DE3851572T2

DE3851572T2 - Polysulfon-Hohlfasermembran und Verfahren zu ihrer Herstellung.

Info

Publication number: DE3851572T2
Application number: DE3851572T
Authority: DE
Inventors: Hiroyuki - Akasu; Ichiro - Kawata; Akio - Ohmory; Takehiko Okamoto; Akinori Sueoka
Original assignee: Kuraray Co Ltd
Current assignee: Kuraray Co Ltd
Priority date: 1987-06-12
Filing date: 1988-06-06
Publication date: 1995-05-24
Anticipated expiration: 2008-06-07
Also published as: US4874522A; DE3851572D1; EP0294737A3; EP0294737A2; EP0294737B1; CA1311884C

Description

Diese Erfindung betrifft eine Polysulfonhohlfasermembran, das Verfahren zur Herstellung derselben und eine Vorrichtung zur Behandlung von Körperflüssigkeit; genauer betrifft sie eine Polysulfonhohlfasermembran, umfassend eine Hautschicht als innere Oberfläche, eine mikroporöse Struktur im Inneren dieser Membran und eine äußere Oberfläche, welche Mikroporen mit einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 5 bis 50 % aufweist, und das Verfahren zur Herstellung derselben.
Vor kurzem wurden Techniken, welche Membranen verwenden, welche selektive Permeabilitäten in dem medizinischen Bereich aufweisen, beträchtlich entwickelt, und sie wurden eine nach der anderen für verschiedene Filtrationsmedien und künstliche Organe zur praktischen Anwendung gebracht. Insbesondere Membranen, welche die Form einer Hohlfaser aufweisen, sind für den Erhalt eines großen Membranbereichs pro Volumen vorteilhaft und daher stiegen die Beispiele für ihre praktische Anwendung an. Für Materialien der selektiv permeablen Membran für medizinische Anwendungen wurden zahlreiche Arten von Polymeren entwickelt und gegenwärtig werden Polymere, wie etwa Zellulose, Zelluloseacetat, Polyamide, Polyacrylnitrile, Polymethylmethacrylate, Polyvinylalkohole, Polysulfone, Polyolefine und dgl., verwendet.
Da Polysulfone in bezug auf ihre physikalischen und chemischen Eigenschaften, wie etwa Hitzebeständigkeit, Säurebeständigkeit, Basenbeständigkeit und Oxidationsbeständigkeit, exzellent sind, haben sie auf dem Gebiet der industriellen Verwendungen Aufmerksamkeit erregt und sie wurden in bezug auf die Anwendung für Ultrafiltration, Umkehrosmose, als Trägermaterial für die zusammengesetzte Membran für Trennungen von Gasen und dgl. untersucht. Beispielsweise beschreibt die ungeprüfte Japanische Patent-Offenlegung Nr. 145379/1979 eine "Stufen-artige" Polysulfonhohlfaser des beidseitigen Hauttyps, welche an der inneren Oberfläche und an der äußeren Oberfläche davon Mikroporen mit Porendurchmessern von 1 bis 10 nm (10 bis 100 Å) aufweist, welcher Porendurchmesser sich zum Inneren der Membran schrittweise erhöht.
Die ungeprüften Japanischen Patent-Offenlegungen Nr. 105704/1981 und 115602/1981 beschreiben eine Polysulfonhohlfaser, welche keine mikroskopisch nachweisbaren Poren oder offenen Bereiche an beiden Seiten der Membran und eine Innenstruktur der Type von gebündelten Rohren, eine sogenannte fingerartige Struktur, aufweist.
Die ungeprüfte Japanische Patent-Offenlegung Nr. 114702/1983 beschreibt eine Membran mit schwammartiger Struktur, welche Mikroschlitze an ihrer Innenoberfläche aufweist, welche eine durchschnittliche Breite von nicht mehr als 50 nm (500 Å) besitzen, und welche an ihrer Außenoberfläche Mikroporen aufweist, welche einen durchschnittlichen Porendurchmesser von 100 bis 500 nm (1000 bis 5000 Å) besitzen.
Die ungeprüfte Japanische Patent-Offenlegung Nr. 152704/1981 beschreibt eine Polysulfonhohlfasermembran umfassend eine Hautschicht(en) an ihrer Innenoberfläche und/oder Außenoberfläche und eine schwammartige Schicht benachbart zu der Hautschicht; die ungeprüfte Japanische Patent-Offenlegung Nr. 82515/1982 beschreibt eine Polysulfonhohlfasermembran umfassend eine Hautschicht an ihrer Innenoberfläche und Hohlräumen benachbart zu dieser Hautschicht; und die ungeprüfte Japanische Patent-Offenlegung Nr. 154051/1981 beschreibt eine asymmetrische Polymermembran umfassend eine Haut und einen porösen Träger.
Weiters sind die Hämofilter "DIAFILTER" der Amicon Corporation und "HEMOFLOW" der Fresenius AG als Hohlfasermembranen für medizinische Verwendungen bekannt.
Alle oben genannten Membranen weisen jedoch die unten beschriebenen Nachteile auf.
Die in der Japanischen Patent-Offenlegung Nr. 145379/1979 beschriebene Membran weist eine niedrige Filtrationsrate für das Filtrieren von Körperflüssigkeit auf, wahrscheinlich auf Grund der Tatsache, daß die Hautschichten auf beiden Seiten angeordnet sind, oder auf Grund der niedrigen Kontinuität der Poren im Inneren der Struktur. Die in den Japanischen Patent-Offenlegungen Nr. 105704/1981 und 115602/1981 beschriebene Membran ist auch im Hinblick auf die Filtrationsrate von Körperflüssigkeit nicht zufriedenstellend. Die in der Japanischen Patent-Offenlegung Nr. 114702/1983 beschriebene Membran weist, obgleich sie in bezug auf die Filtrationsrate für Körperflüssigkeiten zufriedenstellend ist, eine zu große Permeabilität für Serumalbumin auf, woraus ein Abfluß von Serumalbumin resultiert.
Die in der 152704/1981 beschriebene Membran, welche Hautschichten auf beiden Seiten derselben aufweist, weist, obgleich sie eine geringe Permeabilität für Albumin aufweist, welche bevorzugt ist, eine geringe Permeabilität für Inulin auf und ist daher unzureichend in bezug auf einen Effekt der Entfernung von Substanzen, welche mittlere Molekulargewichte aufweisen.
Die in der Japanischen Patent-Offenlegung Nr. 82515/1981 beschriebene Membran und die in der Japanischen Offenlegungsschrift Nr. 154051/1981 beschriebene asymmetrische Membran weisen den Nachteil einer geringen Druckbeständigkeit auf.
Weiters besitzt die Hämofiltermembran (DIAFILTER) eine niedrige Druckbeständigkeit, während sie eine dichte Hautschicht an der inneren Oberfläche derselben, eine Anzahl von Mikroporen, welche einen Porendurchmesser von nicht weniger als 10 um aufweisen, an der Außenoberfläche und eine fingerartige Struktur im Inneren derselben aufweist, wodurch die Wasserpermeabilität entsprechend hoch wird.
JP-A-60-246812 beschreibt eine dreilagige Polysulfonhohlfaser, welche eine äußere Oberflächenschicht, umfassend eine Trägerschicht, welche mit einem optischen Mikroskop erkennbare Mikroporen aufweist, eine Zwischenschicht, umfassend fingerartige Mikroporen, welche mit einem optischen Mikroskop erkennbar sind, und eine innere Oberflächenschicht umfaßt, welche eine dichte Schicht umfaßt, welche keine mit einem optischen Mikroskop erkennbare Poren aufweist. Diese Polysulfonhohlfasermembran zeigt die selbe Struktur wie die Hämofiltermembran DIAFILTER, d.h. diese Membran besitzt eine fingerartige Struktur im Inneren der Membran. Diese Struktur weist das Problem einer schlechten Druckbeständigkeit auf.
HEMOFLOW von Fresenius AG ist eine Membran mit schwammartiger Struktur, welche Mikroporen mit etwa 600 nm (6000 Å) Durchmesser an ihrer Außenoberfläche und Mikroporen von etwa 50 nm (500 Å) Durchmesser an ihrer Innenoberfläche aufweist und welche einen Nachteil einer zeitabhängigen Verringerung der Filtrationsleistung gegenüber Blut, auf Grund der Mikroporen an der Innenoberfläche aufweist, welche ein Verklumpen der Proteine in dem Blut verursachen.
Es ist auch "SULFLUX" von Kanegafuchi Chemical Ind. Co. bekannt, eine schwammartige Membran, welche Mikroporen von 100 bis 300 nm (1000 bis 3000 Å) Durchmesser an seiner Innenund Außenoberfläche aufweist, welche jedoch Durchlässigkeiten für Proteine, wie etwa Albumin, von wenigstens 90 % aufweist und von der Membran geinäß der vorliegenden Erfindung verschieden ist.
Ein Ziel dieser Erfindung ist es, eine Polysulfonhohlfasermembran, welche exzellent in bezug auf die Filtrationsrate, die Druckbeständigkeit und die Hitzebeständigkeit ist, zur Verfügung zu stellen.
Ein anderes Ziel dieser Erfindung ist es, eine Polysulfonhohlfasermembran zur Verfügung zu stellen, welche eine hohe Filtrationsrate für Körperflüssigkeit, wobei Inulin effektiv durchgelassen werden soll, eine scharfe Fraktionierungsleistung, welche beispielsweise β&sub2;-Mikroglobulin (β&sub2;-MG) und pyrogene Substanzen am Durchtritt hindert, und gute Dialyseeigenschaften für Substanzen wie etwa Harnstoff, welche niedrige Molekulargewichte aufweisen, besitzt.
