じサイズで、既存の透析制御装置に実質的に大きさそのままで操作性よく適用することができ、血液の流れにも実質的に影響を与えることなく大量のろ過（液置換）が可能な改良された血液透析ろ過器、及びそれを用いた血液透析ろ過装置を提供することにある。本発明による血液透析ろ過器及び血液透析ろ過装置を用いることにより、例えば、慢性透析患者に発生しがちであり長期合併症に影響があるとされている血液中の中〜高分子量物質を、容易に、かつ、効果的に除去することが可能となる。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成すべく、本発明者等は鋭意研究し本発明に到達した。すなわち、本発明は、
１）ケーシング、中空糸膜を装填した少なくとも一つの正ろ過室と少なくとも一つの逆ろ過室、及び、血液の入出口及び透析液の入出口とを少なくとも備える一つのモジュールから構成される血液透析ろ過器において、前記正ろ過室と前記逆ろ過室との間に隔壁を備えるとともに、前記正ろ過室と前記逆ろ過室との間に圧力損失手段を有する連結透析液流路を備えることを特徴とする血液透析ろ過器。
２）前記正ろ過室と前記逆ろ過室は、前記中空糸膜の配置に対して交叉方向に設けられる前記隔壁を介して直列方向に存在することを特徴とする１）記載の血液透析ろ過器。
【００１１】
３）前記正ろ過室と前記逆ろ過室は、前記中空糸膜の配置に対して同方向に設けられる前記隔壁を介して並列方向に存在することを特徴とする１）記載の血液透析ろ過器。
４）前記連結透析液流路及び前記圧力損失手段は、前記隔壁に設けられていることを特徴とする２）又は３）記載の血液透析ろ過器。
５）前記連結透析液流路及び前記圧力損失手段は、前記隔壁の外部に設けられていることを特徴とする２）又は３）記載の血液透析ろ過器。
６）前記モジュールは、前記正ろ過室と前記逆ろ過室の間に連結血液流路を有することを特徴とする１）乃至５）のいずれか一項に記載の血液透析ろ過器。
【００１２】
７）ケーシング、中空糸膜を装填した少なくとも一つの正ろ過室と少なくとも一つの逆ろ過室、及び、血液の入出口及び透析液の入出口とを少なくとも備える一つのモジュールから構成される血液透析ろ過器において、前記正ろ過室と前記逆ろ過室との間に隔壁を備えるとともに、前記正ろ過室と前記逆ろ過室との間に圧力損失手段を有する連結透析液流路を備える血液透析ろ過器と、該透析液流路に流量制御装置及び／又は流量を測定する流量計とを少なくとも備えることを特徴とする血液透析ろ過装置。
に係わる。
【００１３】
本発明の、
血液透析ろ過器とは、血液及び血液から分離された血漿及び血液成分に対する、透析ろ過の血液浄化に用いる機器である。性能的には、４時間の透析時間で少なくとも５Ｌ以上より好ましくは７Ｌ以上の液置換を行うことができるものが望ましい。
【００１４】
中空糸膜とは、内腔（中空部）を有する糸状になった半透膜で、内表面である内腔面を血液、外表面を透析液が流れ、半透膜を介して透析、濾過現象のいずれか一方か、または両者が発生する膜である。
血液流路とは、専ら透析ろ過器に装填された中空糸膜内腔（中空部）を流れる血液の流路である。
【００１５】
透析液流路とは、専ら透析ろ過器に装填された中空糸膜間を流れる透析液の流路である。
正ろ過室とは、血液流路と透析液流路を有し、正ろ過現象（除水）が主としておきている領域である。
逆ろ過室とは、血液流路と透析液流路を有し、逆ろ過現象（補液）が主としておきている領域である。
連結血液流路とは、前記各室の装填された中空糸膜が切れ目なく繋がった一本のものでない場合に、前記各室の血液流路を繋ぐ血液流路である。
連結透析液流路とは、前記各室の透析液流路を繋ぐ透析液流路である。
【００１６】
圧力損失手段とは、連結透析液流路において圧力損失を発生させることのできる任意の手段である。流路壁面との抵抗のみにより圧力損失を発生させる手段でもよく、流路断面積を変化させることにより圧力損失を発生させる手段でもよい。双方を同時に採用してもよい。また、連結透析液流路の途中にオリフィスのような流路断面積変化手段を設ける態様でもよく、連結透析液流路自体がオリフィスであってもよい。
【００１７】
隔壁とは、正ろ過室と逆ろ過室とを隔てる壁である。
ケーシングとは、血液の入出口及び透析液の入出口を有する容器である。
モジュールとは、ケーシング、中空糸膜を装填した少なくとも一つの正ろ過室と少なくとも一つの逆ろ過室、及び、血液の入出口及び透析液の入出口とを少なくとも備える構成であり、内部に隔壁と連結透析液流路とを備える。また、連結血液流路が構成に含まれていてもよい。
なお、前記各室の容積は全て同じである必要はないし、前記各室に装填される中空糸膜の本数、種類も同じである必要はない。
【００１８】
本発明では、連結透析液流路が有する圧力損失手段により形成された圧力差により、一方の室での透析液流路は血液流路と中空糸膜を介して大きな（＋の）圧力差の下で接して逆ろ過が発生し、他方の室でも透析液流路は血液流路と中空糸膜を介して大きな（−の）圧力差の下で接して正ろ過が発生する。そのために、血液の正ろ過と逆ろ過とを効率的にかつ確実に行うことが可能となり、血液中の中〜高分子量物質の除去をも効果的に行うことができる。しかも、本発明の血液透析ろ過器は、従来のものと実質的に同じサイズであり、既存の透析制御装置にそのままで適用することができる。そのために、装置の操作性の向上と治療コストの削減とを同時に図ることができる。
【００１９】
また、従来の血液透析ろ過器においては、透析液は中空糸膜の間を専ら流れるようになっており、透析液流路で発生する圧力損失は、中空糸膜表面及びケーシング表面との摩擦によっている。そのために、通常の状態では得られる圧力差に限度がある。本発明による血液透析ろ過器においては、中空糸膜表面及びケーシング表面との摩擦によってではなく、連結透析液流路に適宜の圧力損失手段を設け、専らそこで圧力損失を発生させるようにしている。そのために、中空糸膜に影響を与えることなく、大きな圧力差を容易に確立することができ、結果として、ろ過量を増やすことができる。
【００２０】
ケーシング内を二つの室に分割した場合、一方の室内の血液流路と他方の室内の血液流路とを切れ目なく繋がった中空糸膜で直接的に接続することは容易ではない。そのために、本発明に係る血液透析ろ過器の好ましい態様では、前記一方の室と前記他方の室との間に、中空糸膜の存在しない連結血液流路を形成するようにし、それにより、血液透析ろ過器の製造を容易化している。
【００２１】
本発明に係る血液透析ろ過器と、狭窄物等を入れて透析液流路断面積を小さくする従来の技術に係る血液透析ろ過器とを理論的に比較する。まず、中空糸膜を装填した容器内の透析液流路での流れは、多孔質体での流れとみなすことができるので、圧力勾配ｄｐ／ｄｘは、式（１）に示す如くのダルシーの式で一般に表現される。
【００２２】
【数１】
ｄｐ／ｄｘ＝−μｖ／κ （１）
ここで、ｐは圧力［Ｐａ］、ｘは距離［ｍ］、μは粘度［ＰａＳ］、κは浸透係数［ｍ²］、ｖは速度［ｍ／ｓ］である。但し、速度は流量を流路の見かけの断面積で除した値である。
しかし、この式は、あくまでも圧力勾配ｄｐ／ｄｘを規定するのみなので、圧力差（圧力損失）Δｐを得るには、式（２）に示すように距離Ｌが必要になる。
【００２３】
【数２】
Δｐ＝|ｄｐ／ｄｘ|Ｌ＝μｖＬ／κ （２）
ここで、Ｌは実際に透析液流路断面積を小さくするために用いた狭窄物を配置した長さである。
【００２４】
一方、本発明の如く、中空糸が充填されていない連結透析液流路で圧力差（圧力損失）を得る場合、例えば、オリフィス等にて流路を急激に絞るときの圧力損失は、式（３）に示す如く、一般に速度の２乗に比例する。
【００２５】
【数３】
Δｐ＝γζｖ²／２ｇ（３）
ここで、γは比重量［Ｎ／ｍ³］、ζは圧力損失係数、ｇは重力［ｍ／ｓ²］である。
【００２６】
式（３）に示すように、オリフィス等を使った場合には、透析液流路に距離Ｌをとって圧力差（圧力損失）を発生させることが不要となり、血液流路の血液の流れに影響を与える恐れなく圧力差（圧力損失）を変化させることができ、きわめて有利となる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施の形態について説明する。図１及び図２は、本発明の第一の実施の形態における血液透析ろ過器について示したものであり、図１は、その部分断面図、図２は、部分拡大図である。
本実施の形態のモジュールは、ケーシング１０と、中空糸膜２０を装填した正ろ過室４０と逆ろ過室５０、血液流入口１５、血液流出口１６、透析液流入口１２、透析液流出口１１、血液流入室１７、血液流出室１８、連結透析液流路６０から構成されている。血液透析ろ過器１はこのモジュール一つより構成されている。
