JP2006198611A - Production method of separation membrane, and production method of separation membrane module using the separation membrane - Google Patents

Production method of separation membrane, and production method of separation membrane module using the separation membrane Download PDF

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JP2006198611A JP2005369344A JP2005369344A JP2006198611A JP 2006198611 A JP2006198611 A JP 2006198611A JP 2005369344 A JP2005369344 A JP 2005369344A JP 2005369344 A JP2005369344 A JP 2005369344A JP 2006198611 A JP2006198611 A JP 2006198611A
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東レ株式会社
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a production method of a separation membrane with superior blood compatibility, causing little adhesion of protein or organic matter.
SOLUTION: In this production method, the separation membrane is wetted with a copolymerized high polymer aqueous solution having both hydrophilic and hydrophobic properties in molecules, and is irradiated while the liquid ratio of the membrane is 20-600%.
COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、分離膜を製造する工程において共重合体高分子水溶液を含んだ分離膜の抱液率が20〜600%であり、放射線照射により処理することを特徴とする。 The present invention 抱液 rate of the separation membrane containing a copolymer aqueous polymer solution in the process of producing the separation membrane is 20 to 600%, characterized in that treatment with radiation. 本発明は血液適合性やタンパク質や有機物の非付着が要求される用途に好適に用いられる。 The present invention is suitably used for applications in which non-adherent hemocompatible and proteins or organic substances are required. 例えば、血液浄化用の分離膜では血液適合性やタンパク質の非付着が要求されるし、浄水器用膜、上水浄化膜、下水浄化膜、逆浸透膜や、生体成分分離用膜などではタンパク質や有機物の非付着が要求されるため、好適に用いられる。 For example, in the separation membrane for blood purification is required nonadherent blood compatibility and proteins, water purifier membranes, water supply purification membrane, sewage purification membranes, and reverse osmosis membrane, proteins Ya in such biological component separation membrane since the non-adhesion of organic substances is required, it is preferably used. また、これらの分離膜を内蔵したモジュールの製造時にも好適に用いられる。 Moreover, also preferably used during the production of these separation membrane module with a built-in. 特に、血液適合性が要求される血液浄化用モジュールの製造時には好適に用いられる。 In particular, suitably used in production of modules for blood purification of blood compatibility is required.

体液や血液と接触する医療用の分離膜は、タンパク質や血小板が付着すると分離膜の性能低下や、生体反応を引き起こす原因となり、深刻な問題となる。 Separation membranes for medical use in contact with body fluids or blood, degradation of or the separation membrane proteins and platelets adhere, becomes a cause of biological reaction, a serious problem. また、浄水器などの水処理膜においても、タンパク質や有機物の付着が、分離膜の性能低下を引き起こす。 Also in water treatment film such as water purifiers, attachment of proteins or organic substances causes a performance degradation of the separation membrane. このような問題に対して、分離膜を親水化することによって解決しようとして、様々な検討がなされている。 To solve this problem, an attempt to solve by hydrophilizing the separation membrane, various studies have been made. 例えば、ポリスルホンに親水性高分子であるポリビニルピロリドンを、製膜原液の段階で混合させて成形することで、膜に親水性を与え、汚れを抑制する方法が特許文献1、特許文献2に開示されている。 For example, polyvinylpyrrolidone is a hydrophilic polymer to polysulfone, by molding by mixing at the stage of film-forming solution, giving hydrophilicity to the membrane, inhibiting fouling methods Patent Document 1, disclosed in patent document 2 It is. しかしながら、これらの方法では、表面に親水性を付与するには、製膜原液中の親水性高分子量を多くする必要があることや、基材となる高分子と相溶性のある親水性高分子に限定されることや、材料の使用用途に合わせて、最適な原液組成を検討しなければならないなどの制約を受ける。 However, in these methods, to impart hydrophilicity to the surface, and it is necessary to increase the hydrophilic high molecular weight film-forming solution in a hydrophilic polymer with a polymer compatible with the base material is the possible or limited, in accordance with the intended use of the material, restricted such must consider optimum stock composition.

また、高分子表面に、ラジカル重合性モノマーを作用させて表面にグラフト重合層を形成させる方法も広く用いられている。 Further, the polymer surface, a method of forming a graft polymer layer on the surface by the action of the radical polymerizable monomer are also widely used. 例えば、A. For example, A. Henglein, Angew. Henglein, Angew. Chem. Chem. , 70,461(1955)には、放射線を用いたグラフト重合が、また筏;工材,31,62(1983)には、アルゴンプラズマを用いたポリエチレン表面上へのアクリルアミドのグラフト重合が提案されている。 , The 70,461 (1955), graft polymerization using radiation, also raft; Industrial Materials, the 31,62 (1983), graft polymerization of acrylamide onto the polyethylene surface using argon plasma is proposed ing. しかしながら、これらの方法は、基材や重合性モノマーに限定があることや、未反応の重合性モノマーが残存することが懸念される。 However, these methods, and that there is a limit to a substrate and a polymerizable monomer, polymerizable monomer unreacted there is a concern that remains.

さらに、高分子表面にグロー放電やコロナ放電等によるプラズマ処理で、表面に親水性の官能基を導入する方法も広く用いられている。 Moreover, the plasma treatment by glow discharge or corona discharge or the like to the polymer surface, a method of introducing a hydrophilic functional group on its surface is widely used. しかしながら、この方法では官能基しか導入できないため、血液適合性を導入するには不十分であり、さらには、基材の原料や形状などに限定がある。 However, this method can not introduce only functional group is insufficient to introduce blood compatibility, further, there is a limit such as the material and shape of the substrate.

また、血液適合性能を上げるために、ポリスルホン系の分離膜をポリビニルピロリドンなどの親水性高分子溶液と接触させ、物理吸着させる方法(特許文献3)も開示されているが、この方法では血液と接触した際に、親水性高分子が血中に溶出してくる可能性が考えられる。 In order to increase the blood compatibility performance, the separation membrane of the polysulfone was contacted with a hydrophilic polymer solution, such as polyvinyl pyrrolidone, a method (Patent Document 3) for physical adsorption has also been disclosed, in this way the blood upon contact, it is considered possible that the hydrophilic polymer elutes into the blood.

さらには、製膜の工程中で放射線または熱により、水不溶化するポリビニルピロリドンなどの親水性成分を導入する方法(特許文献4)や、ポリスルホン系の分離膜をポリビニルピロリドンなどの親水性高分子溶液と接触させた後、放射線架橋により不溶化した被膜層を形成する方法(特許文献5)が開示されている。 Further, by radiation or heat in the process of film, a method of introducing a hydrophilic component such as polyvinylpyrrolidone water insoluble (Patent Document 4) and a hydrophilic polymer solution of the separation membrane of polysulfone and polyvinyl pyrrolidone after contact, a method of forming a coating layer which is insolubilized by radiation crosslinking (Patent Document 5) discloses a. しかしながら、本発明者らが鋭意検討した結果、親水性高分子の被膜層を形成させる方法は、ある程度の改善が認められるが、多くの例外があった。 However, the present inventors have studied intensively, a method of forming a coating layer of hydrophilic polymer is observed is some improvement, there have been many exceptions.