Ein weiteres Ziel dieser Erfindung ist es, ein Verfahren zur Herstellung der oben genannten Polysulfonhohlfasermembran zur Verfügung zu stellen.
Noch ein weiteres Ziel dieser Erfindung ist es, eine Vorrichtung zur Verfügung zu stellen, welche darin die oben genannte Polysulfonhohlfasermembran enthält.
Die obigen Ziele können durch eine Polysulfonhohlfasermembran nach Anspruch 1, eine Vorrichtung enthaltend dieselbe zur Behandlung von Körperflüssigkeit nach Anspruch 18, ebenso wie durch ein Verfahren zur Herstellung derselben nach Anspruch 7 erreicht werden.
Fig.1 ist eine Elektronenmikroskop-Photographie (Vergrößerung: 10000), welche die Innenoberfläche der Polysulfonhohlfasermembran der vorliegenden Erfindung zeigt.
Fig.2 ist eine Elektronenmikroskop-Photographie (Vergrößerung: 5000), welche die Außenoberfläche der Polysulfonhohlfasereembran dieser Erfindung zeigt.
Fig.3 ist eine schematische Zeichnung einer Vorrichtung, welche für die Filtrationsexperimente in Beispiel 9 und in den Vergleichsbeispielen 2 bis 5 verwendet wird.
Fig.4 ist ein Diagramm, welches die Änderungen des verbleibenden Verhältnisses von β&sub2;-MG in Blutplasma, zeigt, welches in den Filtrationsexperimenten in Beispiel 9 und in den Vergleichsbeispielen 2 bis 5 erhalten wurde.
1: Modul, 2: Umwälzpumpe, 3: Becher, 4: Serum, 5: Magnet,
6: Rührer, 7: Konstanttemperatur-Wassertank,
8: Polysulfonmembran in Beispiel 9,
9: Polysulfonmembran in Vergleichsbeispiel 2
10: Polysulfonmembran in Vergleichsbeispiel 3
11: Polysulfonmembran in Vergleichsbeispiel 4
12: Polysulfonmembran in Vergleichsbeispiel 5.
Die Polysulfonhohlfasermembran ist exzellent in bezug auf die Filtrationsrate und auch in bezug auf die Druckbeständigkeit und die Hitzebeständigkeit, wie dies durch einen Kompressionsfaktor von nicht mehr als 0,2 angezeigt wird.
Insbesondere weist die Polysulfonhohlfasermembran gemäß dieser Erfindung nicht nur, wie dies aus den später beschriebenen Beispielen deutlich wird, eine hohe Filtrationsrate für Körperflüssigkeit auf, sondern sie zeigt auch eine scharfe Fraktionierungsleistung, welche Inulin effizient durchläßt und gleichzeitig den Durchgang von β&sub2;-MG und pyrogenen Substanzen verhindert, ebenso wie eine hohe Dialysierbarkeit für Substanzen wie etwa Harnstoff, welche ein niedriges Molekulargewicht aufweisen.
Die Hohlfasermembran gemäß dieser Erfindung ist eine Membran mit schwainmartiger Struktur, umfassend an ihrer Innenoberfläche eine dichte Hautschicht, die selbst bei einer Vergrößerung von 10000 mit einem SEM (Rasterelektronenmikroskop) keine Poren aufweist, an ihrer Außenoberfläche Mikroporen mit einem durchnittlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 5 bis 50 % und eine Menge von Mikroporen im Inneren der Membran. HEMOFLOW der Fresenius AG weist, während sie eine schwammartige Struktur analog zu jener der Erfindung aufweist, eine Innenoberfläche auf, welche Mikroporen enthält, welche mit einem SEM mit einer Vergrößerung von 10000 klar erkannt werden können, und ist daher verschieden von der vorliegenden Erfindung. Es wird angenommen, daß einer der Gründe, warum die Membran gemäß der vorliegenden Erfindung niedriger in bezug auf die zeitabhängige Verringerung der Behandlungsgeschwindigkeit für Körperflüssigkeit, verglichen mit der Membran von Fresenius AG, ist, in den Unterschieden in der Struktur der Innenoberfläche liegt.
Der Ausdruck "kann mit einer Vergrößerung von 10000 mit einem SEM nicht beobachtet werden" bedeutet hier, daß keine Poren vorliegen, welche einen Porendurchmesser von nicht weniger als 10 nm (100 Å) aufweisen.
Es ist für die Polysulfonhohlfasermembran erforderlich, daß sie an ihrer Außenoberfläche Mikroporen aufweist, welche einen durchschnittlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 5 bis 50 % aufweisen. Dies ist notwendig, da sonst, wenn die Außenoberfläche ebenfalls eine dichte Hautschicht wäre, auf welcher keine Mikroporen beobachtbar wären, die Filtrationsrate niedrig wäre, und wenn die Polysulfonhohlfasermembran für die Behandlung von Körperflüssigkeit verwendet wird, würde sowohl die Abscheideleistung für β&sub2;-MG, dessen Entfernung ein Ziel der Behandlung der Körperflüssigkeit ist, und die Permeabilität für Substanzen, welche ein sogenanntes mittleres Molekulargewicht von etwa einigen Tausend bis Zehntausenden aufweisen, ebenfalls absinken und weiters wurde die Diffusionspermeabilität für Substanzen mit einem niedrigen Molekulargewicht, wie etwa Harnstoff, ebenfalls merkbar absinken. Der Ausdruck "durchschnittlicher Durchmesser der Mikroporen an der Außenoberfläche", wie er hier verwendet wird, ist ein durch die folgende Gleichung definierter Wert: worin:
D: der durchschnittliche Porendurchmesser
Di: der Durchmesser einer i-ten gemessenen Mikropore
Dn : der gemessene Durchmesser einer n-ten gemessenen Mikropore, ist
und Di oder Dn jeweils, wenn die Mikropore nahezu kreisförmig ist, den Kreisdurchmesser darstellen und einen Durchmesser eines Kreises darstellen, welcher die selbe Fläche wie der Querschnitt der Pore, wenn diese nicht kreisförmig ist, einnimmt. Wenn der durchschnittliche Porendurchmesser an der Außenoberfläche weniger als 50 nm (500Å) ist, wird die Wasserpermeabilitätsrate zu klein. Wenn der durchschnittliche Porendurchmesser 500 nm (5000 Å) übersteigt, wird nicht nur die Permeabilität für Serumalbumin zu hoch, sondern auch die Druckbeständigkeit wird dazu tendieren gering zu sein, was nicht bevorzugt ist. Weiters ermöglicht es im Fall der Außendruckfiltration eine zu große Porengröße, daß Substanzen, welche sehr große Molekulargewichte von mehr als 100 000 aufweisen, in das Innere der Membran eindringen, wodurch eine schnelle Absenkung der Filtrationsrate bewirkt wird, ebenso wie eine unzureichende Rückgewinnung der Membran durch Herauswaschen oder selbst durch Waschen mit Chemikalien, was jedoch auch nicht bevorzugt ist. Dieser durchschnittliche Porendurchmesser ist 100 bis 350 nm (1000 bis 3500 Å), insbesondere 150 bis 350 nm (1500 bis 3500 Å). In der vorliegenden Erfindung sind Mikroporen von weniger als 10 nm (100 Å) Durchmesser nicht in die Berechnung der durchschnittlichen Porendurchmesser inkludiert, obgleich sie in einem Ausmaß vorliegen können, welches die Wirkung und den Gegenstand der Erfindung nicht nachteilig beeinflußt. Während Mikroporen an der Außenoberfläche vorzugsweise einen gleichmäßigen Porendurchmesser aufweisen, ist es nicht speziell gefordert, daß sie gleichförmig sind und sie können nicht gleichförmig sein. Die fraktionierte Oberflächenporösität, wie sie hier verwendet wird, bedeutet ein Verhältnis der Gesamtfläche der Mikroporen, welche zur Außenoberfläche offen sind, zu der Fläche der Außenoberfläche ausgedrückt in Prozent. In dem Fall, in welchem die fraktionierte Porösität geringer als 5 % ist, werden die Wasserpermeabilität und die Permeabilitäten für Substanzen mit mittleren Molekulargewichten zu niedrig, was nicht bevorzugt ist. Wenn andererseits die fraktionierte Oberflächenporösität 50 % übersteigt, wird die Oberflächenstärke zu gering, wodurch eine Beschädigung der Membran bei der Verwendung eintritt, was ebenfalls nicht bevorzugt ist. Eine fraktionierte Oberflächenporösität von 10 bis 40 % ist bevorzugter aus dem Gesichtspunkt eines Gleichgewichtes der Permeabilitätsleistung und der mechanischen Eigenschaften der Membran.
In der vorliegenden Erfindung ist das Innere der Membran aus einer mikroporösen Struktur gebildet. Die mikroporöse Struktur, wie sie hier bezeichnet wird, ist eine schwammartige Struktur, wie etwa eine Netzwerkstruktur, eine Bienenwabenstruktur und eine Struktur mit Mikroschlitzen. Da die Polysulfonhohlfaserstruktur geinäß der vorliegenden Erfindung eine schwammartige Struktur ist, welche im wesentlichen keine größeren Hohlräume aufweist, kann sie eine stabile Permeabilitätsleistung ergeben, welche nicht zeitabhängig ist, und sie zeigt eine hohe Druckbeständigkeit, insbesondere eine hohe Beständigkeit gegen Kompression über einen langen Verwendungszeitraum, und besitzt weiters eine große Festigkeit.