【００２８】
ケーシング１０は筒状をなし、その一側部には透析液流出口１１を有するとともに、その他側部には透析液流入口１２を有している。そして、ケーシング１０の前記一側部の端部には、血液流入口１５を備えたヘッダー１３が液密に接続され、ケーシング１０の前記他側部の端部には、血液流出口１６を備えたヘッダー１４が液密に接続されている。
【００２９】
中空糸膜２０は、ケーシング１０の長手軸方向に配置され、血液流路として機能しており、ケーシング１０の内部のほぼ全長に亘って、例えば、１００〜３０，０００本程度が装填されている。この中空糸膜２０は、例えば、再生セルロース、セルロース誘導体、ポリメチルメタクリレート、ポリエチレン、ポリプロピレンの如くのポリオレフィン、ポリスルフォン、ポリアクリロニトリル、ポリアミド、ポリイミド、ポリエーテルナイロン、シリコーン、ポリテトラフルオロエチレン、又はポリエステル系ポリマーアロイ等で構成される。なかでも、ろ過性能に適した中空糸膜としては、ポリスルフォン、ポリアクリロニトリルが好ましい。中空糸膜２０の有効膜面積については、特に限定されないが、好ましくは、１００ｃｍ²〜６．０ｍ²程度、より好ましくは、０．２〜４．０ｍ²程度とされる。
【００３０】
中空糸膜２０の両端部は、それぞれケーシング１０の両端部において、該中空糸膜２０の端部開口が閉塞されない状態で、隔壁１９等により液密に支持固定される。そして、ヘッダー１３と隔壁１９との間には血液流入室１７が形成され、同じくヘッダー１４側にも血液流出室１８が形成される。なお、隔壁１９は、例えばポリウレタン、シリコーン、エポキシ樹脂のようなポッティング材で構成され、中空糸膜２０を束にし、液状のポッティング材が、遠心注入法によって前記束の両端部に注入され、硬化させて形成される。
【００３１】
そして、本実施の形態の血液透析ろ過器１には、ケーシング１０の略中央部にて、中空糸膜２０の配置に対して好ましくは実質的に垂直方向に設けられる隔壁３０を有しており、隔壁３０を介して、ケーシング１０内には、一方の室である正ろ過室４０と、他方の室である逆ろ過室５０が存在する。そして、本実施の形態においては、正ろ過室４０と逆ろ過室５０とは直列方向に接続されている。
【００３２】
なお、ケーシング１０、ヘッダー１３、ヘッダー１４は、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリカーボネート、ポリメチルメタクリレート、アクリル系樹脂、硬質ポリ塩化ビニル、スチレン−ブタジエン共重合体樹脂、ポリスチレン等の各種硬質樹脂で構成されており、内部の視認性を確保するために、透明又は半透明であるのが好ましい。また隔壁１９、隔壁３０は、例えばポリウレタン、シリコーン、エポキシ樹脂で構成される。
【００３３】
隔壁３０には、図２に示すように、逆ろ過室５０と正ろ過室４０の間に連結透析液流路６０が備えられ、この連結透析液流路６０には圧力損失を生じさせる圧力損失手段６１が設けられる。本実施の形態の圧力損失手段６１は、図示の様に一つ以上の小孔であるが、前記圧力損失手段の条件が確保できればこれに限らない。
【００３４】
本実施の形態の血液透析ろ過器１においては、血液流入口１５からの血液は、血液流入室１７を介して中空糸膜２０の内部（血液流路）に入り、正ろ過室４０から逆ろ過室５０を通り、血液流出室１８を介して血液流出口１６に至る。一方、透析液流入口１２から透析液流路２１を通って透析液流出口１１に至る透析液は、途中で隔壁３０の連結透析液流路６０を通過する。
【００３５】
通るに際して圧力損失手段６１によって大きな圧力差が与えられるので、透析液は、逆ろ過室５０内の血液に対しては中空糸膜を介して大きな（＋の）圧力差で接することになり、正ろ過室４０内の血液に対しては中空糸膜を介して大きな（−の）圧力差で接することになる。ろ過量は前記圧力差の大きさで決定されるので、正ろ過及び逆ろ過は共に促進される。その過程で、隔壁３０及び連結透析液流路６０の存在が、中空糸膜２０の血液流に実質的な影響も与えることはない。
【００３６】
図３及び図４は、本発明の第二の実施の形態における血液透析ろ過器について示したものであり、図３は、その部分断面図、図４は、部分拡大図である。後記する隔壁及び連結透析液流路の構成を除き、他の構成は第一の実施の形態と同じであり、以下では、この相違点を中心に説明する。
【００３７】
本実施の形態の血液透析ろ過器１Ａは、ケーシング１０Ａの略中央部にて、中空糸膜２０の配置に対して好ましくは実質的に垂直方向に設けられる隔壁３０Ａを有しており、隔壁３０Ａを介して、ケーシング１０Ａ内には、一方の室である正ろ過室４０と、他方の室である逆ろ過室５０が存在する。ここで、ケーシング１０Ａには、図４に示すように、隔壁３０Ａの外部には連結透析液流路カバー６２によって逆ろ過室５０と正ろ過室４０とを繋ぐ連結透析液流路６０Ａが、ケーシング１０Ａの円周方向の全周又は一部に形成されており、この連結透析液流路６０Ａには圧力損失を生じさせる圧力損失手段６１Ａが同じく円周方向の全周又は一部に設けられている。本実施の形態の圧力損失手段６１Ａは、図示のように断面積を徐々に変化させるような形状のものであるが、前記圧力損失手段の条件が確保できればこれに限らない。
【００３８】
本実施の形態の血液透析ろ過器１Ａにおいては、透析液流入口１２から透析液流路２１を通って透析液流出口１１に至る透析液は、途中で該隔壁３０Ａの外部に位置する連結透析液流路６０Ａを通過する。透析液には、通過に際して圧力損失手段６１Ａによって大きな圧力差が与えられるので、上記血液透析ろ過器１の場合と同様に、透析液は、逆ろ過室５０内の血液に対しては中空糸を介して大きな（＋の）圧力差で接し、正ろ過室４０内の血液に対しては中空糸を介して大きな（−の）圧力差で接することができる。正ろ過、逆ろ過の進行状態は、前記第一の実施の形態におけると同様である。
【００３９】
図５及び図６は、本発明の第三の実施の形態における血液透析ろ過器について示したものであり、図５は、その部分断面図、図６は、部分拡大図である。この形態は、後記する隔壁及び連結透析液流路の構成を除き、他の構成は前記第二の実施の形態と同じであり、以下では、この相違点を中心に説明する。
【００４０】
すなわち、本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｂには、ケーシング１０Ａの略中央部にて、中空糸膜２０Ｂの配置に対して好ましくは実質的に垂直方向に設けられる２枚の隔壁３０Ｂ、３０Ｂを有しており、２枚の隔壁３０Ｂ、３０Ｂを介して、ケーシング１０Ａ内には、一方の室である正ろ過室４０と、他方の室である逆ろ過室５０が存在する。なお、隔壁３０Ｂは、隔壁１９と同等の材料と手法で形成される。図６に示すように、２枚の隔壁３０Ｂ、３０Ｂの外周縁は連結血液流路カバー７１によって結合されていて、その間に連結血液流路７０を形成している。正ろ過室４０内の中空糸膜２０Ｂを通過してきた血液は、一旦該連結血液流路７０に入り込んだ後、逆ろ過室５０内の中空糸膜２０Ｂに流入する。連結透析液流路６０Ａ及び圧力損失手段６１Ａの構成は第二の実施の形態と同じである。
【００４１】
本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｂにおいては、血液流入口１５からの血液は、血液流入室１７を介して中空糸膜２０Ｂの内部（血液流路）に入り、正ろ過室４０を通って、前記した連結血液流路７０に流入する。その後、再び中空糸膜２０Ｂの内部（血液流路）に入り、逆ろ過室５０を通り、血液流出室１８を介して血液流出口１６に至る。正ろ過、逆ろ過の進行状態は、上述した実施の形態におけると同様である。本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｂにおいては、一方の室４０と他方の室５０との間に連結血液流路７０を設けるようにしたことにより、その製造が容易となる。
【００４２】
図７及び図８は、本発明の第四の実施の形態における血液透析ろ過器について示したものであり、図７は、その部分斜視図、図８は、断面図である。本実施の形態のモジュールは、ケーシング１０Ｃ、中空糸膜２０Ｃを装填した正ろ過室４０と逆ろ過室５０、血液流入口１５Ｃ、血液流出口１６Ｃ、及び透析液流入口１２Ｃ、透析液流出口１１Ｃ、血液流入室１７Ｃ、血液流出室１８Ｃ、連結透析液流路６０Ｃ、連結血液流路７０Ｃから構成されている。血液透析ろ過器１Ｃはこのモジュール一つより構成されている。ケーシング１０Ｃは筒状をなし、その一端部の側壁部には透析液流入口１２Ｃと透析液流出口１１Ｃとが形成されており、またその一端部には、血液流入口１５Ｃ及び血液流出口１６Ｃを備えたヘッダー１３Ｃが液密に接続されている。ケーシング１０Ｃの他端部は有底筒状のヘッダー１４Ｃにより液密に閉鎖されている。そしてケーシング１０Ｃ内には、その略中央部に長手軸と同方向に形成された隔壁３０Ｃを介して、正ろ過室４０と逆ろ過室５０が存在しており、正ろ過室４０と逆ろ過室５０とは並列状態で位置している。なお、隔壁３０Ｃはケーシングと一体で製作してもよく、別途製作後、一体に結合してもよい。