すなわち、簡便にかつ血液適合性を満たす基材の処理法は未だ確立されていない。 That is, simply and treatment of the base material to satisfy the blood compatibility has not been established yet.
特公平2−18695号公報 Kokoku 2-18695 Patent Publication No. 特開昭61−238834号公報 JP-A-61-238834 JP 特開平10−118472号公報 JP 10-118472 discloses 特公平8−9668号公報 Kokoku 8-9668 Patent Publication No. 特開平6−238139号公報 JP-6-238139 discloses

本発明の目的は、かかる従来技術の欠点を改良し、血液適合性に優れ、タンパク質や有機物の付着が少ない分離膜の製造方法を提供することにある。 An object of the present invention, such drawbacks of the prior art improved, excellent blood compatibility is to provide a method for manufacturing a separation membrane attachment is small proteins or organic substances.

本発明者らは上記課題を達成するため鋭意検討を進めた結果、血液適合性に優れ、タンパク質や有機物の付着が少ない分離膜の製造方法は、下記の(1)〜(11)の構成によって達成される。 The present inventors have a result of our intensive investigations to achieve the above object, excellent blood compatibility, manufacturing process of the separation membrane adhered with less protein and organic matter, depending on the configuration of the following (1) to (11) It is achieved.
(1) 下記一般式(I)で示される繰り返し単位と、疎水性の単位を有し、前記一般式(I)で示される繰り返し単位を1分子中に60モル%以上、99モル%未満含有する共重合体高分子の水溶液を、抱液率20%以上、600%以下の割合で含んだ分離膜を、放射線照射により処理することを特徴とする分離膜の製造方法。 (1) and the repeating unit represented by the following general formula (I), has units of hydrophobic, recurring units represented by the general formula (I) in one molecule at least 60 mol%, containing less than 99 mol% copolymer aqueous solution of the polymer, 抱液 of 20% or more, the separation membrane which contains a proportion of 600% or less, the production method of the separation membrane, which comprises treatment with radiation for.
−[C(R )(R )−C(R )((CH OH)]− (I) - [C (R 1) ( R 2) -C (R 3) ((CH 2) n OH)] - (I)
但し、式中、R 、R が水素原子、R が水素原子、メチル基のいずれかを示す。 However, shown in the formula, R 1, R 2 is a hydrogen atom, R 3 is a hydrogen atom, one of the methyl groups. 式中nは0〜3までの整数を表す。 wherein n is an integer of 0 to 3.
(2) 前記一般式(I)で表される繰り返し単位がビニルアルコール(R 〜R が水素原子,n=0)であり、それ以外の繰り返し単位として酢酸ビニルを含有する共重合体高分子を用いることを特徴とする1に記載の分離膜の製造方法。 (2) the general formula (I) represented repeating unit vinyl alcohol (R 1 to R 3 is a hydrogen atom, n = 0) is a is a copolymer polymer containing vinyl acetate as a repeating unit other than it method for producing a separation membrane according to 1, which comprises using a.
(3) 前記共重合体高分子の重量平均分子量が100万以下であることを特徴とする分離膜の製造方法。 (3) A method of manufacturing a separation membrane having a weight average molecular weight of the copolymer polymer, characterized in that it is 1,000,000 or less.
(4) 前記分離膜が中空糸膜であることを特徴とする1〜3のいずれかに記載の分離膜の製造方法。 (4) The method for producing a separation membrane according to any one of 1 to 3, wherein the separation membrane is a hollow fiber membrane.
(5) 1〜4のいずれかに記載の方法により製造された分離膜をモジュールに内蔵したことを特徴とする分離膜モジュールの製造方法。 (5) The method of producing the separation membrane module, characterized in that a built-in manufactured separation membrane module according to the method of any of 1-4.
(6) 前記分離膜モジュールが、医療用モジュールであることを特徴とする5に記載の分離膜モジュールの製造方法。 (6) The separation membrane module, method for producing a separation membrane module according to 5, which is a medical module.
(7) 前記医療用モジュールが血液浄化用モジュールであることを特徴とする6に記載の分離膜モジュールの製造方法。 (7) The method of producing the separation membrane module according to 6, wherein the medical module being a module for blood purification.
(8) 前記医療用モジュールが人工腎臓用モジュールであることを特徴とする6に記載の分離膜モジュールの製造方法。 (8) The method of producing the separation membrane module according to 6, wherein the medical module being a module for artificial kidney.
(9) 前記分離膜モジュール内の酸素濃度が10%以下の状態において、放射線照射することを特徴とする5〜8のいずれかに記載の分離膜モジュールの製造方法。 (9) In the above oxygen concentration is 10% or less states in the separation membrane module, method for manufacturing the separation membrane module according to any one of 5-8, which comprises irradiation.

本発明の方法は、分離膜に共重合体高分子溶液が接触した状態で、放射線照射により処理するもので、分離膜に血液適合性やタンパク質・有機物の付着しにくい性質が要求される用途に幅広く用いることができる。 The method of the present invention, in a state in which the copolymer polymer solution is brought into contact with the separation membrane, those treated with radiation, wide range of applications where adhesion difficult nature of the blood compatibility and protein-organic substance separation membrane is required it can be used.

本発明でいうところの分離膜とは溶媒中に含まれる物質をろ過・除去する膜のことで、高分子材料が主成分であることが好ましい。 The separation membrane as referred in the present invention means a membrane filtration and removing substances contained in the solvent, it is preferred that the polymeric material is a main component. 高分子材料の例としては、ポリ塩化ビニル、ポリスルホンやポリエーテルスルホンなどのポリスルホン系ポリマーやポリスチレン、ポリ弗化ビニリデン、ポリイミド、ポリエーテルイミド、ポリアミドイミド、ポリアリレート、ポリエーテルエーテルケトン、ポリアクリロニトリル、ポリウレタン、ポリカーボネート、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリメタクリル酸メチル、ポリアミド、セルロース系ポリマーなどが挙げられる。 Examples of polymeric materials include polyvinyl chloride, polysulfone polymers, polystyrene, such as polysulfone and polyethersulfone, polyvinylidene fluoride, polyimide, polyetherimide, polyamideimide, polyarylate, polyether ether ketone, polyacrylonitrile, polyurethanes, polycarbonates, polyethylene, polypropylene, polymethyl methacrylate, polyamide, cellulose-based polymers. この中でも特にポリスルホンは成形が容易で、膜にしたときの物質透過性能に優れているため、好適に用いられる。 Particularly polysulfone easily molded Among these, because of excellent material permeability when formed into a film, is preferably used.