Eines der Merkmale der Polysulfonhohlfasermembran dieser Erfindung ist, daß sie einen Kompressionsfaktor von nicht mehr als 0,2 aufweist. Der Kompressionsfaktor, wie er hier verwendet wird, wird durch die folgende Gleichung ausgedrückt:
α = 1 - Kv&sub4;/Kv&sub1;
worin
Kv&sub1;: eine Permeationsrate in m³/m².h.mbar [m³/(m².hr.kg/cm2)] bedeutet, wenn Wasser von 100 ºC durch ein Außendruckverfahren bei einem Filtrat&onsdruck von 1 bar (1 kg/cm²) filtriert wird.
Kv&sup4;: eine Permeationsrate in m³/m².h.mbar [m³/(m².hr.kg/cm²)] bedeutet, wenn Wasser von 100 ºC durch ein Außendruckverfahren bei einem Filtrationsdruck von 4 bar (4 kg/cm²) filtriert wird.
Der Kompressionsfaktor α von nicht mehr als 0,2, das ist in einem Bereich von 0 bis 0,2, bedeutet einen hohen Druckwiderstand, insbesondere einen hohen Druckwiderstand bei einer hohen Temperatur und auch einen niedrigen Abfall der Filtrationsrate mit der Zeit. Eine Membran, welche ein α von nicht weniger als 0,2 aufweist, zeigt, wenn eine Filtrationsbehandlung über einen langen Zeitraum durchgeführt wird, eine Tendenz zum Verdichten auf Grund des Druckanstieges welcher das Verklumpen der Membran begleitet, wobei ein schneller Abfall der Filtrationsrate bewirkt wird, was nicht bevorzugt ist.
Der Innendurchmesser der Polysulfonmembran gemäß dieser Erfindung ist 50 bis 500 um, vorzugsweise 100 bis 350 um, insbesondere 150 bis 300 um; und die Membrandicke beträgt 5 bis 250 um, vorzugsweise 10 bis 100 um, insbesondere 20 bis 70 um. In dem Fall, in welchem der Innendurchmesser 50 um oder weniger beträgt, liegen die Hohlfasern zu nahe aneinander, wodurch es schwierig wird, einen flüssigkeitsdichten Modul zu erreichen, während Innendurchmesser von 500 um oder mehr den Modul für eine einfache Handhabung zu groß werden lassen. In dem Fall, wo die Membrandicke 5 um oder weniger beträgt, wird das Spinnen derselben schwierig und es können in der fertiggestellten Membran Löcher auftreten; wohingegen eine Meinbrandicke von 250 um oder mehr merkbare Verringerungen in der Wasserpermeabilität und der Diffusionspermeabilität für Substanzen, welche niedrige Molekulargewichte aufweisen, bewirkt.
Es ist notwendig, daß die Polysulfonhohlfasermembran der Erfindung neben den zuvor genannten strukturellen Charakteristika eine Permeabilität für Serumalbumin von nicht mehr als 10 %, vorzugsweise nicht mehr als 5 %, insbesondere nicht mehr als 1,5 % aufweist, eine Permeabilität für Inulin von wenigstens 50 %, vorzugsweise wenigstens 70 %, insbesondere wenigstens 80 % aufweist, eine Wasserpermeabilität bei 37 ºC von nicht weniger als 45 ml/m².h.mbar (60 ml/mmHg.m².Hr), vorzugsweise wenigstens 150 ml/m².h.mbar (200 ml/mmHg.m².Hr), insbesondere wenigstens 375 ml/m².h.mbar (500 ml/mmHg.m².Hr), besonders bevorzugt wenigstens 750 ml/m².h.mbar (1000 ml/mmHg.m².Hr) aufweist.
Da Serumalbumin ein essentieller Bestandteil von Körperflüssigkeit ist, ist es, wenn die Permeabilität dafür größer als 10 % ist, erforderlich, frisches Serumalbumin zur Einstellung des kolloidalen osmotischen Druckes des Patienten, während die Behandlung der Körperflüssigkeit fortschreitet, zuzusetzen, was in hohen Kosten der medizinischen Behandlung resultiert, was nicht bevorzugt ist. Wenn die Permeabilität für Inulin, welches ein Marker für Substanzen ist, welche Molekulargewichte im Bereich von 5000 aufweisen, 50 % oder weniger ist, wird eine Unzulänglichkeit in dem Effekt der Abtrennung von Substanzen mit sogenannten mittleren Molekulargewichten, das sind Molekulargewichte zwischen einigen Tausend und Zehntausenden, eintreten. Weiters wird, wenn die Wasserpermeabilität 45 ml/m².h.mbar (60 ml/Hg.m².Hr) oder weniger ist, die Durchgangsgeschwindigkeit der Körperflüssigkeit niedrig sein, woraus ein sehr großer Zeitaufwand für die Behandlung der Körperflüssigkeit resultiert, was nicht bevorzugt ist.
Die Polysulfonmembran gemäß der vorliegenden Erfindung, welche den obigen Anforderungen genügt, verhindert vollständig Lipopolysaccharide, welche Sekretionen von Bazillen sind, von welchen gesagt wird Pyrogene zu sein und nicht zu erwähnen Bakterien, Bazillen und Viren.
Ein anderes Merkmal der Membran der vorliegenden Erfindung ist ein spezifisches Permeationsverhalten gegenüber β&sub2;-MG, welches sich in dem Blut eines Patienten, welcher einer langdauerenden Häinodialyse unterworfen wurde, angehäuft hat. Das heißt, wenn die Dialyse oder Filtration mit der Membran gemäß der vorliegenden Erfindung für das β&sub2;-MG haltige Blut durchgeführt wird, daß das β&sub2;-MG in dem Blut mit der Zeit abnimmt, obwohl die β&sub2;-MG Konzentration in der Permeatflüssigkeit (Filtrat) praktisch nahe bei Null gehalten wird. Der Grund hiefür ist nicht klar, jedoch wird angenommen, daß β&sub2;-MG auf Grund der Struktur oder des Materials der Membran an der Oberfläche der Innenseite der Membran gehalten wird, oder daß hier eine spezifische Affinität zwischen Polysulfon und β&sub2;-MG besteht. Es ist auch einer der Vorteile der vorliegenden Erfindung, daß durch Verwendung dieses spezifischen Verhaltens von β&sub2;-MG das β&sub2;-MG leicht entfernt werden kann, ohne das Ausmaß der Filtration so groß zu machen.
Die Permeabilität in dieser Erfindung wird gemäß dem folgenden Verfahren gemessen.
(1) Flüssigkeitsdichtes Fixieren der beiden Enden von Bündeln einer Anzahl von Hohlfasermembranen, deren Anzahl so bestimmt ist, daß die innere Gesamtoberfläche der Membranen 1 m² eines zylindrischen Gehäuses ergibt, durch ein konventionelles Verfahren unter Verwendung von Polyurethanharz. Danach Öffnen der beiden Enden, um ein Modul zu produzieren, welcher eine effektive Länge von 24,5 cm, in einer Form aufweist, welche analog zu einer künstlichen Niere ist. Während der Modul geschüttelt wird, wird er bei Raumtemperatur für 60 Minuten in eine Lösung von 70 % Ethanol in Wasser eingetaucht, um ein vollständiges Benetzen der Polysulfonmembranen zu bewirken und um Luft in den Membranen durch die Ethanol-Wasser-Lösung zu ersetzen. Nach Substituieren der Ethanol-Wasser-Lösung durch physiologische Natriumchloridlösung wird das Modul dicht verschlossen und gelagert.
(2) Die Wasserpermeabilität wird durch Durchströmen des inneren Weges des oben hergestellten Hohlfasermembranmoduls (intrakapillare Durchströmung) mit einer Blutpumpe mit der physiologischen Natrimumchloridlösung durchgeführt, welche auf 37 ºC gehalten wurde.
Konkreter wird dem unten angeführten Verfahren gefolgt:
Schließen des Auslasses des Moduls und Gestatten der physiologischen Natriumchlorid-Lösung mittels einer Endfiltration unter Druck, hindurchzutreten, um die Messung der transmembranen Drücke (TMP) bei wenigstens vier verschiedenen Flußraten zu bestimmen.
Aufzeichnen des Verhältnisses zwischen den TMP's und den Flußraten des Filtrates in einem Diagramm, um eine gerade Linie zu ziehen, und Bestimmen der Permeabilität aus der Tangente der Linie.
(3) Permeabilitäten für Serumalbumin, Inulin und β&sub2;-MG:
Herstellen eines Rinderblutes enthaltend ACD, umfassend 30 % Hämatokrit, 6,0 ± 0,2 g/dl Gesamtprotein, 4 ± 0,5 g/dl Serumalbumin 20 ± 5 mg/l β&sub2;-MG und 20 ± 5 mg/dl lnulin. Durchführen der intrakapillaren Spülung durch ein Modul, welches mit physiologischer Natriuinchloridlösung substituiert ist, mit einem zuvor hergestellten Rinderblut von 37 ºC mit einer Flußrate von 200 ml/min und danach Durchführen einer Zirkulationsfiltration für 30 min unter TMP von 133 mbar (100 mm Hg). Entnehmen von Blutproben am Einlaß und am Auslaß des Moduls und einer Probe des Filtrats und Bestimmen der Konzentrationen der oben genannten Komponenten, um die Permeabilitäten aus der folgenden Gleichung zu bestimmen.
Permeabilität (%) = 100 x 2 x Filtratkonzentration/Einlaßkonz. + Auslaßkonz.
Die Analyse der Komponenten wird mit den folgenden Verfahren durchgeführt.
Serumalbumin: BCG-Verfahren
β&sub2;-MG: GLAZYME EIA-TEST (Wako Pure Chemicals Industries, Ltd.)
Inulin: 3-Indolessigsäure-Verfahren
(4) Die Pyrogenpermeabilität wird, nachdem das Modul, der Kreislauf usw. alle durch ein konventionelles Verfahren pyrogenfrei gemacht wurden, auf die selbe Weise wie unter dem vorherigen Punkt (3) bestimmt, mit der Ausnahme, daß eine 10 ng/ml Lösung von Lipopolysaccharid anstelle des Rinderblutes verwendet wird. Die Analyse von Pyrogen wird entsprechend dem WAKO Limulus Einzeltest durchgeführt (durch Wako Pure Chemicals Industries, Ltd.)