【００４３】
中空糸膜２０Ｃは、図示のように、ケーシング１０Ｃの前記正ろ過室４０と逆ろ過室５０の全長に亘って、その長手軸方向に沿って配置されている。各中空糸膜２０Ｃの両端部はケーシング１０Ｃの両端部において、隔壁１９Ｃ１、１９Ｃ２により液密に支持固定されている。また、ヘッダー１３Ｃと隔壁１９Ｃ１との間には、前記隔壁３０Ｃの延長部により区画されて、血液流入室１７Ｃ及び血液流出室１８Ｃが形成される。血液流入室１７Ｃには前記血液流入口１５Ｃが、血液流出室１８Ｃには前記血液流出口１６Ｃが接続する。さらに、ヘッダー１４Ｃと隔壁１９Ｃ２との間には連結血液流路７０Ｃが形成される。
【００４４】
隔壁３０Ｃには、図７及び図８に示すように、前記ヘッダー１４Ｃ側にて、逆ろ過室５０と正ろ過室４０の間に連結透析液流路６０Ｃが備えられ、この連結透析液流路６０Ｃには圧力損失を生じさせる圧力損失手段６１Ｃが設けられている。本実施の形態の圧力損失手段６１Ｃは、図示のように小径の孔であるが、前記圧力損失手段の条件が確保できればこれに限らない。また、ポリウレタンのような多孔質体によって形成されていてもよく、その場合に、その多孔質体が圧力損失手段６１として機能する。
【００４５】
本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｃにおいては、血液流入口１５Ｃからの血液は、血液流入室１７Ｃを介して中空糸膜２０の内部（血液流路）に入り、正ろ過室４０を通り、連結血液流路７０Ｃに達した後、再び中空糸膜２０Ｃの内部（血液流路）に入り、逆ろ過室５０を通り、血液流出室１８Ｃを介して血液流出口１６Ｃに至る。
【００４６】
透析液流入口１２Ｃから透析液流路２１Ｃを通って透析液流出口１１Ｃに至る透析液は、隔壁３０Ｃの連結透析液流路６０Ｃを通過するときに、圧力損失手段６１Ｃによって大きな圧力差が与えられる。それにより、上記した各血液透析ろ過器の場合と同様に、透析液は、逆ろ過室５０内の血液に対しては中空糸を介して大きな（＋の）圧力差で接し、正ろ過室４０内の血液に対しては中空糸を介して大きな（−の）圧力差で接することができる。
【００４７】
図９及び図１０は、本発明の第五の実施の形態における血液透析ろ過器について示したものであり、図９は、その部分斜視図、図１０は、部分断面図である。後記する隔壁及び連結透析液流路の構成を除き、他の構成は前記第四の実施の形態と同じであり、以下では、この相違点を中心に説明する。
【００４８】
本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｄでは、上記血液透析ろ過器１Ｃと同様、ケーシング１０Ｄの略中央部に、中空糸膜２０Ｃの配置に対して並行方向に隔壁３０Ｄが設けられており、該隔壁３０Ｄを介して、ケーシング１０Ｄ内には、一方の室である正ろ過室４０と、他方の室である逆ろ過室５０が存在する。ケーシング１０Ｄには、図９及び図１０に示すように、ヘッダー１４Ｃ側にて逆ろ過室５０と正ろ過室４０との間の連結透析液流路６０Ｄが隔壁３０Ｄの外部に形成されており、この連結透析液流路６０Ｄには圧力損失を生じさせる圧力損失手段６１Ｄが設けられている。本実施の形態の圧力損失手段６１Ｄは図示の様な流路であるが、前記圧力損失手段の条件が確保できればこれに限らない。正ろ過、逆ろ過の進行状態は、実質的に上述した第四の実施の形態のものと同じであり、説明は省略する。
【００４９】
前記したように、従来の技術の透析液流路で発生する圧力損失は、主として、透析液と、その周りの中空糸膜及びケーシング表面との摩擦によるものであったが、本発明による血液透析ろ過器では、正ろ過室と逆ろ過室の間の連結透析液流路６０で高い圧力差（圧力損失）を生じさせており、中空糸膜２０を介した透析液と血液の圧力差が一層大きなものとなる。その圧力差がドライビングフォースとなってろ過量が決まることから、結果として、ろ過量を増やすことができる。そのために、中空糸膜２０に対して変形などによる実質的な影響を与えることなく、正ろ過室４０及び逆ろ過室５０におけるろ過量が増加し、大量の液置換が可能になり、中〜高分子量物質の除去を効果的に行うことができる。しかも、本発明による血液透析ろ過器は、従来のものとサイズは同じであってよく、ポンプ等の専用の装置を用いることなく、そのまま既存の透析制御装置に適用することができるので、治療コストの低廉化と操作性の向上との双方を満足した運転を行うことができる。
【００５０】
なお、本願では大量のろ過を行うために連結透析液流路に圧力損失手段を設けたが、同様に連結血液流路７０（７０Ｃ）においても、血液に影響を与えない範囲でその断面積を調整することによって血液の流れにも圧力損失を加え、透析液と血液と間の圧力差を更に大きくすることも可能である。
【００５１】
図１１は、前記第四及び第五の実施の形態の血液透析ろ過器１Ｃ（１Ｄ）における血液及び透析液の圧力分布を示す図である。本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｃ（１Ｄ）では、正ろ過室と逆ろ過室の間の連結透析液流路６０Ｃ（６０Ｄ）の圧力損失手段６１Ｃ（６１Ｄ）によって、図示のように、正ろ過室４０に配置される透析液流路２１Ｃと、逆ろ過室５０に配置される透析液流路２１Ｃとの間で大きな圧力差が生じていることが分かる。この点は、上記第一乃至第三の実施の形態の血液透析ろ過器１（１Ａ、１Ｂ）も同様である。なお、この圧力損失は、血液流量２００ｍｌ／ｍｉｎ、透析液流量５００ｍｌ／ｍｉｎにおいて、１〜２００ｍｍＨｇの範囲で生じさせることができる。
【００５２】
一方、本実施の形態の血液透析ろ過器１Ｃ（１Ｄ）では、上記第一乃至第三の実施の形態の血液透析ろ過器１（１Ａ、１Ｂ）に比して、さらに容器（ケーシング）の長さに比べて血液流路及び透析液流路を長くとることができ、限られたスペースを有効に利用することができる。それにより、透析液流入口の圧力Ｐ_Dinと透析液流出口の圧力Ｐ_Doutとの圧力差のほか、血液流入口の圧力Ｐ_Binと血液流出口の圧力Ｐ_Boutとの圧力差も一層大きくさせることができる。
以上、本発明のいくつかの実施の形態について詳説したが、本発明は前記実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された発明の精神を逸脱しない範囲で、設計において種々の変更ができるものである。
【００５３】
例えば、前記各実施の形態のケーシングは、１つの正ろ過室と１つの逆ろ過室とを有しているが、それに限定されるものでなく、隔壁を長手軸方向に有する血液透析ろ過器１Ｃ、１Ｄの場合には、複数個の室を有することで血液の流路及び透析液の流路を実質長くするような構造とすることもできる。また、連結透析液流路は、ケーシングに設けられる構成に限定されるものではなく、例えば、隔壁の外部で、正ろ過室と逆ろ過室とからの延出部分をチューブ等にて繋いだものであってもよい。また、連結透析液流路には、流量計及び／又は流量制御装置が付加的に設けられていてもよく、これにより、ろ過量を測定及び適切に調節することも可能になる。例えば、透析液の流入量Ｑｉｎ、流出量Ｑｏｕｔ、連結透析液流路での測定流量をＱｘとすると、正ろ過室のろ過量は、Ｑｉｎ−Ｑｘとなり、逆ろ過室のろ過量は、Ｑｘ−Ｑｏｕｔとなり、簡単に求めることができる。
【００５４】
図１２は、本実施の形態の血液透析ろ過器を含んだ血液透析ろ過装置の回路構成図であり、血液透析ろ過装置８０は、図示のように、血液透析ろ過器１Ｄの連結透析液流路６０Ｄに流量計８１を設け、この透析液の流量Ｑｘを直接に測り、これと透析液の流入量Ｑｉｎとの差から、正ろ過室４０で発生するろ過量が測定可能であり、また、透析液の流出量Ｑｏｕｔとの差からは、逆ろ過室５０での逆ろ過量も測定可能である。そして、この連結透析液流路６０Ｄにあわせて流量制御装置８２を設けることで流量を制御することができる。なお、この場合において、流量制御装置８２は、ポンプで直接に流量をコントロールするか、圧力損失（例えば、弁）で流量をコントロールするかの二つがあると考えられる。また、流量計と流量制御装置との組合せは、単に、モニターするだけの流量計として（図１２（ａ）参照）、流量計と圧力損失コントロールとして（図１２（ｂ）参照）のほか、流量コントロールとして（図１２（ｃ）参照）の三ケースが考えられる。