しかし、分離膜が医療用分離膜である場合、体液や血液が高分子材料と接触すると、タンパク質の吸着や血栓の形成などの生体反応を引き起こすため、親水性を付与して血液適合性を向上させる必要がある。 However, when the separation membrane is a medical separation membrane, enhanced the body fluid or blood is in contact with the polymeric material, to cause a biological response, such as adsorption and thrombus formation of protein, blood compatibility to impart hydrophilicity there is a need to be. また、分離膜が水処理用分離膜である場合、タンパク質や有機物などが高分子材料に吸着し、分離能を低下させるおそれがあるため、同様に親水性が要求される。 Moreover, the separation membrane may be separated membrane for water treatment, such as proteins and organic substances are adsorbed in a polymer material, because it may decrease the resolution, as well as hydrophilic are required. 本発明によって処理される分離膜が利用される用途としては、医療用分離膜、特に血液浄化用モジュール、人工腎臓用モジュール、生体成分分離用モジュールなどが挙げられるが、これらに限定されるものではない。 The application isolation layer to be processed by the present invention is utilized, the medical separating membranes, particularly blood purification module, artificial kidney module, but such as a biological component separation module and the like, limited to the Absent. また、水処理用分離膜としては、浄水器用膜、上水浄化膜、下水浄化膜、逆浸透膜などが挙げられる。 As the separation membrane for water treatment, water purifier membranes, water supply purification membrane, sewage purification membrane, and the like reverse osmosis membrane.

特に、近年は分離膜モジュールの軽量化や、寒冷地での凍結防止を図るため、抱液率の低い湿潤タイプやドライタイプの分離膜が注目されてきている。 In particular, in recent years, and weight of the separation membrane module, in order to prevent freezing in cold climates, lower wet type or dry-type separation membrane having 抱液 rate has been noted.

本発明の方法は、抱液率が20〜600%の分離膜に対して用いることができる。 The method of the present invention can be 抱液 rate used for the 20 to 600% of the separation membrane. すなわち、分離膜の親水化処理後、膜を再度乾燥させて湿潤状態にする必要がないため、コスト的にも有利である。 That is, after hydrophilization of the separation membrane, since it is not necessary to wet drying the film again, which is advantageous in cost. さらに、医療用分離膜であるならば、本発明の方法は、滅菌と兼ねることができるため好ましい。 Furthermore, if a medical separation membranes, the method of the present invention is preferably used, since it can also serve as sterilization.

本発明の方法においては、一般式(I)で示される繰り返し単位を、1分子中に60モル%以上、99モル%未満含有する共重合体高分子の水溶液を、抱液率が20〜600%となるように抱液させた分離膜に放射線照射することにより、該高分子が分離膜に好適に導入され、タンパク質や血小板などの吸着を抑制することができる。 In the method of the present invention, the repeating unit represented by the general formula (I), 60 mol% or more in one molecule, the aqueous solution of the copolymer polymer containing less than 99 mol%, 抱液 rate from 20 to 600% by irradiation the separation membrane was 抱液 so that, the polymer is preferably introduced into the separation membrane, it is possible to suppress the adsorption of such proteins and platelets.

また、抱液とは、分離膜に溶媒が含まれる状態をいう。 In addition, the 抱液 refers to a state in which solvent is contained separation membrane. 抱液率とは、基材の乾燥重量に対してどの程度の溶媒を含むかを表すもので、分離膜の溶媒量と乾燥重量から、次の計算式で与えられる。 The 抱液 rate, which represents whether including how much of the solvent relative to the dry weight of the substrate, the dry weight and amount of solvent separation membrane is given by the following equation. ここでいう、乾燥重量とは分離膜を乾燥させて、乾燥中の1時間での重量変化率が2%以内になった状態の重量をいう。 Here, the dry weight and is dried separation membrane refers to the weight of the state where the weight change rate at 1 hour in the drying was within 2%.

抱液率 = (分離膜の溶媒量/分離膜の乾燥重量)×100 [%]抱液 rate = (dry weight of the solvent amount / separator of the separation membrane) × 100 [%]
抱液率が小さいと溶出物が増加するため、抱液率は20%以上、さらには100%以上が好ましい。 Since the eluate 抱液 ratio is small is increased, 抱液 rate of 20% or more, more preferably 100% or more. 放射線照射時には、水からヒドロキシラジカルが発生し、これが起点となって、共重合体高分子や分離膜の素材もラジカル化し、共重合体高分子が膜へ架橋するものと考えられる。 During irradiation, the hydroxyl radicals are generated from water, which is a starting point, material of the copolymer polymers and separation membranes also radicalized, copolymer polymer is believed to crosslink the film. したがって、抱液率が低いと、発生するヒドロキシラジカル量が少ないために架橋反応が不十分になり、溶出物が増加したと考えられる。 Therefore, when the 抱液 rate is low, insufficient crosslinking reaction to hydroxyl radical small amount generated is considered that the eluate was increased. 溶出物は、医療用分離膜の用途において特に問題となる。 Eluate is particularly problematic in applications of the medical separation membranes. また、抱液率が600%を越えても、溶出物が増加する。 Further, 抱液 rate even beyond 600%, the eluate is increased. これは、大量の水が存在すると、過剰のヒドロキシラジカルが発生し、架橋反応だけでなく、分解反応も進行するためと考えられる。 This is because if a large amount of water is present, an excess of hydroxy radicals are generated, not only the crosslinking reaction, decomposition reaction is also believed to proceed. 従って、分離膜の抱液率が20〜600%の範囲に入ることが好ましく、さらには100〜300%の範囲に入ることが好ましい。 Therefore, it is preferable that 抱液 rate of the separation membrane is in the range of 20 to 600%, more preferably to fall in the range 100 to 300%.

本発明において、20〜600%の範囲で抱液した分離膜を製造する方法としては、例えば、分離膜をモジュール内に充填した後、モジュール内を水溶液で満たし、次いで分離膜に含まれる水溶液を気体を用いて吹き飛ばす方法が挙げられる。 In the present invention, as a method for producing the separation membrane was 抱液 in the range of 20 to 600%, for example, after filling the separation membrane in the module, fills the module with an aqueous solution, then the aqueous solution contained in the separation membrane how to blow with gas and the like. 人工腎臓用モジュールの場合には、例えば分離膜をモジュールに充填した後、血液側入り口から血液側出口に水溶液を通液し、次いで透析液側入り口から透析液側出口に通液する順でモジュール内に水溶液を充填する。 Module in the case of an artificial kidney module, for example after filling the separation membrane module, in order that passed through the solution from the blood side inlet to the blood side outlet, then passed through a dialysate-side outlet from the dialysate side inlet filling the solution within. その後、空気、窒素などの気体を用いて透析液側、血液側の水溶液をそれぞれ吹き飛ばすことにより、水溶液を抱液した分離膜を得ることができる。 Then, by blowing air, gas with a dialysis fluid side, such as nitrogen, the blood side solution, respectively, can be obtained separation membranes 抱液 aqueous solution.