Wie zuvor beschrieben, weist die Polysulfonhohlfasermembran geinäß der vorliegenden Erfindung exzellente Eigenschaften als Körperflüssigkeits-Behandlungsmembran, insbesondere als Hämodialyse- und als Hämofiltrationsmembran für Blut von Langzeit-dialysierten Patienten auf, bei welchen die Akkumulierung von β&sub2;-MG bemerkenswert hoch ist.
Als nächstes wird das Verfahren zur Herstellung für die Polysulfonhohlfasermembran beschrieben.
Die Zugabe eines modifizierenden Agens zu der Spinnzusammensetzung zur Herstellung einer Membran wurde angewandt, um die Permeabilitätseigenschaften der Membran zu verbessern und es wurden verschiedene Modifizierungsagentien entsprechend den Typen der Polymeren und Lösungsmitteln berichtet.
Beispielsweise als sogenannte Quellagentien zur Erhöhung des Solvatationseffektes einer Spinnzusammensetzung werden anorganische Salze, wie etwa ZnCl&sub2;, und organische Substanzen, wie etwa Alkohole, ebenso wie Polyethylenglykol (PEG) verwendet.
PEG als Modifizierungsagens hat zahlreiche Vorteile, umfassend:
gute Handhabbarkeit dank seiner Wasserlöslichkeit, wodurch es schnell durch Extraktion nach der Meinbranbildung entfernt werden kann,
Fähigkeit, die Permeabilitätsleistung durch Auswahl eines geeigneten Typs aus verschiedenen Typen, welche verschiedene Molekulargewichte aufweisen, zu steuern,
Fähigkeit, in einem relativ großen Ausmaß zugesetzt zu werden, auf Grund seiner reltiv großen Löslichkeit, trotz des hohen Molekulargewichtes, in Lösungsmitteln für Polysulfone,
Eigenschaft, die Lösungsviskosität zu steigern, auf Grund seines hohen Molekulargewichtes,
und andere.
Unter den oben genannten Eigenschaften ist die Erhöhung des Zusatzes zu einer Spinnzusammensetzung wirksam, da die Permeabilitätseigenschaften, insbesondere die Wasserpermeabilität, hierdurch ansteigen können. Betreffend die Viskosität der Spinnzusammensetzung, wobei allgemein die Wasserpermeabilität ansteigt, wenn die Polymerkonzentration absinkt, welches Faktum bevorzugt ist, wird die Absenkung der Polymerkonzentration die Lösungsviskosität zum Absinken bringen, wodurch die Membranbildungsstabilität schlechter wird. Beispielsweise im Fall der Hohlfasern ist ihr Lösungsspinnen schwierig, außer die Lösungsviskosität ist auf einem bestimmten Niveau. Der viskositätssteigernde Effekt durch PEG Zusatz ist daher vorteilhaft.
Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran unter Verwendung von PEG sind in den ungeprüften Japanischen Patent-Offenlegungen Nr. 89475/1975 und 26283/1979 beschrieben. Beide Verfahren sind jedoch chargenweise Verfahren und zur Herstellung von flachen Membranen gedacht, wobei die erhaltene Membran eine Mikrofiltrationsmembran (zum Abtrennen von feinem, teilchenförmigen Material) ist, 5welche Mikroporen von etwa 0,03 bis 10 um Durchmesser auf der Oberfläche derselben aufweist. Dementsprechend ist keine Membran offenbart, welche mikroporöse (Schwamm) Struktur aufweist, wie dies durch die vorliegende Erfindung beabsichtigt wird, welche bemerkenswerte spezifische Permeabilitäten als Körperflüssigkeits-Behandlungsmembran aufweist, welche an ihrer Innenoberfläche eine dichte Hautschicht und an ihrer Außenoberfläche Mikroporen umfaßt, welche einen durchschnittlichen Durchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporosität von 5 bis 50 % aufweist.
Die ungeprüfte Japanische Patent-Offenlegung Nr. 114702/1983 beschreibt ein Verfahren zur Herstellung einer Hohlfasermembran, welches das Verwenden einer Spinnzusammensetzung aus Polysulfon, welche PEG in einer Menge, welche gerade die Phasentrennung bewirkt, inkorporiert enthält. Die mit diesen Verfahren erhaltene Membran kann, auf Grund ihrer zu hohen Permeabilität für Serumalbumin, nicht als Körperflüssigkeits-Behandlungsmembran, wie dies mit der vorliegenden Erfindung beabsichtigt ist, verwendet werden.
Die Erfinder haben eine Anzahl von Spinnexperimenten durchgeführt und als ein Ergebnis herausgefunden, daß es für die Zwecke des Erhaltes der zuvor erwähnten Polysulfonhohlfasermeinbran, welche eine Struktur und Permeabilitätsleistung aufweist, welche für die Behandlung von Körperflüssigkeiten geeignet sind, wichtig ist, in einem Verfahren zur Herstellung einer Spinnzusaminensetzung aus einem Polysulfon und Polyethylenglykol, gelöst in einem Lösungsmittel, welches mindestens eine Verbindung, ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus N-Methylpyrrolidon, Dimethylacetamid und Dimethylsulfoxid enthält, welche bekannt gute Lösungsmittel für beide Substanzen sind, gefolgt von einem Extrudieren der Spinnzusammensetzung aus einer ringförmigen öffnung in Hohlfasern, eine Spinnzusammensetzung eines Polysulfons, welches ein Polyethylenglykol (PEG) in einer Menge von nicht weniger als 80 % in bezug auf das Polysulfon einverleibt hat und dessen Menge keinerlei Phasentrennung bewirkt, selbst wenn die Spinnzusaminensetzung auf bis zu 100 ºC erwärmt wird, bei einem Düsenverzug von wenigstens 1,6 in eine gasförmige Atmosphäre mit eingestellter Temperatur und Feuchtigkeit zu extrudieren, um ein Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren durchzuführen. In der Folge wird das Verfahren gemäß der Erfindung mehr im Detail erläutert.
In dem Verfahren zur Herstellung der Polysulfonhohlfasermembran beträgt die Polysulfonkonzentration in einer Spinnlösung 12 bis 30 Gew.-%, vorzugsweise 15 bis 22 Gew.-%. In dem Fall, in welchem die Konzentration weniger als 12 Gew.-% beträgt, ist die Stärke der erhaltenen Membran unzureichend, wohingegen in dem Fall, in welchem die Konzentration 30 Gew.-% übersteigt, eine Membran, welche ausreichende Permeabilitätsleistungen aufweist, nicht erhalten werden kann, auf Grund der hohen Polymerkonzentration und der Tatsache, daß die Menge des zugesetzten PEG nicht erhöht werden kann, was nicht bevorzugt ist.
Gemeinsame Lösungsmittel für Polysulfon und PEG sind jene, welche fähig sind, sowohl Polysulfon als auch PEG zu lösen, und welche eine Kompatibilität mit koagulierenden Lösungen aufweisen, welche Polysulfon koagulieren können. Beispiele dafür umfassen polare organische Lösungsmittel, wie etwa Dimethylsulfoxid, Dimethylacetamid und N-Methylpyrrolidon, unter welchen Dimethylacetamid und N-Methylpyrrolidon die am meisten bevorzugten aus dem Gesichtspunkt der Affinität zu Polysulfon sind.
Die Menge an PEG, welches gemäß der Erfindung zugesetzt wird, ist nicht weniger als 80 Gew.-% auf der Basis des Gewichts von Polysulfon, und eine Menge welche keine Phasentrennung bewirkt, selbst wenn die Spinnzusammensetzung auf bis zu 100 ºC erwärmt wird, und sie beträgt allgemein 120 bis 250 Gew.-%, insbesondere 160 bis 200 Gew.-%.
Die Menge, welche eine Phasentrennung bewirkt, bedeutet in dieser Beschreibung eine Menge an zugesetztem PEG, wenn PEG langsam zu einer gerührten Lösung aus Polysulfon und einem Lösungsmittel zugegeben wird, welches eine Temperatur von 100 ºC aufweist, bei welcher das Polysulfon und/oder PEG eine Phasentrennung erleiden, was in einer Bildung einer weißen trüben Auf schlämmung resultiert. Wenn der Zusatz von PEG weniger als 80 Gew. -% beträgt, kann keine ausreichende Wasserpermeabilität erreicht werden, wohingegen ein Zusatz von mehr als dies zu einer Phasentrennung führt, was das Spinnverfahren instabil macht, wobei die Albuminpermeabilität der erhaltenen Membran zu hoch wird, was für eine Körperflüssigkeits-Behandlungsmembran nicht bevorzugt ist.
In der vorliegenden Erfindung werden PEG's angewandt, welche Molekulargewichte von 400 bis 20000, vorzugsweise 600 bis 2000 aufweisen. Ein PEG, welches ein Molekulargewicht von weniger als 400 aufweist, wird nur schwer einen Verbesserungseffekt auf die Permeabilitätsleistung der Membran ausüben, wohingegen ein PEG, welches ein 20000 übersteigendes Molekulargewicht aufweist, nicht in einer großen Menge zugesetzt werden kann, da hierdurch nur unzureichende Permeabilitästleistungen erreicht werden.