更にまた、本発明の血液透析ろ過器は、血液及び血液から分離された血漿及び血液成分に対する浄化装置として利用することも可能である。
【００５５】
【発明の効果】
本発明の血液透析ろ過器及び血液透析ろ過装置は、従来のものと実質的に同じサイズで、既存の透析制御装置に実質大きさそのままで操作性よく適用することができ、血液の流れにも実質的に影響を与えることなく大量のろ過（液置換）が可能となる。本発明による血液透析ろ過器及び血液透析ろ過装置を用いることにより、例えば、慢性透析患者に発生しがちであり長期合併症に影響があるとされている血液中の中〜高分子量物質を、容易に、かつ、効果的に除去することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第一の実施の形態における血液透析ろ過器の部分断面図。
【図２】図１の血液透析ろ過器の拡大図。
【図３】本発明の第二の実施の形態における血液透析ろ過器の部分断面図。
【図４】図３の血液透析ろ過器の拡大図。
【図５】本発明の第三の実施の形態における血液透析ろ過器の部分断面図。
【図６】図５の血液透析ろ過器の拡大図。
【図７】本発明の第四の実施の形態における血液透析ろ過器の部分斜視図。
【図８】図７の血液透析ろ過器の断面図。
【図９】本発明の第五の実施の形態における血液透析ろ過器の部分斜視図。
【図１０】図９の血液透析ろ過器の部分断面図。
【図１１】図７乃至図１０の血液透析ろ過器における血液及び透析液の圧力分布を示す図。
【図１２】本発明による血液透析ろ過器を含んだ血液透析ろ過装置の回路構成図。
【符号の説明】
１、１Ａ、１Ｂ、１Ｃ、１Ｄ：血液透析ろ過器、１０、１０Ａ、１０Ｃ、１０Ｄ：ケーシング、１１、１１Ｃ：透析液の出口、１２、１２Ｃ：透析液の入口、１３：ヘッダー、１４：ヘッダー、１５、１５Ｃ：血液の入口、１６、１６Ｃ：血液の出口、１７：血液流入室、１８：血液流出室、２０、２０Ｂ、２０Ｃ：中空糸膜（血液流路）、２１：透析液流路、３０、３０Ａ、３０Ｂ、３０Ｃ、３０Ｄ：隔壁、４０：一方の室（正ろ過室）、５０：他方の室（逆ろ過室）、６０、６０Ａ、６０Ｂ、６０Ｃ、６０Ｄ：連結透析液流路、６１、６１Ａ、６１Ｂ、６１Ｃ、６１Ｄ：圧力損失手段、６２：連結透析液流路カバー、７０、７０Ｃ：連結血液流路、７１：連結血液流路カバー、８０：血液透析ろ過装置、８１：流量計、８２：流量制御装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a hemodialysis filter and a hemodiafiltration device, and in particular, a hollow fiber membrane type hemodialysis filter used for body fluid purification therapy such as hemodiafiltration in the treatment of chronic renal failure, and the like, and The present invention relates to a hemodiafiltration apparatus incorporating a hemodiafiltration machine.
[0002]
[Prior art]
In patients with renal failure, renal function is reduced, and water regulation and removal of harmful substances such as urea are reduced. Therefore, treatment for blood purification becomes necessary. As the treatment method, hemodialysis excellent in the removal ability of low molecular weight substances using a diffusion phenomenon due to a concentration gradient and blood filtration excellent in removal ability of medium to high molecular weight substances using a pressure difference are performed. In recent years, hemodiafiltration has been devised that combines the good points of both, bottle-dilution hemofiltration, Push / Pull hemodiafiltration, and on-line hemodiafiltration using a dialysate through a filter as a replacement. Several proposals such as law have been made.
[0003]
Other hemodialysis filter technologies have also been proposed (see, for example, JP-A-7-59849, JP-A-9-84873, JP-A-11-319079, etc.). These technologies are intended to create a large pressure difference (pressure loss) from the inlet to the outlet of the dialysate in the hemodiafiltration machine, and improve the filtration efficiency along with dialysis. . More specifically, these hemodialysis filters include one module, that is, a cylindrical casing, a hollow fiber membrane loaded in the casing, a blood inlet / outlet formed in the casing, and dialysis. In the hemodialysis filter described in JP-A-7-59849, the length in the longitudinal axis direction of the casing is about 10 times the diameter of the casing. By adopting an elongated shape of the order, a larger pressure difference than the conventional one is obtained. Further, in the hemodialysis filter described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-84873, an interposer or the like having a swelling property with respect to the dialysate is disposed inside the casing, and the dialysate in the casing is hollow fiber. Further, by partially reducing the cross-sectional area of the dialysate flow path flowing between the membranes, in the hemodialysis filter described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-319079, the dialysate in the casing is applied by applying pressure from the outside. A large pressure difference is obtained by partially reducing the cross-sectional area of the dialysate flow path between the hollow fiber membranes.