また、分離膜の抱液率は、減圧乾燥、高温乾燥、低温送風乾燥、ブロー乾燥など、様々な方法によって調整できるが、これらに限定されるものではない。 Further, 抱液 rate of separation membrane, drying under reduced pressure, high temperature drying, low temperature air drying, like blow drying, can be adjusted by a variety of methods, but is not limited thereto. それぞれの条件を変えることによって、20〜600%の抱液率を達成できる。 By changing the respective conditions, it can be achieved 抱液 rate of 20-600%. 例えば、ブロー乾燥では、気体を用いてモジュール中の水溶液を吹き飛ばす際に、その時間や、強さ(圧力)を調整することによって所定の抱液率を示す分離膜を製造できる。 For example, in blown dry, when blowing an aqueous solution in the module with a gas can be produced separation membrane which exhibits a predetermined 抱液 rate by adjusting the time and the intensity (pressure). 気体による吹き飛ばし時間は、短すぎると十分に溶液が除去できず抱液率が高くなり、長すぎると水溶液を吹き飛ばしすぎて抱液率が低くなる。 Time blown by the gas is too short enough solution is high can not 抱液 rate removal, 抱液 rate is lowered too blowing an aqueous solution is too long. 気体による水溶液の吹き飛ばし時間は10秒以上、5分以下が好適に用いられ、さらには30秒以上、2分以下が望ましい。 Aqueous blowing time by the gas is preferably 10 seconds or 5 minutes is preferably used less, more 30 seconds or more, 2 minutes or less. また、強さに関しても、溶液の残存度合を左右するため、弱すぎても強すぎても目的の抱液率は得られない。 Further, with regard strength, in order to influence the remaining degree of the solution, not obtained 抱液 rate of interest is too strong or too weak. 気体の強さ(圧力)は、10kPa以上、500kPa以下が好適に用いられ、さらには50.0kPa以上、200kPa以下が好適に用いられる。 Strength of the gas (pressure), 10 kPa or more, or less is preferably used 500 kPa, more than 50.0KPa, less is preferably used 200 kPa.

また、このような分離膜モジュールに放射線を照射すると、モジュールケース内部に存在する空気中の酸素からラジカルが発生し、分離膜素材の高分子材料が分解してしまうと考えられ、溶出物が増加する。 Moreover, when irradiated with radiation such separation membrane module, radicals are generated from oxygen in the air present inside the module case, the polymeric material of the separation membrane material is considered to result in degradation, the eluate increased to. 従って、酸素濃度はモジュール内に存在する気体中10%以下であることが望ましい。 Therefore, it is desirable that the oxygen concentration is 10% or less in the gas present in the module.

このように湿潤状態をコントロールすることで、溶出物が低く、安全性の高い分離膜が提供できる。 By thus controlling the wet state, the eluate is low, high separation membrane of safety can be provided.

また、共重合体高分子溶液中に高分子以外の成分、例えば、抗酸化剤が入っていても良い。 Further, components other than the polymer in the copolymer the polymer solution, for example, may be an antioxidant that contains.

抗酸化剤を入れることで、発生するヒドロキシラジカル量を調整することができる。 By placing the antioxidants, it is possible to adjust the hydroxy radicals amount generated. 例えば、医療用分離膜で、本発明の放射線照射と滅菌を兼ねる際に、滅菌線量では分離膜などが劣化する場合、それを防止するために抗酸化剤を併用しても良い。 For example, in medical separation membranes, when serving as a radiation irradiation and sterilization of the present invention, if the sterilization dose of such separation membrane is deteriorated, an antioxidant may be used in combination in order to prevent it. 抗酸化剤とは、他の分子に電子を与えやすい性質を持つ分子のことを言うが、ポリマーが放射線によりラジカル反応を起こす際、その反応を抑制する性質をもつものである。 The antioxidant, but refers to a molecule having the property of easily donate electrons to another molecule, when causing a radical reaction polymer by radiation, those having a property of inhibiting the reaction. 例えば、ビタミンCなどの水溶性ビタミン類、ポリフェノール類、メタノール、エタノール、プロパノール、エチレングリコール、グリセリンなどのアルコール類、グルコース、ガラクトース、マンノース、トレハロースなどの糖類、ソジウムハイドロサルファイト、ピロ亜硫酸ナトリウム、二チオン酸ナトリウムなどの無機塩類、尿酸、システイン、グルタチオン、酸素などが挙げられるが、これらに限定されるものではない。 For example, water-soluble vitamins such as vitamin C, polyphenols, methanol, ethanol, propanol, ethylene glycol, alcohols, glucose, galactose, mannose, saccharides such as trehalose, sodium hydrosulfite, sodium metabisulfite, such as glycerine, second inorganic salts such as sodium dithionite, uric acid, cysteine, glutathione, and the like oxygen and the like, but is not limited thereto. これらの抗酸化剤は単独で用いてもよいし、2種類以上混合して用いてもよい。 These antioxidants may be used alone or may be used in combination of two or more. 本発明の方法を医療用具に用いる際は、その安全性を考慮する必要があるため、抗酸化剤は毒性の低いものが好適に用いられる。 When using the method of the present invention to medical devices, it is necessary to consider its safety, the antioxidant is suitably used low toxicity.

抗酸化剤を含有する水溶液の濃度については、含有する抗酸化剤の種類、放射線の照射線量などにより異なる。 The concentration of the aqueous solution containing the antioxidant varies due anti kinds of oxidizing agents, radiation dose containing. 抗酸化剤の濃度が低すぎると、水から発生するヒドロキシラジカルの消去が十分にできないため、分離膜などの劣化を防ぐことができない。 If the concentration of the antioxidant is too low, since the erasure of hydroxyl radicals generated from water can not be sufficiently and can not prevent the deterioration of such separation membranes. また、抗酸化剤を多量に入れると、ヒドロキシラジカルが十分に消去されてしまうために、共重合体高分子の分離膜への導入効率が落ちるために、溶出物が増加し、タンパク質や血小板などの付着抑制効果も十分に得られない。 Further, when an antioxidant large amount put, to hydroxyl radicals is erased sufficiently, in order to transfer efficiency into the separation membrane of the copolymer polymer drops, the eluate is increased, such as proteins and platelets adhesion preventing effect can not be obtained sufficiently.

本発明の共重合体高分子は、一般式(I)で示される繰り返し単位と、疎水性の単位を有し、一般式(I)で示される繰り返し単位を1分子中に60モル%以上、99モル%未満有するポリマーである。 Copolymer polymer of the present invention comprises a repeating unit represented by the general formula (I), has units of hydrophobic, recurring units represented by the general formula (I) in a molecule 60 mole% or more, 99 a polymer having less than mole%.
−[C(R )(R )−C(R )((CH OH)]− (I) - [C (R 1) ( R 2) -C (R 3) ((CH 2) n OH)] - (I)
但し、R 、R が水素原子、R が水素原子、メチル基のいずれかを示す。 However, indicating R 1, R 2 is a hydrogen atom, R 3 is a hydrogen atom, one of the methyl groups. 式中nは0〜3までの整数を表す。 wherein n is an integer of 0 to 3. また、ここでいうところの疎水性の単位とは、疎水性の単位のみでは水に不溶となるものを差し、具体的には、ビニル基、塩化ビニル基、酢酸ビニル基、メタクリル酸メチル基などが挙げられる。 Further, where a hydrophobic unit as referred, is only the unit of hydrophobic pointing what becomes insoluble in water, specifically, vinyl group, vinyl chloride group, vinyl acetate group, methacrylic acid methyl and the like.