Bei Herstellung einer Spinnzusammensetzung wird allgemein eine Mischung von Polysulfon mit einem PEG und einem üblichen Lösungsmittel dafür unter Rühren auf eine Temperatur von 80 bis 130 ºC, vorzugsweise 100 bis 130 ºC, erhitzt, wobei die Auflösungsrate des Polysulfons und des PEG in dem gemeinsamen Lösungsmittel in Betracht gezogen wird, um eine einheitliche Lösung zu ergeben, gefolgt von einem Abkühlen auf 0 bis 60 ºC, vorzugsweise 10 bis 40 ºC, um eine Lösung für das Spinnen zu erhalten.
Wenn die so hergestellte Lösung durch ein Naßverfahren gesponnen wird, wird die erhaltene Faser dazu tendieren, daß sie eine Außenoberfläche in Form einer dichten Hautschicht aufweist. Für die Zwecke des Erhaltes einer Außenoberflächenstruktur, welche Mikroporen darauf aufweist, mit einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 5 bis 50 %, ist ein Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren besonders bevorzugt.
Das Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren, welches hier verwendet wird, bedeutet ein Verfahren, welches zuerst das Extrudieren einer Spinnzusammensetzung in eine Gasatmosphäre (in den meisten Fällen Luft) und danach das Einbringen der extrudierten Faser in einer koagulierenden Lösung umfaßt, das heißt ein Verfahren, welches eine Düse verwendet, welche nicht in die koagulierende Lösung eingetaucht ist. Wenn der Abstand zwischen der Düse und der koagulierenden Lösung, das ist der Weg, welcher in einem Gas zurückgelegt wird, als die Länge der Trockenzone definiert wird, liegt die Länge der Trockenzone vorzugsweise zwischen 0,1 bis 200 cm. Wenn die Länge der Trockenzone kürzer als 0,1 cm ist, wird selbst eine kleine Welle der koagulierenden Lösung die Düse benetzen, wodurch das Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren praktisch unmöglich durchzuführen wird. Auf der anderen Seite, wenn sie 200 cm übersteigt, werden die Schwingungen der Fasern zu stark, um ein stabiles Spinnen durchzuführen. Die Länge der Trockenzone ist vorzugsweise 0,5 bis 50 cm und insbesondere 1 bis 30 cm aus dem Gesichtspunkt des Ausbalancierens der Spinnbarkeit und der Membrancharakteristika. Es wurden Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren vorgeschlagen, um die erhaltene Hohlfasermembran fein zu machen oder um die Spinngeschwindigkeit zu erhöhen und um das verwendete Lösungsmittel in der Trockenzone zu verdampfen, um an der Oberfläche eine Hautschicht zu bilden. In der vorliegenden Erfindung ist das Spinnsystem jedoch nicht zur Ausbildung einer Hautschicht an der Außenoberfläche ausgebildet, sondern im Gegensatz dazu, um Mikroporen auszubilden und um zu einer langsamen Koagulierung, auf Grund der sehr geringen Feuchtigkeit zu führen, welche in der Trockenzone vorhanden ist. Dementsprechend ist es klar unterschiedlich von den Zielen und den Wirkungen und Funktionen von konventionellen Trocken-Düsen-Naßspinnsystemen.
Der Effekt des Trocken-Düsen-Naßspinnverfahrens gemäß dieser Erfindung ist charakteristisch dahingehend, daß es, selbst wenn die Länge der Trockenzone so gering wie etwa 0,1 cm ist, einen definierten Unterschied gegenüber einem Naßspinnverfahren, in welchem die Länge der Trockenzone 0 cm ist, zeigt. Durch Einstellen der Länge der Trockenzone und der Atmosphäre rund um die Trockenzone kann die Größe der Mikroporen an der Außenoberfläche der erhaltenen Faser kontrolliert werden. Das Erwärmen und Befeuchten der Trockenzone ist ein wichtiger Faktor, welcher die Bildung von Mikroporen mit einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 5() bis 500 nm (500 bis 5000 Å) an der Außenoberfläche beeinflußt, und ihre Bedingungen von vorzugsweise nicht weniger als 30 ºC x 70 % relative Feuchtigkeit (rF), insbesondere nicht weniger als 40 ºC x 90 % rF, können eine Membran ergeben, welche eine große fraktionierte Oberflächenporösität aufweist.
Ein Düsenverzug zwischen dem Auslaß der Spinnzusammensetzung und der ersten Walze, dies ist ein Wert der "Rotationsgeschwindigkeit der ersten Walze/Lineargeschwindigkeit der extrudierten Spinnzusammensetzung", ist ebenfalls ein Faktor, welcher die Membranstruktur und die Permeabilitätsleistung der erhaltenen Membran stark beeinflußt. Ensprechend dem Standardwörterbuch "Ullmann's Enzyklopädie der technischen Chemie", Vol. 11, 1976, S. 252, ist der Düsenverzug wie folgt definiert:
Ad = (A - As) . 100/As %
worin Ad der Düsenverzug
A die Abzugsgeschwindigkeit des Fadens (erste Walze)
As die Extrusionsgeschwindigkeit der Spinnmasse (Spinnzusammensetzung) ist. Es ist für den Erhalt der Membran gemäß der Erfindung wichtig, daß der Düsenverzug wenigstens 1,6 beträgt, vorzugsweise wenigstens 2,4, insbesondere wenigstens 2,8. Wenn der Düsenverzug weniger als 1,6 beträgt, wird die erhaltene Membranstruktur dazu tendieren zu dicht zu werden, wobei die Permeabilität für lnulin absinkt.
Betreffend das Koagulierungsbad bestehen keine spezifischen Limitierungen insofern als es mit einem gemeinsamen Lösungsmittel für Polysulfon und PEG mischbar ist und gleichzeitig ein nicht-Lösungsmittel für Polysulfon ist. Allgemein wird Wasser oder eine Mischung eines organischen Lösungsmittels (vorzugsweise Dimethylacetamid oder N-Methylpyrrolidon) mit Wasser verwendet. Weiters kann ein Zusatz einer oberflächenaktiven Substanz oder dgl. manchmal einen günstigen Effekt haben. Für die die Innenseite koagulierende Flüssigkeit, welche durch die Nadel mit einer ringförmigen Öffnung strömt, bestehen keine spezifischen Beschränkungen und es können Flüssigkeiten verwendet werden, welche eine Koagulationsfähigkeit besitzen, nicht-kompatible Flüssigkeiten, Gase (Luft und Stickstoff) und dgl. verwendet werden, unter welchen Flüssigkeiten jene bevorzugt sind, welche eine Koagulationsfähigkeit aufweisen, wie etwa Wasser oder ein Wasser-Lösungsmittelsystem. Insbesondere bevorzugt ist eine Mischung aus einem organischen Lösungsmittel mit Wasser, eine koagulierende Flüssigkeit, in einem Mischungsverhältnis von dem organischen Lösungsmittel zu Wasser in Gewichtsteilen von 0/100 bis 85/15. Das Lösungsmittel/ Wasser-Verhältnis von 0/100 bis 70/30 ist das am meisten geeignete für eine gut ausbalancierte Spinnbarkeit und für eine gute Membranleistung.
Nach der Koagulierung wurde die Faser bei einer Temperatur von wenigstens 60 ºC, vorzugsweise wenigstens 90 ºC gewaschen, um das Lösungsmittel und PEG zu entfernen.
Eine nasse Hitzebehandlung in einem Bad enthaltend Wasser als einen Hauptbestandteil kann weiters durchgeführt werden, falls dies zur Entfernung von PEG und zur Verbesserung der Druckbeständigkeit erforderlich ist. Allgemein wird die Wasserpermeabilität einer Membran während dem Trocknen abnehmen und die nasse Hitzebehandlung kann die Wasserpermeabilität auch nach dem Trocknen aufrecht erhalten und ist daher effizient.
Die Polysulfonhohlfasermembranen werden gebündelt und beide Enden des Bündels werden mit einem Polyurethanharz oder dgl. an einem Gehäuse fixiert, um ein Modul zu ergeben. Das so erhaltene Modul wird, wie gefordert, einer Sterilisierungsbehandlung durch ein bekanntes Verfahren, wie etwa EOG- Sterilisierung, γ-Strahlen-Sterilisation, Autoklavsterilisation oder dgl., unterworfen und danach als Vorrichtung zur Behandlung von Körperflüssigkeiten, zur Filtration, Kondensation etc. angeboten. Bei Verwendung einer derartigen Vorrichtung zur Behandlung von Körperflüssigkeiten kann der Arteriendruck als Antriebskraft zur Behandlung von Blut verwendet werden oder erforderlichenfalls kann eine Pumpe zur Behandlung von Körperflüssigkeit angewandt werden.
Die Verwendung der Polysulfonhohlfasermembran zur Behandlung von Körperflüssigkeit kann, wenn beispielsweise verschiedene Komponenten in Aszites kondensiert werden, die Kondensationszeit deutlich verkürzen, im Vergleich zu dem Fall der Verwendung einer Zellulosehohlfaser, welches ein konventionelles Verfahren ist. Wenn verschiedene Komponenten in einem verdünnten Blut kondensiert werden, ist es möglich ohne Verlust an Blutplasmaproteinen dies in einer Zeit zu behandeln, welche äquivalent einer Zentrifugalabtrennung ist, was ein konventionelles Verfahren darstellt.
In der Folge wird die Erfindung unter Bezugnahme auf Beispiele erläutert, jedoch stellen diese keinesfalls Einschränkungen der vorliegenden Erfindung dar.