[0004]
Further, as another hemodiafiltration device, a device composed of two modules connected in series or in parallel and provided with a pump or the like between each module to control the filtration amount has been proposed (for example, , "Renal and dialysis" separate volume 2001, HDF treatment, 2001, P36-39, American Society of Nephrology vol.12 September 2001, A1392, etc.).
[0005]
Further, as a hemodialyzer, one composed of two bodies has been proposed (Japanese Patent Laid-Open No. 61-276563). This technology uses two bodies that are shortened by splitting the dialyzer length in parallel to improve the concentration of particles in the blood flowing through the hollow fiber and the flowability of the dialysate. The possibility of using fiber is given.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, the above-mentioned Push / Pull hemodiafiltration and on-line hemodiafiltration require a dedicated dialysis control device, and the above-mentioned hemodiafiltration apparatus composed of the two modules, etc. A simple peripheral device is required separately. Furthermore, the inconvenience arises that none of them is easy to operate.
[0007]
In the case of a hemodialysis filter composed of one module, there is a convenience that a special additional device is not required or the size can be directly applied to a conventional device. However, as described above, in order to obtain a predetermined pressure difference, the casing of the hemodialysis filter itself is made larger and larger than the size conventionally used, or the dialysate in the casing is interposed between the hollow fiber membranes. It is necessary to take measures such as crushing the cross-sectional area of the flowing dialysate flow path to make it partially smaller. In the former case, there is concern about the impact on operability due to the large size, and in the latter case As a result, the hollow fiber membrane, that is, the blood flow path may be deformed, and there is a concern that the blood flow may be affected. In both cases, for example, removal of medium to high molecular weight substances in blood, which is said to have an effect on long-term complications that tend to occur in chronic dialysis patients, has been performed to the extent that operability is satisfactory. It is hard to say.
[0008]
The dialyzer described in JP-A-61-276563 has advantages such as improving the concentration of particles in blood flowing in the hollow fiber and the flowability of dialysate as described above. However, the publication does not describe hemodiafiltration, internal filtration necessary for it, and removal of medium to high molecular weight substances. In Example 2, as a practical and desirable form, it is shown that clean dialysate is allowed to flow in parallel, and it is clear that internal filtration necessary for a dialysis filter is not considered. It is difficult to say that the removal of high molecular weight substances is satisfactory.
[0009]
The present invention has been made in view of such a problem, and the object thereof is substantially the same size as the conventional one, and is applied to an existing dialysis control device with substantially the same size and good operability. It is an object to provide an improved hemodialysis filter capable of performing a large amount of filtration (liquid replacement) without substantially affecting the blood flow, and a hemodiafiltration device using the same . By using the hemodialysis filter and the hemodiafiltration device according to the present invention, for example, medium to high molecular weight substances in blood that are likely to occur in chronic dialysis patients and have an effect on long-term complications can be easily obtained. In addition, it can be effectively removed.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present inventors have intensively studied to arrive at the present invention. That is, the present invention
1) Hemodiafiltration comprising a casing, at least one normal filtration chamber loaded with a hollow fiber membrane, at least one reverse filtration chamber, and a module having at least a blood inlet / outlet and a dialysate inlet / outlet. And a connected dialysate flow path having pressure loss means between the forward filtration chamber and the reverse filtration chamber, and having a partition wall between the forward filtration chamber and the reverse filtration chamber. Hemodialysis filter.
2) The hemodialysis filter according to 1), wherein the forward filtration chamber and the reverse filtration chamber exist in a series direction via the partition wall provided in a crossing direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membranes. .
[0011]
3) The hemodialysis filter according to 1), wherein the forward filtration chamber and the reverse filtration chamber exist in a parallel direction via the partition wall provided in the same direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membranes. .
4) The hemodialysis filter according to 2) or 3), wherein the connected dialysate flow path and the pressure loss means are provided in the partition wall.
5) The hemodialysis filter according to 2) or 3), wherein the connected dialysate flow path and the pressure loss means are provided outside the partition wall.
6) The hemodialysis filter according to any one of 1) to 5), wherein the module has a connected blood flow path between the forward filtration chamber and the reverse filtration chamber.
[0012]
7) Hemodiafiltration comprising a casing, at least one forward filtration chamber loaded with a hollow fiber membrane, at least one reverse filtration chamber, and one module having at least a blood inlet / outlet and a dialysate inlet / outlet. A hemodialysis filter provided with a partition between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber and a connected dialysate flow path having pressure loss means between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber And a hemodiafiltration device comprising at least a flow rate control device and / or a flow meter for measuring the flow rate in the dialysate flow path.
Related to.
[0013]
Of the present invention
A hemodiafiltration machine is a device used for blood purification of diafiltration for blood and plasma and blood components separated from blood. In terms of performance, it is desirable to perform liquid replacement of at least 5 L, more preferably 7 L or more in a dialysis time of 4 hours.
[0014]
A hollow fiber membrane is a semipermeable membrane in the form of a thread having a lumen (hollow part). Blood flows through the inner surface of the lumen and dialysate flows through the outer surface. Dialysis and filtration are performed through the semipermeable membrane. It is a film in which either or both of the phenomena occur.
The blood flow channel is a blood flow channel that flows exclusively through the hollow fiber membrane lumen (hollow part) loaded in the dialysis filter.
[0015]
The dialysate flow path is a dialysate flow path that flows exclusively between the hollow fiber membranes loaded in the dialysis filter.
The normal filtration chamber is a region having a blood flow path and a dialysate flow path, where a normal filtration phenomenon (water removal) is mainly occurring.
The reverse filtration chamber is a region having a blood flow path and a dialysate flow path, and a reverse filtration phenomenon (replacement fluid) is mainly occurring.
The connected blood flow path is a blood flow path that connects the blood flow paths of the respective chambers when the hollow fiber membranes loaded in the respective chambers are not one continuous connection.
The connected dialysate flow path is a dialysate flow path that connects the dialysate flow paths of the chambers.
[0016]
The pressure loss means is any means capable of generating a pressure loss in the connected dialysate flow path. A means for generating a pressure loss only by resistance with the flow path wall surface or a means for generating a pressure loss by changing the cross-sectional area of the flow path may be used. Both may be employed simultaneously. Moreover, the aspect which provides a flow-path cross-sectional area change means like an orifice in the middle of a connection dialysate flow path may be sufficient, and a connection dialysate flow path itself may be an orifice.
[0017]
The partition wall is a wall that separates the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber.
The casing is a container having a blood inlet / outlet and a dialysate inlet / outlet.
The module is configured to include at least a casing, at least one normal filtration chamber loaded with a hollow fiber membrane, at least one reverse filtration chamber, and a blood inlet / outlet and a dialysate inlet / outlet, and a partition wall therein. A connected dialysate flow path. In addition, a connected blood channel may be included in the configuration.
The volumes of the chambers do not have to be the same, and the number and type of hollow fiber membranes loaded in the chambers need not be the same.
[0018]
In the present invention, due to the pressure difference formed by the pressure loss means of the connected dialysate channel, the dialysate channel in one chamber has a large (+) pressure difference through the blood channel and the hollow fiber membrane. Reverse filtration occurs in contact with the bottom, and in the other chamber, the dialysate flow path is contacted under a large (−) pressure difference via the blood flow path and the hollow fiber membrane, and normal filtration occurs. For this reason, it is possible to efficiently and reliably perform normal filtration and reverse filtration of blood, and it is possible to effectively remove medium to high molecular weight substances in blood. Moreover, the hemodialysis filter of the present invention has substantially the same size as the conventional one, and can be applied to an existing dialysis control device as it is. For this reason, it is possible to simultaneously improve the operability of the apparatus and reduce the treatment cost.
[0019]
Moreover, in the conventional hemodialysis filter, the dialysate flows exclusively between the hollow fiber membranes, and the pressure loss generated in the dialysate flow path is caused by friction between the hollow fiber membrane surface and the casing surface. Yes. Therefore, there is a limit to the pressure difference that can be obtained under normal conditions. In the hemodialysis filter according to the present invention, appropriate pressure loss means is provided in the connected dialysate flow path, not by friction with the hollow fiber membrane surface and the casing surface, and pressure loss is generated exclusively there. Therefore, a large pressure difference can be easily established without affecting the hollow fiber membrane, and as a result, the amount of filtration can be increased.