共重合体高分子は、入手のしやすさの点から、ビニルアルコールと酢酸ビニルの共重合体が好ましく用いられる。 Copolymer polymer, from the viewpoint of ease of availability, a copolymer of vinyl alcohol and vinyl acetate is preferably used. この場合、疎水性の単位としては、酢酸ビニル以外の単位を併せ用いてもよい。 In this case, as the unit of hydrophobic, it may be used together units other than vinyl acetate.

本発明の効果は、代表的な親水性高分子であるポリエチレングリコールや、ポリビニルピロリドンを使用しても、血液適合性やタンパク質付着抑制性を持った分離膜を得ることができない。 Effect of the present invention, polyethylene glycol and a typical hydrophilic polymers, also be used polyvinyl pyrrolidone, it can not be obtained separation membrane having blood compatibility and protein adhesion inhibitory. 従って、これらの親水性高分子は、分離膜が水溶液中に含浸された状態、すなわち抱液率が600%より大きい場合では、優れた血液適合性を示すが、本発明のように分離膜の抱液率が低い状態では、効果を発揮しない。 Therefore, these hydrophilic polymer, a state where the separation membrane is impregnated with an aqueous solution, i.e. in the case 抱液 rate is greater than 600%, exhibit excellent blood compatibility, of the separation membrane as in the present invention in 抱液 rate is low, not effective. ところが、前述したようなビニルアルコールと酢酸ビニルの共重合体では、分離膜の抱液率が低い状態でも、高い効果を示す。 However, in the copolymer of vinyl alcohol and vinyl acetate as described above, even when 抱液 rate is low separation membrane exhibits a high effect. このことからも、ビニルアルコールと酢酸ビニルの共重合体が好ましい。 This also copolymers of vinyl alcohol and vinyl acetate is preferred.
本発明による処理を行った分離膜が血液適合性やタンパク質付着抑制性に優れているのは、共重合体高分子の親水性と疎水性のバランスにあるものと考えられる。 The separation membrane was subjected to treatment according to the invention is excellent in blood compatibility and protein adhesion inhibitory properties, are considered to be balance between hydrophilicity and hydrophobicity of the copolymer polymer.
すなわち、本発明の共重合体高分子を使用することによって血液適合性やタンパク質付着抑制性を示す理由は、次のように考えられる。 Namely, reason for showing the blood compatibility and protein adhesion inhibitory By using copolymer polymer of the present invention is considered as follows. まず、親水性部分が周囲の水分子と相互作用し、水和層を形成することで、タンパク質などの付着を抑制するものと考えられる。 First, the hydrophilic moiety interacts with the surrounding water molecules, forming a hydration layer, it is believed to inhibit the attachment of such proteins. しかしながら、水和層が膜表面全体を覆っていなければ、タンパク質は吸着する。 However, the hydration layer unless cover the entire membrane surface, proteins adsorbed. 本発明の共重合体高分子は、分子内に疎水性部分も併せ持つため、疎水性部分が、膜表面の疎水性部分と相互作用することで、膜表面の疎水性部分の露出がなくなり、親水性の膜表面を作りだすのではないかと考えられる。 Copolymer polymer of the present invention, since the both hydrophobic moiety in a molecule, the hydrophobic moiety is, by interacting with the hydrophobic part of the membrane surface, there is no exposure of the hydrophobic part of the membrane surface, the hydrophilic It is considered that it would be creating a surface of the film. つまり、共重合体高分子の疎水性部分が膜表面の疎水性部分に対してのりのような役目を果たすことで、膜表面が効率的に共重合体高分子で覆われ、かつ、共重合体高分子中の親水性部分が水和するために、膜表面全体が水和層で覆われた状態になっているのではないかと考えられる。 That is, by hydrophobic portion of the copolymer polymer serves as glue with respect to the hydrophobic portion of the membrane surface, the membrane surface is covered with efficiently copolymer polymer and copolymer polymer hydrophilic moiety in the to hydration, the entire membrane surface is considered that it would be in a state covered with hydrated layer.

以上のことから、親水性が強すぎる場合、疎水性が強すぎる場合の両方において、タンパク質などが付着する。 From the above, when hydrophilicity is too strong, in both cases the hydrophobic is too strong, such as proteins are attached. したがって、一般式(I)で示される繰り返し単位は60モル%以上、99モル%未満が好ましく、さらには60モル%以上、98モル%未満が好ましい。 Accordingly, the general formula (I) repeating unit is 60 mol% or more represented, is preferably less than 99 mol%, further 60 mol% or more, preferably less than 98 mol%.

一般式(I)の場合において、共重合体1分子中の全ての繰り返し単位がビニルアルコールユニットからなるポリマーは結晶化しやすく、水に難溶である。 In the case of the general formula (I), a polymer in which all repeating units in the copolymer molecule is a vinyl alcohol unit tends to crystallize, it is poorly soluble in water. 一方、ビニルアルコールユニット以外に酢酸ビニルユニットがあるポリマーは、結晶化しにくく水に比較的易溶である。 Meanwhile, the polymer is a vinyl acetate unit in addition to the vinyl alcohol unit is relatively easily soluble in hardly water crystallized. しかしながら、酢酸ビニルユニットの割合が大きくなると、疎水性部分が多くなるため分離膜を親水化しにくくなる。 However, the proportion of vinyl acetate units is increased, it is difficult to hydrophilize the separation membrane because the hydrophobic moiety increases. 従って、前に述べたようなタンパク質などの付着抑制効果という点だけではなく、ハンドリング性の点からも、本発明に使用されるビニルアルコールと酢酸ビニルの共重合体におけるビニルアルコールユニットの含有率は60モル%以上99モル%未満、さらに好ましくは60モル%以上98モル%未満の範囲に含まれるものが望ましい。 Therefore, not only that adhesion inhibiting effect, such as a protein, such as previously mentioned, in terms of handling properties, the content of vinyl alcohol units in the copolymer of vinyl alcohol and vinyl acetate for use in the present invention less than 60 mol% to 99 mol%, more preferably is desired to be within the scope of less than 60 mol% 98 mol%.