Beispiel 1

Eine gleichmäßig transparente Spinnzusaininensetzung wurde durch Vermischen von 20 Gewichtsteilen eines Polysulfons (UDEL P1700, erhältlich von Union Carbide Corp.) mit 36 Gewichtsteilen eines Polyethylenglykols (PEG # 600, Molekulargewicht: 600, erhältlich von Sanyo Chemical Industries) und 44 Gewichtsteilen N,N'-Dimethylformamid (DMA) und anschließendem Rühren der Mischung unter Erhitzen erhalten. Die Viskosität der so erhaltenen Spinnzusammensetzung betrug 12,1 Pa.s (121 Poise) bei 25 ºC. Nachdem sie 16 Stunden bei 25 ºC stehen gelassen wurde, um eine Entlüftung zu bewirken, wurde die Spinnzusammensetzung durch eine ringförmige öffnung mit einer Rate von 0,88 cm³/min extrudiert, welche Außen- und Innendurchmesser von 0,70 mm und 0,28 mm aufweist, während als eine innere Koagulationsflüssigkeit eine wässrige Lösung von DMA in einer Konzentration von 55 Gew.-% in einer Rate von 1,00 cm³/min eingebracht wurde und in die auf eine relative Feuchtigkeit von 95 % und eine Temperatur von 40 ºC eingestellte Atmosphäre eingebracht wurde. Nach Durchlaufen eines Weges von 10 cm an der Luft wurde die extrudierte Spinnzusammensetzung in Wasser mit 30ºC eingebracht und zu einer Hohlfaser koaguliert, gefolgt von einem Aufwickeln mit einer Geschwindigkeit von 10,5 m/min. Der Düsenverzug betrug 2,9. Die Hohlfaser wurde auf einen Rahmen aufgewickelt, über eine konstante Länge in Wasser mit 95 ºC gewaschen, um restliches Lösungsmittel und PEG abzuwaschen, um eine Hohlfaser zu ergeben, welche einen Außen- bzw.
Innendurchmesser von 380 um bzw. 240 um aufweist. Der Kompressionsfaktor der so erhaltenen Hohlfaser wurde gemäß dem zuvor beschriebenen Verfahren bestimmt und ergab einen Wert von 0,14, was gut war.
Die Beobachtung der Hohlfaser mit einem SEM zeigte an ihrer Innenoberfläche eine dichte Hautschicht, welche selbst bei einer Vergrößerung von 10000 keine sichtbaren Poren aufwies, und an ihrer Außenoberfläche Mikroporen mit einem durchschnittlichen Durchmesser von 200 nm (2000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 20 % und eine schwammartige Struktur im Inneren der Membran.
Es wurden Berechnungen entsprechend den zuvor genannten Methoden betreffend die Membranleistungen der so erhaltenen Hohlfasermembran durchgeführt, und ergaben eine Wasserpermeabilität von 825 ml/m².h.mbar (1100 ml/mmHg.m².hr) und Permeabilitäten für Albumin, Inulin und β&sub2;-MG von jeweils 0 %, 95 % und 0 %. Die Konzentration von β&sub2;-MG am Eingang des Moduls nach 30 Minuten Behandlung war auf etwa 60 % gegenüber der Anfangskonzentration verringert. Eine Permeation von Pyrogen wurde nicht beobachtet.

Beispiel 2

Es wurde eine Hohlfaser auf die selbe Weise, wie in Beispiel 1 beschrieben, erhalten, mit der Ausnahme, daß das Lösungsmittel gegen N-Methylpyrrolidon ausgetauscht wurde und daß eine 50 Gew.-%ige wässrige Lösung von NMP als innere Koagulationsflüssigkeit verwendet wurde. Die erhaltene Hohlfaser hatte an ihrer Außenoberfläche Mikroporen mit einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 100 nm (1000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 15 % und Außen- und Innendurchmesser von 380 um und 240 um. Der Kompressionsfaktor der Hohlfaser war 0,10 und die Membranleistungen der Hohlfaser waren die selben, wie jene von Beispiel 1, mit der Ausnahme, daß die Wasserpermeabilität 420 ml/m².h.mbar (560 ml/mmHg.m².hr) und die Inulinpermeabilität 62 % betrug.

Vergleichsbeispiel 1

Eine Hohlfaser, welche ein gleiches Aussehen wie jene der Hohlfaser von Beispiel 1 hatte und jeweils Außen- und Innendurchmesser von 385 um und 240 um aufwies, wurde durch ein analoges Spinnen wie in Beispiel 1 beschrieben, mit der Ausnahme, daß die Extrusionsrate 1,20 cm³/min und der Düsenverzug 1,3 betrug, erhalten.
Die so erhaltene Hohlfaser zeigte einen Kompressionsfaktor von 0,12, eine Wasserpermeabilität von 492 ml/m².h.mbar (656 ml/mmHg.m².hr) und Permeabilitäten für Albumin und β&sub2;-MG von jeweils 0 %. Während eine Permeabilität für Pyrogen nicht beobachtet wurde, war die Permeabilität für Inulin nur 48 %. Weiters war auf Grund des niedrigen Düsenverzuges die Spannung der Hohlfaser in dem Koagulierungsbad verringert, was in einem häufigen Herunterfallen von der Aufnahmewalze resultiert, wodurch das Spinnen instabil wird.

Beispiel 3

Eine Hohlfaser, welche Außen- und Innendurchmesser von 380 m und 250 um aufweist, wurde durch Spinnen unter den selben Bedingungen wie in Beispiel 1 erhalten, mit der Ausnahme, daß die Spinnzusaminensetzung durch eine ringförmige Öffnung, welche Außen- und Innendurchmesser von 0,65 mm und 0,28 mm aufweist, mit einer Rate von 0,94 cm3/min extrudiert wurde und der Düsenverzug 2,0 betrug.
Der Kompressionsfaktor der so erhaltenen Hohlfaser war 0,15 und die Wasserpermeabilität war 450 ml/m².h.mbar (600 ml/mmHg.m².hr). Die Permeabilitäten für Albumin, Inulin und β&sub2;- MG betrugen 0 %, 80 % und 0 %. Die Reduktion der β&sub2;-MG-Konzentration am Moduleinlaß zeigte eine analoge Tendenz wie jene von Beispiel 1. Permeationen von Pyrogenen wurden nicht beobachtet.

Beispiel 4

Ein Modul (effektive Membranfläche: 1,3 m²) wurde durch BündeIn von 6500 Stück Hohlfasermembranen gemäß der Erfindung und Fixieren der beiden Enden an einem zylindrischen Gehäuse mit Polyurethanharz, erhalten. Aszites eines an Leberzirrhose leidenden Patienten wurde durch einen die so erhaltene Membran enthaltenden Kreislauf zirkuliert, um die Kondensation von verschiedenen Komponenten zu bewirken. Die Flußrate des Filtrates wurde mit einer an dem Modulauslaß festgelegten Klemme kontrolliert, so daß der Druck am Moduleinlaß bei einer konstanten Flußrate des mit 200 ml/min zugeführten Aszites 266 mbar (200 mmHg) betrug. Die Änderungen in den Mengen an Flüssigkeiten und Konzentrationen sind in Tabelle 1 gezeigt. Tabelle 1 Zeit Filtrat Flüssigkeitsvol. Gesamtprotein Albumin Kondensationsrate des Gesamtproteins Rückgewinnungsrate des Gesamtproteins
Folglich könnte durch Anwendung der Hohlfasermembran gemäß der vorliegenden Erfindung die für die Kondensation erforderliche Zeit auf etwa die Hälfte, gegenüber einem herkömmlichen Verfahren unter Verwendung von Zellulose-Hohlfasermembranen verkürzt werden. Während der Verlust von Proteinen, welcher durch die Abscheidung von Proteinen an der Innenoberfläche der Hohlfaser bewirkt wurde, nahezu vernachlässigbar war und Albumin und dgl. in einem hohen Verhältnis durch Kondensation rückgewonnen wurden, wurden Komponenten, welche ein niedriges Molekulargewicht aufweisen in der selben Konzentration gefiltert und ausgebracht, wodurch urämische Toxine nicht kondensierten und ein Elektrolyten-Gleichgewicht konstant aufrecht erhalten wurde, welche Tatsachen bewiesen, daß eine bemerkenswerte physiologische Proteinkondensation möglich war.