[0020]
When the inside of the casing is divided into two chambers, it is not easy to directly connect the blood flow channel in one chamber and the blood flow channel in the other chamber with a hollow fiber membrane that is seamlessly connected. Therefore, in a preferred embodiment of the hemodialysis filter according to the present invention, a connected blood flow path without a hollow fiber membrane is formed between the one chamber and the other chamber, whereby blood Manufacture of dialysis filters is facilitated.
[0021]
A theoretical comparison is made between the hemodialysis filter according to the present invention and the hemodialysis filter according to the prior art in which a dialysis fluid channel cross-sectional area is reduced by inserting a constriction or the like. First, since the flow in the dialysate flow path in the container loaded with the hollow fiber membrane can be regarded as a flow in the porous body, the pressure gradient dp / dx is expressed by Darcy as shown in the equation (1). Generally expressed in an expression.
[0022]
[Expression 1]
dp / dx = −μv / κ (1)
Here, p is the pressure [Pa], x is the distance [m], μ is the viscosity [PaS], and κ is the permeation coefficient [m. ² ] And v are speeds [m / s]. However, the speed is a value obtained by dividing the flow rate by the apparent cross-sectional area of the flow path.
However, since this formula only defines the pressure gradient dp / dx, a distance L is required as shown in formula (2) in order to obtain the pressure difference (pressure loss) Δp.
[0023]
[Expression 2]
Δp = | dp / dx | L = μvL / κ (2)
Here, L is the length in which the constriction used for actually reducing the cross-sectional area of the dialysate channel is arranged.
[0024]
On the other hand, as in the present invention, when a pressure difference (pressure loss) is obtained in a connected dialysate flow path that is not filled with hollow fibers, for example, the pressure loss when the flow path is rapidly reduced by an orifice or the like As shown in 3), it is generally proportional to the square of the speed.
[0025]
[Equation 3]
Δp = γζv ² / 2g (3)
Where γ is the specific weight [N / m ^Three ], Ζ is a pressure loss coefficient, g is gravity [m / s ² ].
[0026]
As shown in Equation (3), when an orifice or the like is used, it is not necessary to take a distance L in the dialysate flow path and generate a pressure difference (pressure loss). The pressure difference (pressure loss) can be changed without fear of influencing, which is extremely advantageous.
[0027]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. 1 and 2 show a hemodialysis filter according to a first embodiment of the present invention. FIG. 1 is a partial sectional view thereof, and FIG. 2 is a partially enlarged view thereof.
The module of the present embodiment includes a casing 10, a normal filtration chamber 40 and a reverse filtration chamber 50 loaded with a hollow fiber membrane 20, a blood inlet 15, a blood outlet 16, a dialysate inlet 12, and a dialysate outlet 11. , Blood inflow chamber 17, blood outflow chamber 18, and connected dialysate flow path 60. The hemodialysis filter 1 is composed of one module.
[0028]
The casing 10 has a cylindrical shape, and has a dialysate outlet 11 on one side and a dialysate inlet 12 on the other side. A header 13 having a blood inlet 15 is liquid-tightly connected to the end of the one side of the casing 10, and a blood outlet 16 is provided to the end of the other side of the casing 10. The header 14 is liquid-tightly connected.
[0029]
The hollow fiber membrane 20 is arranged in the longitudinal axis direction of the casing 10 and functions as a blood flow path. For example, about 100 to 30,000 are loaded over almost the entire length of the inside of the casing 10. . The hollow fiber membrane 20 is made of, for example, regenerated cellulose, cellulose derivative, polymethyl methacrylate, polyethylene, polyolefin such as polypropylene, polysulfone, polyacrylonitrile, polyamide, polyimide, polyether nylon, silicone, polytetrafluoroethylene, or polyester. It is composed of a polymer alloy. Of these, polysulfone and polyacrylonitrile are preferable as the hollow fiber membrane suitable for filtration performance. The effective membrane area of the hollow fiber membrane 20 is not particularly limited, but is preferably 100 cm. ² ~ 6.0m ² Degree, more preferably 0.2-4.0 m ² It is said to be about.
[0030]
Both ends of the hollow fiber membrane 20 are supported and fixed in a liquid-tight manner by the partition walls 19 and the like at the both ends of the casing 10 in a state where the end openings of the hollow fiber membrane 20 are not blocked. A blood inflow chamber 17 is formed between the header 13 and the partition wall 19, and a blood outflow chamber 18 is also formed on the header 14 side. The partition wall 19 is made of a potting material such as polyurethane, silicone, or epoxy resin, and the hollow fiber membranes 20 are bundled, and a liquid potting material is injected into both ends of the bundle by a centrifugal injection method and cured. Formed.
[0031]
The hemodialysis filter 1 of the present embodiment has a partition wall 30 that is preferably provided substantially in the vertical direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membrane 20 at a substantially central portion of the casing 10. In the casing 10, there are a normal filtration chamber 40 that is one chamber and a reverse filtration chamber 50 that is the other chamber through the partition wall 30. In the present embodiment, the normal filtration chamber 40 and the reverse filtration chamber 50 are connected in series.
[0032]
The casing 10, the header 13, and the header 14 are made of various hard resins such as polyethylene, polypropylene, polycarbonate, polymethyl methacrylate, acrylic resin, hard polyvinyl chloride, styrene-butadiene copolymer resin, and polystyrene. In order to ensure internal visibility, it is preferably transparent or translucent. The partition wall 19 and the partition wall 30 are made of, for example, polyurethane, silicone, or epoxy resin.
[0033]
As shown in FIG. 2, the partition wall 30 is provided with a connected dialysate flow path 60 between the reverse filtration chamber 50 and the normal filtration chamber 40, and the pressure loss that causes a pressure loss in the connected dialysate flow path 60. Means 61 are provided. The pressure loss means 61 of this embodiment is one or more small holes as shown in the figure, but is not limited to this as long as the conditions of the pressure loss means can be secured.
[0034]
In the hemodialysis filter 1 of the present embodiment, the blood from the blood inlet 15 enters the hollow fiber membrane 20 (blood flow path) via the blood inflow chamber 17 and is reversely filtered from the normal filtration chamber 40. It passes through the chamber 50 and reaches the blood outlet 16 via the blood outflow chamber 18. On the other hand, the dialysate from the dialysate inlet 12 through the dialysate flow path 21 to the dialysate outlet 11 passes through the connected dialysate flow path 60 of the partition wall 30 on the way.
[0035]
Since a large pressure difference is given by the pressure loss means 61 when passing, the dialysate comes into contact with the blood in the reverse filtration chamber 50 through the hollow fiber membrane with a large (+) pressure difference. The blood in the filtration chamber 40 comes into contact with a large (−) pressure difference through the hollow fiber membrane. Since the filtration amount is determined by the magnitude of the pressure difference, both normal filtration and reverse filtration are promoted. In the process, the presence of the partition wall 30 and the connected dialysate flow channel 60 does not substantially affect the blood flow of the hollow fiber membrane 20.
[0036]
3 and 4 show a hemodialysis filter according to a second embodiment of the present invention. FIG. 3 is a partial sectional view thereof, and FIG. 4 is a partially enlarged view thereof. Except for the configuration of the partition wall and the connected dialysate flow path, which will be described later, the other configurations are the same as those of the first embodiment, and the difference will be mainly described below.
[0037]
The hemodialysis filter 1A according to the present embodiment has a partition wall 30A provided at a substantially central portion of the casing 10A, preferably in a substantially vertical direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membrane 20, and the partition wall 30A. In the casing 10A, there are a normal filtration chamber 40 which is one chamber and a reverse filtration chamber 50 which is the other chamber. Here, as shown in FIG. 4, the casing 10 A has a connected dialysate flow path 60 A that connects the back filtration chamber 50 and the normal filtration chamber 40 by a connected dialysate flow path cover 62 outside the partition wall 30 A. 10A is formed on the entire circumference or a part of the circumferential direction, and pressure loss means 61A for generating a pressure loss is also provided on the whole circumference or a part of the circumferential direction in this connected dialysate flow path 60A. Yes. The pressure loss means 61A of the present embodiment has a shape that gradually changes the cross-sectional area as shown in the drawing, but is not limited to this as long as the conditions of the pressure loss means can be secured.