また、上記のような構造を持つ共重合体高分子の重量平均分子量が大きくなりすぎると、水に溶解しにくくなる。 Further, the weight average molecular weight of the copolymer polymer having the above structure is too large, it is difficult to dissolve in water. 対策として、加熱や水以外の溶媒による溶解が考えられるが、加熱操作は製造コストが高くなり、水以外の溶媒への溶解は医療用分離膜としての用途を考えると安全性の面で懸念が残る。 As a countermeasure, it is conceivable dissolution by a solvent other than heating and water heating operation is the production cost is high, the dissolution of the non-aqueous solvents are a concern in terms of safety given the use as medical separating membranes remain. また、分子量が小さすぎても、放射線照射による架橋で固定し、血液と接触させたときの溶出が懸念される。 Further, even if the molecular weight is too small, fixed in crosslinking by irradiation, the elution is concern when contacted with blood. このようなハンドリングの善し悪しから、本発明において使用されるビニルアルコールと酢酸ビニルの共重合体の場合、分子量の増大に伴い、水への溶解性は顕著に低下する。 From quality of such handling, if a copolymer of vinyl alcohol and vinyl acetate for use in the present invention, with an increase in molecular weight, solubility in water decreases significantly. したがって、重量平均分子量は好ましくは100万以下、さらに好ましくは20万以下である。 Therefore, the weight-average molecular weight is preferably 1,000,000 or less, more preferably 200,000 or less.

なお、上記の主な繰り返し単位がビニルアルコールであり、それ以外の繰り返し単位として酢酸ビニルを有する共重合体高分子と併せて、複数の高分子の混合水溶液を用いれば、分離膜表面に複数の高分子を導入することが可能である。 Incidentally, a main repeating unit a vinyl alcohol mentioned above in conjunction with the copolymer polymer having a vinyl acetate as a repeating unit other than it, the use of the mixed aqueous solution of a plurality of polymers, a plurality of high on the separation membrane surface it is possible to introduce the molecule.

放射線はα線、β線、γ線、X線、紫外線、電子線などが用いられる。 Radiation α rays, beta rays, gamma rays, X-rays, ultraviolet rays, and electron beam is used. また、人工腎臓などの医療用具は滅菌することが必要であり、近年は残留毒性の少なさや簡便さの点から、放射線滅菌法が多用されており、特に、γ線や電子線が好適に用いられている。 Furthermore, medical devices such as artificial kidneys it is necessary to sterilize, in recent years in terms of lack and simplicity of residual toxicity, radiation sterilization method has been widely used, in particular, preferably used γ-rays or electron rays It is. すなわち、本発明の方法を用いることにより、滅菌を兼ねることができるので、医療用分離膜および分離膜モジュールに用いることは好ましい。 That is, by using the method of the present invention, it is possible to serve as the sterilization, it is preferable to use the medical separation membrane and the separation membrane module. 例えば、血液浄化用モジュールをγ線で滅菌するには15kGy以上の線量照射が好ましい。 For example, preferred dose delivery of more than 15kGy to sterilize the blood purification module with γ-rays. ただし、滅菌が不要な用途に用いる場合は、この線量に限定されない。 However, if sterilization is used for unwanted purposes it is not limited to this dose.

本発明の分離膜は、血液浄化用モジュール、人工腎臓用モジュールなどの医療用分離膜として好適に用いられる。 Separation membrane of the present invention, a blood purification module, is suitably used as a medical separation membrane such as an artificial kidney module.

本発明の血液浄化用モジュールとは、血液を体外に循環させる際に、吸着や濾過、拡散によって血中の老廃物や有害物質を取り除く機能を有したモジュールのことをいい、人工腎臓や外毒素吸着カラムなどがある。 The blood purification module of the present invention, when the circulating blood outside the body, suction and filtration, refers to a module having a function of removing waste products and toxic substances in the blood by diffusion, artificial kidney and exotoxins there is such as adsorption column.

血液浄化用モジュールに内蔵される分離膜の形態は特に限定されるものではなく、平膜、中空糸膜などの形態で用いられる。 Forms of separation membrane is incorporated in the module for blood purification is not particularly limited, flat membrane used in the form such as a hollow fiber membrane. しかし、処理効率すなわち血液と接触する表面積の確保などを考慮すると中空糸膜型であることが好ましい。 However, it is preferred that the consideration of the hollow fiber membrane type ensuring the like of the surface area in contact with the processing efficiency i.e. blood.

本発明の分離膜となる素材は、特に限定しないが、医療用に用いられている素材が好ましく、例えば、ポリ塩化ビニル、セルロース系ポリマー、ポリスチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリカーボネート、ポリスルホンやポリエーテルスルホンなどのポリスルホン系ポリマー、ポリウレタンなどが挙げられる。 Material to be separated membrane of the present invention is not particularly limited, but is preferably material used in the medical, for example, polyvinyl chloride, cellulosic polymers, polystyrene, polymethyl methacrylate, polycarbonate, polysulfone and polyethersulfone polysulfone-based polymers, such as polyurethane, and the like. この中でも特にポリスルホンは成形が容易で、膜にしたときの物質透過性能に優れているため、好適に用いられる。 Particularly polysulfone easily molded Among these, because of excellent material permeability when formed into a film, is preferably used.

本発明で用いられるポリスルホン系ポリマーは、主鎖に芳香環、スルフォニル基およびエーテル基をもつもので、例えば、次式(1)、(2)の化学式で示されるポリスルホンが好適に使用されるが、本発明ではこれらに限定されない。 Polysulfone polymers used in the present invention, the aromatic ring in the main chain, those having sulfonyl group and an ether group, for example, the following equation (1), although the chemical formula polysulfones represented by is suitably used in (2) , but it is not limited to these. 式中のnは、例えば50〜80の如き整数である。 wherein n is, for example, 50 to 80, such as integers.

ポリスルホンの具体例としては、ユーデルポリスルホンP−1700、P−3500(テイジンアモコ社製)、ウルトラソンS3010、S6010(BASF社製)、ビクトレックス(住友化学)、レーデルA(テイジンアモコ社製)、ウルトラソンE(BASF社製)等のポリスルホンが挙げられる。 Specific examples of the polysulfone (manufactured by Teijin Amoco) You del polysulfone P-1700, P-3500, (manufactured by BASF) Ultra Son S3010, S6010, Victrex (Sumitomo Chemical Co., Ltd.), Radel A (Teijin Amoco Co., Ltd.) , polysulfone, such as ultra Son E (manufactured by BASF). 又、本発明で用いられるポリスルホンは上記式(1)及び/又は(2)で表される繰り返し単位のみからなるポリマーが好適ではあるが、本発明の効果を妨げない範囲で他のモノマーと共重合していても良い。 Further, polysulfone used in the present invention the above formula (1) and / or (2) a polymer consisting of a repeating unit represented by is preferred, other within a range which does not impair the effects of the present invention monomers and co it may be polymerized. 特に限定するものではないが、他の共重合モノマーは10重量%以下であることが好ましい。 Not particularly limited, but preferably other copolymerizable monomer is 10 wt% or less.

本発明にかかる分離膜モジュールの製造方法としては、その用途により、種々の方法があるが、大まかな工程としては、分離膜の製造工程と、その分離膜をモジュールに組み込むという工程にわけることができる。 As a method for producing the separation membrane module according to the present invention, depending on the use, there are various methods, as the rough process, the manufacturing process of the separation membrane, be divided into steps of incorporating the separation membrane module it can. 放射線照射による処理を、分離膜をモジュールに組み込む工程の前に用いてもよいし、分離膜をモジュールに組み込んだ後に用いてもよい。 Treatment with radiation, may be used prior to the step of incorporating the separation membrane module may be used after incorporating the separation membrane module. モジュール化した後にγ線照射するのであれば、医療用に用いる場合、滅菌も同時に行うことができるので好ましい。 If the irradiating γ-rays after modularization, when used in medical, because sterilization can also be performed at the same time preferred.