Beispiel 5

Ein Modul (effektive Membranfläche: 1,3 m²) wurde durch BündeIn von 6500 Stück Hohlfasermembranen gemäß der Erfindung und Fixieren der beiden Enden an einem zylindrischen Gehäuse mit Polyurethanharz, erhalten. Ein verdünntes Blut, welches in einem Kreislauf eines Herz-Lungen-Bypass, welcher bei einer Chirurgie am offenen Herzen verwendet wird, verbleibt, wurde durch einen Kreislauf, welcher das erhaltene Modul enthielt, zirkuliert, um die Kondensation von verschiedenen Blutkomponenten zu bewirken. Der Filtrationsdruck wurde mittels einer Klemme, welche an dem Kreislaufam Modulausgang unter einer konstanten Flußrate des in dem Modul zirkulierten Blutes von 200 ml/min festgelegt ist, auf 266 mbar (200 mmHg) gesteuert. Der Filtrationsdruck wurde aus der folgenden Gleichung berechnet:
Die Änderungen in den Flüssigkeitsmengen und Konzentrationen sind in Tabelle 2 gezeigt. Tabelle 2 Zeit Originalblut kondensiertes Blut Filtrat Flüssigkeitsvolumen ml Hämatokrit % Gesamtprot. g.dl Hämoglobin mg/dl
Folglich könnte durch Anwendung der Hohlfasermembran gemäß der vorliegenden Erfindung die für die Behandlung erforderliche Zeit die selbe wie für die Verwendung eines konventionellen Verfahrens sein, welches eine Zentrifugaltrennung anwendet. Weiters könnten verschiedene Blutplasmakomponenten, insbesondere Protein, welches verworfen wurde, effizient rückgewonnen werden. Da die Komponenten, welche niedrige Molekulargewichte aufweisen, in den selben Konzentrationen filtriert und ausgebracht werden, wird das Gleichgewicht der Elektrolyten konstant gehalten, wodurch es möglich wird eine bemerkenswerte physiologische Proteinkondensation zu bilden.

Beispiel 6

Module, welche effiziente Filtrationsflächen von 1,3 m² und 0,4 m² aufweisen, wurden hergestellt und einem Filtrationstest unter Verwendung von Rinderblut unterworfen, um die folgenden Resultate zu ergeben: Testergebnisse der Rinderblutfiltration durch Module 1,3 m² Modul 0,4 m² Modul Druckunterzwischen Membranen (mmHg) Flußrate filtriert (ml/min) Perm. für Inulin (-) Permeabilität für Inulin (-) Rinderblut: Hämatokrit 38 % Gesamtproteinkonzentration : 6 g/dl Flußrate des Blutes : 200 ml/min
Für das UFR des Rinderblutes wurde gefunden, daß es 10,5 bis 33,75 ml/m².h.mbar (14 bis 45 ml/m².hr.mmHg) beträgt. Eine Permeabilität für Inulin von 0,82 bis 0,95 wurde beobachtet. Zur selben Zeit wurden für die Permeabilitäten für β&sub2;-MG und Albumin festgestellt, daß sie in allen Punkten das Ergebnis Null ergaben.
Das 1,3 m² Modul wurde klinisch zur Behandlung eines Patienten mit chronischem Nierenversagen verwendet. Es wurde eine Blutfiltration umfassend eine 20-Liter Filtration und 18-Liter Supplement an dem Patienten, welcher eine hohe β&sub2;- MG Konzentration im Blut aufwies, durchgeführt. Während die Konzentration von β&sub2;-MG vor der Behandlung 69 mg/l betrug, war diejenige nach der Behandlung auf 36 mg/l reduziert und jene im Filtrat war unter der Nachweisgrenze.
Andere Fälle sind in der folgenden Tabelle gezeigt. on β&sub2;-MG vor und nach der Blutfiltrationsbehandlung Fall Zugef.Volumen (1) Filtriertes Vol (1) vor der Behandlung (mg/l) nach der Behandlung (mg/l) Flußrate von Blut: 200 ml/min Filtrationsdruck: 266 bis 332 mbar (200 bis 250 mmHg) Behandlungszeit: 4,5 bis 5,5 Std.
Wie oben gezeigt, wurde gefunden, daß das Modul, obwohl die Permeabilität für β&sub2;-MG Null ist, wie dies in den Ergebnissen des Filtrationstests für Rinderblut gezeigt wurde, β&sub2;-MG aus menschlichem Blut durch Durchführung der Blutfiltrationsbehandlung entfernen kann.

Beispiel 7

Der in Beispiel 6 hergestellte 0,4 m² Modul wurde klinisch für CAVH (kontinuierliche Arterien-Venen-Hämofiltration) für Patienten, welche an Nierenversagen, Herzinsuffizienz und anderen Erkrankungen leiden, verwendet. Da CAVH ein System ist, welches die Blutfiltration durch Anwendung des arteriellen Blutdruckes als Antriebskraft für den Erhalt eines Blutflusses anwendet, könnte die Eigenschaft des Moduls, welcher eine hohe UFR selbst bei einem niedrigen Druck aufweist, vollständig angewandt werden. Die Ergebnisse der Behandlungen werden in der folgenden Tabelle zusammengefaßt. CAVH Behandlungen Fall Erkrankung und Komplikation Behandlungsdauer gefiltertes Gesamtvolumen Herzinsuffizienz chronisches Nierenversagen nephrotisches Syndrom akuter myocardialer Infarkt, Herzklappenentzündung unheilbare Nephrose Nephrosesyndrom Sepsis
In allen zehn Fällen übte das Modul stabile Filtrationsleistungen, ohne Ausbildung von sichtbaren Thromben aus.

Beispiel 8

Das in Beispiel 6 hergestellte 1,3 m² Modul wurde zur Hämodialyse verwendet. Für 9 Fälle sind die Klärungen und Entfernungsraten für verschiedene gelöste Stoffe in der folgenden Tabelle gezeigt. Klärung und Entfernungsrate für jeden gelösten Stoff bei der Blutdialyse durch ein 1.3 m² Modul Fall Harnstoff Stickstoff Kreatin Harnsäure anorganisher Phosphor CL Entfern. Rate Entfern. Rate CL : Klärung (ml/min) Entfernungsrate: (Wert vor der Dialyse - Wert nach der Dialyse/ Wert vor der Dialyse) x 100 (%)
Das 1,3 m² Modul war exzellent in seiner Dialyseleistung für Substanzen mit niedrigen Molekulargewichten, wobei es be-2wies, daß es eine ausreichene Fähigkeit als Hämodialysierungsmittel besitzt. Der Modul wurde als fähig gefunden, β&sub2;- MG gleichzeitig zu entfernen.