[0038]
In the hemodialysis filter 1A of the present embodiment, the dialysate from the dialysate inlet 12 through the dialysate flow path 21 to the dialysate outlet 11 is connected to the dialysate located outside the partition wall 30A. It passes through the liquid flow path 60A. Since a large pressure difference is given to the dialysate by the pressure loss means 61 A when passing, the dialysate uses a hollow fiber for the blood in the reverse filtration chamber 50 as in the case of the hemodiafiltration machine 1. It can be contacted with a large (+) pressure difference through the hollow fiber, and can be contacted with the blood within the positive filtration chamber 40 through a hollow fiber. The progress of forward filtration and reverse filtration is the same as in the first embodiment.
[0039]
5 and 6 show a hemodialysis filter according to a third embodiment of the present invention. FIG. 5 is a partial sectional view thereof, and FIG. 6 is a partially enlarged view thereof. This configuration is the same as that of the second embodiment except for the configuration of the partition wall and the connected dialysate flow path, which will be described later, and hereinafter, this difference will be mainly described.
[0040]
That is, in the hemodialysis filter 1B of the present embodiment, two partition walls 30B and 30B that are preferably provided substantially in the vertical direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membrane 20B at a substantially central portion of the casing 10A. There are a normal filtration chamber 40 as one chamber and a reverse filtration chamber 50 as the other chamber in the casing 10A via the two partition walls 30B and 30B. The partition wall 30B is formed by the same material and method as the partition wall 19. As shown in FIG. 6, the outer peripheral edges of the two partition walls 30 B and 30 B are joined by a connected blood channel cover 71, and a connected blood channel 70 is formed therebetween. The blood that has passed through the hollow fiber membrane 20B in the normal filtration chamber 40 once enters the connected blood channel 70 and then flows into the hollow fiber membrane 20B in the reverse filtration chamber 50. The configuration of the connected dialysate flow path 60A and the pressure loss means 61A is the same as that of the second embodiment.
[0041]
In the hemodialysis filter 1B of the present embodiment, blood from the blood inlet 15 enters the inside of the hollow fiber membrane 20B (blood flow path) via the blood inflow chamber 17 and passes through the normal filtration chamber 40. Then, it flows into the aforementioned connected blood channel 70. Thereafter, it enters the hollow fiber membrane 20B again (blood channel), passes through the reverse filtration chamber 50, and reaches the blood outlet 16 through the blood outflow chamber 18. The progress of forward filtration and reverse filtration is the same as in the above-described embodiment. In the hemodialysis filter 1B of the present embodiment, the connection blood channel 70 is provided between the one chamber 40 and the other chamber 50, so that the manufacture thereof is facilitated.
[0042]
7 and 8 show a hemodiafiltration machine according to a fourth embodiment of the present invention. FIG. 7 is a partial perspective view thereof, and FIG. 8 is a sectional view thereof. The module of the present embodiment includes a casing 10C, a forward filtration chamber 40 and a reverse filtration chamber 50 loaded with a hollow fiber membrane 20C, a blood inlet 15C, a blood outlet 16C, a dialysate inlet 12C, and a dialysate outlet 11C. The blood inflow chamber 17C, the blood outflow chamber 18C, the connected dialysate flow path 60C, and the connected blood flow path 70C. The hemodialysis filter 1C is composed of one module. The casing 10C has a cylindrical shape, and a dialysate inflow port 12C and a dialysate outflow port 11C are formed on a side wall portion of one end thereof, and a blood inflow port 15C and a blood outflow port 16C are formed at one end thereof. A header 13 C provided with a liquid-tight connection. The other end of the casing 10C is liquid-tightly closed by a bottomed cylindrical header 14C. In the casing 10C, there are a normal filtration chamber 40 and a reverse filtration chamber 50 through a partition wall 30C formed in a substantially central portion in the same direction as the longitudinal axis. 50 is located in a parallel state. The partition wall 30C may be manufactured integrally with the casing, or may be combined integrally after being manufactured separately.
[0043]
As shown in the figure, the hollow fiber membrane 20C is disposed along the longitudinal axis direction over the entire length of the forward filtration chamber 40 and the reverse filtration chamber 50 of the casing 10C. Both ends of each hollow fiber membrane 20C are liquid-tightly supported and fixed by partition walls 19C1 and 19C2 at both ends of the casing 10C. Further, a blood inflow chamber 17C and a blood outflow chamber 18C are formed between the header 13C and the partition wall 19C1 by an extension of the partition wall 30C. The blood inlet 15C is connected to the blood inlet 17C, and the blood outlet 16C is connected to the blood outlet 18C. Further, a connecting blood channel 70C is formed between the header 14C and the partition wall 19C2.
[0044]
As shown in FIGS. 7 and 8, the partition wall 30C is provided with a connected dialysate flow path 60C between the back filtration chamber 50 and the normal filtration chamber 40 on the header 14C side. 60C is provided with pressure loss means 61C for generating pressure loss. The pressure loss means 61C of the present embodiment is a small-diameter hole as shown in the figure, but is not limited to this as long as the conditions for the pressure loss means can be secured. Further, it may be formed of a porous body such as polyurethane, and in that case, the porous body functions as the pressure loss means 61.
[0045]
In the hemodialysis filter 1C of the present embodiment, blood from the blood inlet 15C enters the hollow fiber membrane 20 (blood channel) via the blood inlet chamber 17C, passes through the positive filtration chamber 40, After reaching the connected blood channel 70C, it again enters the hollow fiber membrane 20C (blood channel), passes through the reverse filtration chamber 50, and reaches the blood outlet 16C via the blood outflow chamber 18C.
[0046]
When the dialysate from the dialysate inlet 12C through the dialysate flow path 21C to the dialysate outlet 11C passes through the connected dialysate flow path 60C of the partition wall 30C, a large pressure difference is given by the pressure loss means 61C. It is done. As a result, as in the case of each hemodiafiltration machine described above, the dialysate contacts the blood in the reverse filtration chamber 50 with a large (+) pressure difference via the hollow fiber, and the normal filtration chamber 40. The inner blood can be contacted with a large (−) pressure difference through the hollow fiber.
[0047]
9 and 10 show a hemodialysis filter according to a fifth embodiment of the present invention. FIG. 9 is a partial perspective view thereof, and FIG. 10 is a partial cross-sectional view thereof. Except for the configuration of the partition wall and the connected dialysate flow path, which will be described later, the other configurations are the same as those of the fourth embodiment, and the difference will be mainly described below.
[0048]
In the hemodialysis filter 1D of the present embodiment, a partition wall 30D is provided in a substantially central portion of the casing 10D in a direction parallel to the arrangement of the hollow fiber membrane 20C, similar to the hemodialysis filter 1C. A normal filtration chamber 40 that is one chamber and a reverse filtration chamber 50 that is the other chamber are present in the casing 10D via the partition wall 30D. In the casing 10D, as shown in FIGS. 9 and 10, a connected dialysate flow path 60D between the back filtration chamber 50 and the normal filtration chamber 40 is formed outside the partition wall 30D on the header 14C side. The connected dialysate flow path 60D is provided with pressure loss means 61D for causing pressure loss. The pressure loss means 61D of the present embodiment is a flow path as shown in the figure, but is not limited to this as long as the conditions of the pressure loss means can be secured. The progress of forward filtration and reverse filtration is substantially the same as that of the fourth embodiment described above, and a description thereof is omitted.
[0049]
As described above, the pressure loss generated in the conventional dialysate flow path was mainly due to friction between the dialysate and the surrounding hollow fiber membrane and the casing surface. In the filter, a high pressure difference (pressure loss) is generated in the connected dialysate flow path 60 between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber, and the pressure difference between the dialysate and the blood via the hollow fiber membrane 20 is further increased. It will be big. Since the pressure difference becomes a driving force and the amount of filtration is determined, as a result, the amount of filtration can be increased. Therefore, without substantially affecting the hollow fiber membrane 20 due to deformation or the like, the filtration amount in the normal filtration chamber 40 and the reverse filtration chamber 50 is increased, and a large amount of liquid replacement becomes possible. The removal of the molecular weight substance can be performed effectively. In addition, the hemodialysis filter according to the present invention may be the same size as the conventional one, and can be applied to an existing dialysis control device as it is without using a dedicated device such as a pump. Therefore, it is possible to perform the operation satisfying both the low cost and the improved operability.