人工腎臓に用いられる中空糸膜モジュールの製造方法についての一例を示す。 It shows an example of a method for manufacturing the hollow fiber membrane module for use in an artificial kidney.

人工腎臓に内蔵される中空糸膜の製造方法としては、一方法としてつぎのような方法がある。 As a method for producing hollow fiber membranes that are built into the artificial kidney, there is the following method as a method. すなわち、ポリスルホンとポリビニルピロリドン(重量比率20:1〜1:5が好ましく、5:1〜1:1がより好ましい)をポリスルホンの良溶媒(N,N−ジメチルアセトアミド、ジメチルスルホキシド、ジメチルホルムアミド、N−メチルピロリドン、ジオキサンなどが好ましい)および貧溶媒の混合溶液に溶解させた原液(濃度は、10〜30重量%が好ましく、15〜25重量%がより好ましい)を二重環状口金から吐出する際に内側に注入液を流し、乾式部を走行させた後凝固浴へ導く。 That is, polysulfone and polyvinyl pyrrolidone (weight ratio 20: 1 to 1: 5 is preferred, 5: 1 to 1: 1 and more preferably) a polysulfone good solvent (N, N-dimethylacetamide, dimethyl sulfoxide, dimethyl formamide, N - methylpyrrolidone, and dioxane are preferred) and dissolved stock solution (concentration in a mixed solution of the poor solvent is preferably 10 to 30 wt%, when ejecting a more preferred) of 15 to 25% by weight dual annular spinneret flowing infusate inward, leading to coagulation bath was allowed to run dry portion. この際、乾式部の湿度が影響を与えるために、乾式部走行中に膜外表面からの水分補給によって、外表面近傍での相分離挙動を速め、孔径拡大し、結果として透析の際の透過・拡散抵抗を減らすことも可能である。 At this time, in order to provide a humidity effect of drying section, by hydration from a dry portion run in the outer surface of the membrane, it accelerates the phase separation behavior of the outer surface near to pore size enlargement, the transmission at the time of dialysis the resulting · it is also possible to reduce the diffusion resistance. ただし、相対湿度が高すぎると外表面での原液凝固が支配的になり、かえって孔径が小さくなり、結果として透析の際の透過・拡散抵抗を増大する傾向がある。 However, if the relative humidity is too high will concentrate the coagulation of the outer surface is dominant, rather pore diameter becomes small, it tends to increase the permeation and diffusion resistance at the time of dialysis as a result. そのため、相対湿度としては60〜90%が好適である。 Therefore, as the relative humidity is preferably 60% to 90%. また、注入液組成としてはプロセス適性から原液に用いた溶媒を基本とする組成からなるものを用いることが好ましい。 Further, it is preferable to use those having a composition which is based on solvent used for mass from the process suitability as an injectable solution composition. 注入液濃度としては、例えばジメチルアセトアミドを用いたときは、45〜80重量%、さらには60〜75重量%の水溶液が好適に用いられる。 The infusion solution concentration, for example when using dimethyl acetamide, 45-80 wt%, more aqueous solutions of 60-75 wt% is preferably used.

中空糸膜をモジュールに内蔵する方法としては、特に限定されないが、一例を示すと次の通りである。 As a method for incorporating a hollow fiber membrane module is not particularly limited, is as follows As an example. まず、中空糸膜を必要な長さに切断し、必要本数を束ねた後、筒状ケースに入れる。 First, cutting the hollow fiber membranes to the required length, after a bundle of necessary number is placed in a cylindrical case. その後両端に仮のキャップをし、中空糸膜両端部にポッティング剤を入れる。 Then both ends of the temporary cap, add potting agent to the hollow fiber membranes at both ends. このとき遠心機でモジュールを回転させながらポッティング剤を入れる方法は、ポッティング剤が均一に充填されるために好ましい方法である。 This time a method of placing a potting agent while rotating the module centrifuge is a preferred method for potting agent is uniformly filled. ポッティング剤が固化した後、中空糸膜の両端が開口するように両端部を切断し、中空糸膜モジュールを得る。 After the potting agent is solidified, both ends of the hollow fiber membrane was cut at both ends so as to open, to obtain a hollow fiber membrane module.

本発明の方法を用いるには、上記のようにして得られた中空糸膜を共重合体高分子水溶液で抱液率を20〜600%に調整し、γ線照射したのち、モジュールに組み込んでもよい。 The use of the method of the present invention, the 抱液 rate of the hollow fiber membrane obtained as described above a copolymer aqueous polymer solution was adjusted to 20 to 600 percent, after irradiation γ-rays, may be incorporated into the module . また、モジュール化を行った後に、分離膜の抱液率を20〜600%に調整し、γ線照射してもよい。 Further, after the modularization, adjust the 抱液 rate of the separation membrane in 20 to 600%, it may be irradiated γ rays. モジュール化の後にγ線照射すれば、滅菌も同時に行うことができるので好ましい。 If γ-irradiation after modularization, since sterilization can also be performed at the same time preferred.

以下実施例を挙げて本発明を説明するが、本発明はこれらの例によって限定されるものではない。 By way of the following examples illustrate the present invention but the present invention is not intended to be restricted by these examples.

以下実施例と比較例を挙げて本発明を説明するが、本発明はこれらの例によって限定されるものではない。 By way of comparative examples and the following examples illustrate the invention, but the invention is not limited by these examples.
1. 1. 中空糸膜モジュールの作製 ポリスルホン(アモコ社 Udel−P3500)16部、ポリビニルピロリドン(インターナショナルスペシャルプロダクツ社;以下ISP社と略す)K30 3部、ポリビニルピロリドン(ISP社K90)3部をジメチルアセトアミド77部、水1部を加熱溶解し、製膜原液とした。 Preparation polysulfone (Amoco Udel-P3500) 16 parts of the hollow fiber membrane module, polyvinylpyrrolidone (International Special Products, hereinafter abbreviated as ISP Corp.) K30 3 parts of polyvinyl pyrrolidone (ISP Co. K90) 77 parts of dimethylacetamide and 3 parts, 1 part of water was dissolved by heating to obtain a film-forming solution.