Beispiel 9 und Veraleichsbeispiele 2 bis 5

Die Hohlfasermembran der vorliegenden Erfindung wurde in bezug auf die Permeabilitätsleistungen für β&sub2;-MG und Albumin ausgewertet.
Ein Modul, welches eine effiziente Membranfläche von 100 cm² aufweist, wurde durch Bündein von 100 Stück Hohlfasermembranen gemäß dieser Erfindung und anschließendem Fixieren der beiden Enden mit Epoxyharz auf einem zylindrischen Gehäuse hergestellt.
Gesondert wurde ein nach Peritonealdialyse verworfener Drain, der β&sub2;-MG enthielt, kondensiert und ein Blutplasma, welches durch Vermischen des Kondensats mit Rinderblutplasma, welches einen Gesamtproteingehalt von 7 g/dl und eine Albuminkonzentration von 3 g/dl und β&sub2;-MG Konzentration von 20 mg/l aufwies, erhalten wurde, den Experimenten unterworfen.
Eine Zirkulationsfiltration wurde durch eine in Fig. 3 gezeigte Apparatur unter den Bedingungen einer Zirkulations-Flußrate (QB) von 4 ml/min und einer Filtrationsflußrate (QF) von 0,4 ml/min durchgeführt. Eine Probe von Blutplasma in dem Becher und verschiedene Proben von filtriertem Blutplasma wurden nach dem Starten der Filtration gezogen und in bezug auf die Blutplasmakomponenten analysiert (Beispiel 9).
Zu Vergleichszwecken wurden vier Module, welche jeweils eine effiziente Membranfläche von 100 cm² aufwiesen mit einer Polysulfonmembran, hergestellt von Fresenius AG (HEMOFLOW (F-80)), hergestellt und drei Polysulfon-Testmembranen, welche unten mit A, B und C bezeichnet sind, und sie wurden auf die selbe Weise, wie in Beispiel 9 beschrieben, Filtrationsexperimenten unterworfen. (Vergleichsbeispiele 2 bis 5).
Polysulfonmembran A: eine gleichförmige poröse Membran, welche Mikroporen mit einem durchschnittlichen Durchmesser von 0,2 um und eine Permeabilität für Albumin von 100 % aufweist.
Polysulfonmembran B: eine asymmetrische Membran, umfassend eine dichte Hautschicht, welche Mikroschlitze mit einer durchschnittlichen Schlitzbreite von 0,2 Min aufweist, und eine schwammartige Trägerschicht, welche Poren von 0,5 bis 3 um aufweist, und welche Permeabilitäten für Albumin und Inulin von jeweils 95 % und 100 % aufweist.
Polysulfonmembran C: eine asyinmetrische Membran, umfassend eine dichte Hautschicht, welche selbst mit einer Vergrößerung von 10000 im SEM nicht beobachtbar ist, und eine Trägerschicht, welche Lücken mit einer fingerartigen Struktur, welche Durchmesser von 5 bis 10 um aufweisen, besitzt und welche Permeabilitäten für Albumin und Inulin von jeweils 0 % und 30 % aufweist.
Fig.4 zeigt eine zeitabhängige Änderung in den verbleibenden Verhältnissen von β&sub2;-MG in Blutplasma in dem Becher. Während die Polysulfonmembran der Fresenius AG und die drei anderen Polysulfon-Testmembranen geringfügige Abfälle in den verbleibenden Verhältnissen von β&sub2;-MG eine Stunde nach dem Beginn der Filtration und danach nahezu konstante Konzentrationen zeigten, verringerte die Membran geinäß der vorliegenden Erfindung das verbleibende Verhältnis von β&sub2;-MG mit der Zeit schließlich nach fünf Stunden auf eine Konzentration von β&sub2;-MG in dem Blutplasma in dem Becher von nahezu Null.
SC's für Albumin und β&sub2;-MG, Wasserpermeabilitäten und verbleibende β&sub2;-MG Verhältnisse waren, wie in Tabelle 3 gezeigt. Tabelle 3 Albumin β&sub2;-MG Wasserperm. ml/mbar.m².h β&sub2;-MG verbleib. Verhältnis 2)
1) (Konzentration des Filtrats eine Stunde nach dem Beginn der Filtration) / Konzentration in dem Becher
2) (Konzentration in dem Becher 3 Stunden nach dem Beginn der Filtration / Konzentration vor der Filtration) x 100
Die obigen Ergebnisse zeigen deutlich die Wirkung der Hohlfaserinembran gemäß der vorliegenden Erfindung.

Claims

1. Polysulfonhohlfasermembran, umfassend auf ihrer inneren Oberfläche eine dichte Hautschicht, die keine, selbst mit einem Rasterelektronenmikroskop (SEM) der Vergrößerung 10000 beobachtbaren Poren aufweist, auf ihrer äußeren Oberfläche Mikroporen mit einem durchschniftlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) bei einer fraktionierten Oberflächenporösität von 5 bis 50 % und einer schwammartigen mikroporösen Struktur im Inneren der Membran, wobei die Membran aufweist: einen Kompressionsfaktor a von nicht mehr als 0,2, einen Innendurchmesser von 50 bis 500 um, eine Dicke von 5 bis 250 um, Permeabilitäten für Serumalbumin und Inulin von nicht mehr als 10 % bzw. nicht weniger als 50 %, eine Wasserpermeabilität von nicht weniger als 45 ml/mbar m² h (60 ml/mmHg m2 Hr), ein Permeationsverhalten gegen β&sub2;-Mikroglobulin in einer derartigen Weise, daß, wenn Dialyse oder Filtration von β&sub2;-Mikroglobulin-enthaltendem Blut durchgeführt wird, das β&sub2;-Mikroglobulin im Blut mit der Zeit abnimmt, obwohl die Konzentration von β&sub2;-Mikroglobulin in der durchgedrungenen Flüssigkeit praktisch nahe bei Null bleibt, und wobei die Membran erhältlich ist durch Extrudieren einer Spinnzusammensetzung, hergestellt durch Auflösen eines Po(ysulfons und eines Polyethylenglykols mit einem Molekulargewicht von 400 bis 20000 in einem Lösungsmittel, das mindestens eine Verbindung, ausgewählt aus der Gruppe N-Methylpyrrolidon, Dimethylacetamid und Dimethylsulfoxid, enthält, wobei die Spinnzuammensetzung das Polyethylenglykol in einer Menge von mindestens 80 Gew.-%, basierend auf dem Gewicht des Polysulfons, einverleibt hat und die keine Phasentrennung verursacht, selbst wenn die Spinnzusammensetzung auf 100 ºC erwärmt wird, durch eine ringförmige Düse zu einer Hohlfaser bei einem Düsenverzug von mindestens 1,6 in eine gasförmige Atmosphäre, die Temperatur- und Feuchtigkeits-konditioniert ist, wodurch ein Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren (dry-jet-wet spinning) bewirkt wird, um Mikroporen auf der äußeren Oberfläche mit einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) zu erhalten.

2. Polysulfonhohlfasermembran nach Anspruch 1, die eine Permeabilität für β&sub2;-Mikroglobulin von 0 aufweist.

3. Polysulfonhohlfasermembran nach Anspruch 1, wobei der durchschniftliche Porendurchmesser der Mikroporen auf ihrer äußeren Oberfläche 100 bis 350 nm (1000 bis 3500 Å) beträgt.

4. Polysulfonhohlfasermembran nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die fraktionierte Oberflächenporösität der Mikroporen auf ihrer äußeren Oberfläche 10 bis 40 % beträgt.

5. Polysulfonhohlfasermembran nach Anspruch 1, wobei die Wasserpermeabilität mindestens 150 ml/mbarm2 h (200 ml1mmHg m2 Hr) beträgt.

6. Polysulfonhohlfasermembran nach Anspruch 1, das eine Permeablität für Pyrogen von 0 aufweist.

7. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonhohlfasermembran von schwammartiger Struktur, umfassend das Extrudieren einer Spinnzusammensetzung, hergestellt durch Auflösen eines Polysulfons und eines Polyethylenglykols mit einem Molekulargewicht von 400 bis 20000 in einem Lösungsmittel, das mindestens eine Verbindung enthält, ausgewählt aus der Gruppe N-Methvlpyrrolidon, Dimethylacetamid und Dimethylsulfoxid, wobei die Spinnzusammensetzung das Polyethylenglykol in einer Menge von mindestens 80 Gew.-%, basierend auf dem Gewicht des Polysulfons, einverleibt hat und die keine Phasentrennung verursacht, selbst wenn die Spinnzusammensetzung auf 100 ºC erwärmt wird, durch eine ringförmige Düse zu einer Hohlfaser bei einem Düsenverzug von mindestens 1,6 in eine gasförmige Atmosphäre, die Temperatur- und Feuchtigkeits-konditioniert ist, wodurch ein Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren (dry-jet-wet spinning) bewirkt wird, um Mikroporen auf der äußeren Oberfläche mit einem durchschnittlichen Porendurchmesser von 50 bis 500 nm (500 bis 5000 Å) zu erhalten.

8. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach Anspruch 7, wobei die Konzentration des Polysulfons in der Spinnzusammensetzung 12 bis 30 Gew.-% beträgt.

9. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach Anspruch 7 oder 8, wobei die einverleibte Menge des Polyethylenglykols 120 bis 250 Gew.-%, basierend auf dem Gewicht des Polysulfons, beträgt.

10. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach Anspruch 7 oder 8, wobei die einverleibte Menge des Polyethylenglykols 160 bis 200 Gew.-%, basierend auf dem Gewicht des Polysulfons, beträgt.

11. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach einem der Ansprüche 7 bis 10, wobei das gemeinsame Lösungsmittel Dimethylacetamid ist.

12. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach einem der Ansprüche 7 bis 11, wobei das gemeinsame Lösungsmittel N-Methylpyrrolidon ist.

13. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach einem der Ansprüche 7 bis 12, wobei eine Trockenzonenlänge beim Trocken- Düsen-Naßspinnverfahren 0,1 bis 200 cm beträgt.

14. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach Anspruch 13, wobei eine Trockenzonenlänge beim Trocken-Düsen-Naßspinnverfahren 0,5 bis 30 cm beträgt.

15. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach einem der Ansprüche 7 bis 14, wobei eine Innenkoagulationslösung aus entweder Wasser oder einem Gemisch eines gemeinsamen Lösungsmittels für Polysulfon und Polyethylenglykol mit Wasser verwendet wird.

16. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach Anspruch 15, wobei eine Innenkoagulatonslösung aus einem Gemisch eines gemeinsamen Lösungsmittels für Polysulfon und Polyethylenglykol mit Wasser in einem Mischungsverhältnis von Lösungsmittel/wasser von 0/100 bis 85/15 verwendet wird.

17. Verfahren zur Herstellung einer Polysulfonmembran nach einem der Ansprüche 7 bis 16, wobei eine Außenkoagulationslösung aus Wasser verwendet wird.

18. Vorrichtung zur Behandlung von Körperflüssigkeit, hergestellt durch Bündeln einer Vielzahl von Polysulfonhohlfasermembranen nach einem der Ansprüche 1 bis 6, Plazieren des Bündels in ein Gehäuse, das mit Öffnungen zum Einbringen und Ausbringen von Körperflüssigkeit dort hindurch ausgerüstet ist, und Fixieren der beiden Enden der Bündel an das Gehäuse mit einem wärmehärtbaren Harz, während beide Enden offengehalten werden.