[0050]
In this application, in order to perform a large amount of filtration, pressure loss means is provided in the connected dialysate flow path. Similarly, in the connected blood flow path 70 (70C), the cross-sectional area thereof is set within a range that does not affect blood. By adjusting the pressure, it is possible to add a pressure loss to the blood flow and further increase the pressure difference between the dialysate and the blood.
[0051]
FIG. 11 is a diagram showing the pressure distribution of blood and dialysate in the hemodialysis filter 1C (1D) of the fourth and fifth embodiments. In the hemodialysis filter 1C (1D) of the present embodiment, the pressure loss means 61C (61D) of the connected dialysate flow path 60C (60D) between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber is used as shown in the figure. It can be seen that there is a large pressure difference between the dialysate flow path 21C disposed in the filtration chamber 40 and the dialysate flow path 21C disposed in the reverse filtration chamber 50. This also applies to the hemodialysis filters 1 (1A, 1B) of the first to third embodiments. This pressure loss can be caused in the range of 1 to 200 mmHg at a blood flow rate of 200 ml / min and a dialysate flow rate of 500 ml / min.
[0052]
On the other hand, in the hemodialysis filter 1C (1D) of the present embodiment, the container (casing) has a longer length than the hemodialysis filters 1 (1A, 1B) of the first to third embodiments. Compared to this, the blood channel and the dialysate channel can be made longer, and the limited space can be used effectively. Thereby, the pressure P of the dialysate inlet _Din And dialysate outlet pressure P _Dout In addition to the pressure difference with the blood pressure P _Bin And blood outlet pressure P _Bout And the pressure difference can be further increased.
Although several embodiments of the present invention have been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and in the design without departing from the spirit of the invention described in the claims. Various changes can be made.
[0053]
For example, the casing of each of the above embodiments has one forward filtration chamber and one reverse filtration chamber, but is not limited thereto, and is a hemodialysis filter 1C having a partition wall in the longitudinal axis direction. In the case of 1D, a structure in which the flow path of blood and the flow path of dialysate are made substantially longer by having a plurality of chambers may be employed. In addition, the connected dialysate flow path is not limited to the configuration provided in the casing. For example, the extended part from the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber is connected by a tube or the like outside the partition wall. It may be. In addition, a flow meter and / or a flow control device may be additionally provided in the connected dialysate flow path, which makes it possible to measure and appropriately adjust the filtration amount. For example, if the inflow volume Qin, the outflow volume Qout, and the measured flow rate in the connected dialysate flow path are Qx, the filtration volume in the normal filtration chamber is Qin-Qx, and the filtration volume in the reverse filtration chamber is Qx- Qout, which can be easily obtained.
[0054]
FIG. 12 is a circuit configuration diagram of a hemodiafiltration device including the hemodiafiltration device of the present embodiment. As shown in the drawing, the hemodiafiltration device 80 is connected to the dialysate flow path of the hemodialysis filter 1D. A flow meter 81 is provided at 60D, and the flow rate Qx of the dialysate is directly measured. From the difference between the flow rate Qin and the inflow amount Qin of the dialysate, the amount of filtration generated in the positive filtration chamber 40 can be measured. The amount of reverse filtration in the reverse filtration chamber 50 can also be measured from the difference from the liquid outflow amount Qout. The flow rate can be controlled by providing a flow rate control device 82 in accordance with the connected dialysate flow path 60D. In this case, it is considered that the flow rate control device 82 has two types, that is, the flow rate is directly controlled by a pump or the flow rate is controlled by a pressure loss (for example, a valve). Further, the combination of the flow meter and the flow control device is not only a flow meter for monitoring (see FIG. 12 (a)), but also as a flow meter and pressure loss control (see FIG. 12 (b)). Three cases of control (see FIG. 12C) are conceivable.
Furthermore, the hemodialysis filter of the present invention can be used as a purification device for blood and blood components separated from blood and blood.
[0055]
【The invention's effect】
The hemodialysis filter and hemodiafiltration device of the present invention are substantially the same size as conventional ones, and can be applied to existing dialysis control devices as they are with a substantial size and with good operability. A large amount of filtration (liquid replacement) can be performed without substantially affecting. By using the hemodialysis filter and the hemodiafiltration device according to the present invention, for example, medium to high molecular weight substances in blood that are likely to occur in chronic dialysis patients and have an effect on long-term complications can be easily obtained. In addition, it can be effectively removed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a partial cross-sectional view of a hemodialysis filter according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is an enlarged view of the hemodialysis filter of FIG.
FIG. 3 is a partial cross-sectional view of a hemodialysis filter according to a second embodiment of the present invention.
4 is an enlarged view of the hemodialysis filter of FIG. 3. FIG.
FIG. 5 is a partial cross-sectional view of a hemodialysis filter according to a third embodiment of the present invention.
6 is an enlarged view of the hemodialysis filter of FIG.
FIG. 7 is a partial perspective view of a hemodialysis filter according to a fourth embodiment of the present invention.
8 is a cross-sectional view of the hemodialysis filter of FIG.
FIG. 9 is a partial perspective view of a hemodialysis filter according to a fifth embodiment of the present invention.
10 is a partial cross-sectional view of the hemodialysis filter of FIG.
11 is a view showing the pressure distribution of blood and dialysate in the hemodialysis filter of FIGS. 7 to 10. FIG.
FIG. 12 is a circuit configuration diagram of a hemodiafiltration device including a hemodiafiltration device according to the present invention.
[Explanation of symbols]
1, 1A, 1B, 1C, 1D: hemodialysis filter, 10, 10A, 10C, 10D: casing, 11, 11C: dialysate outlet, 12, 12C: dialysate inlet, 13: header, 14: header 15, 15C: blood inlet, 16, 16C: blood outlet, 17: blood inflow chamber, 18: blood outflow chamber, 20, 20B, 20C: hollow fiber membrane (blood channel), 21: dialysate channel , 30, 30A, 30B, 30C, 30D: partition, 40: one chamber (forward filtration chamber), 50: other chamber (reverse filtration chamber), 60, 60A, 60B, 60C, 60D: connected dialysate flow path 61, 61A, 61B, 61C, 61D: Pressure loss means, 62: Connected dialysate channel cover, 70, 70C: Connected blood channel, 71: Connected blood channel cover, 80: Hemodiafiltration device, 81: Flow meter, 82: Flow control device

Claims

In a hemodialysis filter comprising a casing, at least one forward filtration chamber loaded with a hollow fiber membrane, at least one reverse filtration chamber, and at least one module including a blood inlet / outlet and a dialysate inlet / outlet. ,
A hemodialysis comprising a partition between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber and a connected dialysate flow path having pressure loss means between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber. Filter.

The hemodiafiltration machine according to claim 1, wherein the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber exist in a series direction via the partition wall provided in a crossing direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membranes.

The hemodialysis filter according to claim 1, wherein the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber exist in a parallel direction through the partition wall provided in the same direction with respect to the arrangement of the hollow fiber membranes.

The hemodialysis filter according to claim 2 or 3, wherein the connected dialysate flow path and the pressure loss means are provided in the partition wall.

4. The hemodialysis filter according to claim 2, wherein the connected dialysate flow path and the pressure loss means are provided outside the partition wall.

The hemodialysis filter according to any one of claims 1 to 5, wherein the module has a connected blood flow path between the forward filtration chamber and the reverse filtration chamber.

In a hemodialysis filter comprising a casing, at least one forward filtration chamber loaded with a hollow fiber membrane, at least one reverse filtration chamber, and at least one module including a blood inlet / outlet and a dialysate inlet / outlet. A hemodialysis filter comprising a partition between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber, and a connected dialysate flow path having pressure loss means between the normal filtration chamber and the reverse filtration chamber; A hemodiafiltration apparatus comprising at least a flow rate control device and / or a flowmeter for measuring a flow rate in the connected dialysate flow path.