この原液を温度50℃の紡糸口金部へ送り、外径0.35mm、内径0.25mmの2重スリット管から芯液としてジメチルアセトアミド63部、水37部からなる溶液を吐出させ、中空糸膜を形成させた後、温度30℃、露点28℃の、350mmのドライゾーン雰囲気を経て、ジメチルアセトアミド20重量%、水80重量%からなる温度40℃の凝固浴を通過させ、60〜75℃90秒の水洗工程、130℃の乾燥工程を2分通過させ、160℃のクリンプ工程を経て得られた中空糸膜を巻き取り束とした。 Send this stock solution to the spinneret of the temperature 50 ° C., the outer diameter of 0.35 mm, dimethylacetamide 63 parts as core liquid from the double slit tube having an inner diameter of 0.25 mm, by ejecting a solution consisting of 37 parts of water, the hollow fiber membranes after formation of the temperature 30 ° C., the dew point of 28 ° C., through a dry zone atmosphere 350 mm, dimethylacetamide 20 wt%, passed through a coagulation bath at a temperature 40 ° C. consisting 80% by weight of water, 60 to 75 ° C. 90 s water washing step, a 130 ° C. drying process is passed through 2 minutes, and the winding bundle of hollow fiber membrane obtained through the 160 ° C. crimping process. この中空糸膜を1.6m になるように、ケースに充填し、ポッティングし、端部を両面開口させて、人工腎臓モジュールとした。 The hollow fiber membrane so as to 1.6 m 2, was filled in a casing, and potting the ends by both sides opened, and an artificial kidney module.
2. 2. 測定方法(1)中空糸膜のヒト血小板付着試験方法 18mmφのポリスチレン製の円形フィルムに両面テープを貼り付け、そこに中空糸膜を固定した。 Measurement methods (1) adhered to the double-sided tape to a circular film polystyrene human platelet adhesion test method 18mmφ the hollow fiber membrane and the hollow fiber membrane is fixed thereto. 貼り付けた中空糸膜を片刃で半円筒状にそぎ切り、中空糸膜の内表面を露出させた。 Sogigiri pasted hollow fiber membranes into a semi-cylindrical shape with a single edged knife to expose the inner surface of the hollow fiber membrane. 中空糸内表面に汚れや傷、折り目などがあると、その部分に血小板が付着し、正しい評価ができないことがあるのでこのような部分はできるだけ用いないよう注意を要する。 Hollow fiber in the surface dirt and scratches, if there is such folds, platelets adhere to the part, such parts since it may not be correct evaluation takes care not possible using. 筒状に切ったFalcon(登録商標)チューブ(18mmφ、No.2051)に該円形フィルムを、中空糸膜を貼り付けた面が、円筒内部にくるように取り付け、パラフィルムで取り付け部分の隙間を埋めて液が漏れない様にしカップ状の試験サンプルを作成した。 Cylindrically chopped Falcon (TM) tubes (18mmφ, No.2051) a circular film, the surface pasted to the hollow fiber membrane is mounted so that the inner cylinder, the clearance of the mounting portion with Parafilm liquid has created a cup-shaped test sample so as not leak filled. この円筒管内を生理食塩水で洗浄後、生理食塩水で満たした。 After washing the cylindrical tube with saline, filled with saline. 人間の静脈血を採血後、直ちにヘパリンを50U/mlになるように添加した。 After blood collection human venous blood was immediately added so as to heparin 50 U / ml. 前記円筒管内の生理食塩水を廃棄後、前記血液を、採血後10分以内に、円筒管内に1.0ml入れ、37℃でミクロミキサーにて1時間振盪させた。 After discarding the physiological saline of the cylindrical tube, the blood within 10 minutes after blood collection, placed 1.0ml in a cylindrical tube and shaken for 1 hour at micro mixer at 37 ° C.. その後、中空糸膜を10mlの生理食塩水で洗浄し、2.5体積%グルタルアルデヒドを含有した生理食塩水で血液成分の固定を行い、20mlの蒸留水にて洗浄した。 Thereafter, the hollow fiber membranes were washed with saline 10 ml, performs fixed blood components with physiological saline containing 2.5 vol% glutaraldehyde and washed with distilled water 20 ml. 洗浄した中空糸膜を常温0.5Torrにて10時間減圧乾燥した。 The washed hollow fiber membrane was 10 hours dried under reduced pressure at room temperature 0.5 Torr. この中空糸膜を走査型電子顕微鏡の試料台に両面テープで貼り付けた。 The hollow fiber membrane to the sample stage of a scanning electron microscope was adhered with double-sided tape. その後、スパッタリングにより、Pt−Pd(白金−パラジウム)の薄膜を中空糸膜表面に形成させて、試料とした。 Thereafter, by sputtering, Pt-Pd (Pt - palladium) to form a thin film of the hollow fiber membrane surface to obtain a sample. この中空糸膜の内表面をフィールドエミッション型走査型電子顕微鏡(日立社製S800)にて、倍率1500倍で試料の内表面を観察し、1視野中(4.3×10 μm )の付着血小板数を数えた。 At the hollow fiber membrane inner surface field emission scanning electron microscope (Hitachi S800), to observe the inner surface of the sample at a magnification 1500 times, in one field of view (4.3 × 10 3 μm 2) It was counted number of adhering platelets. 中空糸長手方向における中央付近で、異なる10視野での付着血小板数の平均値を血小板付着数(個/4.3×10 μm )とした。 Near the center of the hollow fiber lengthwise direction, the average value of the number of adhering platelets in ten different field was platelet adhesion number (number /4.3×10 3 μm 2). 中空糸の長手方向における端の部分は、血液溜まりができやすいため付着数の計測対象からはずした。 End portions of the longitudinal direction of the hollow fiber was removed from the deposition speed of the measurement object and is easily able to accumulate blood.
(2)抱液率の測定方法 中空糸膜モジュールから中空糸を取り出し、重量を測定した。 (2) taken out of the hollow fiber from 抱液 ratio measurement method the hollow fiber membrane module, and weighed. その後、常温0.5Torrにて10時間減圧乾燥したのち、乾燥重量を測定した。 Then, after 10 hours drying under reduced pressure at room temperature 0.5 Torr, the dry weight was measured. 次にもう1時間同様の方法で減圧乾燥し、重量変化率が2%以内になった状態の重量を絶乾重量とした。 Then vacuum dried at another hour same manner, the weight of the state where the weight change rate was within 2 percent and absolute dry weight. 下式にて抱液率を求めた。 I was asked to 抱液 rate using the following equation.

抱液率 = (中空糸膜の水分量/中空糸膜の絶乾重量)×100 [%]抱液 rate = (absolute dry weight of the water content / hollow fiber membrane of the hollow fiber membrane) × 100 [%]
(3)酸素濃度の測定方法 東レ・テクノ(株)にて、中空糸膜モジュールを窒素雰囲気内に入れ、血液側の栓にガスタイトシリンジ針を刺し、モジュール内ガスを採取し、島津製作所社製GC−14Bを用いて、GC−TCD法にて、ケース内の酸素濃度測定を測定した。 (3) in an oxygen concentration in the measurement method Toray Techno Co., Ltd., a hollow fiber membrane module was placed in a nitrogen atmosphere, the blood side of the plug stabbed gas tight syringe needle, the module gas collected, Shimadzu Corporation using Ltd. GC-14B, in GC-TCD method to measure oxygen concentration measurement in the case.

分析条件を下記に示す。 The analytical conditions below.

使用機器:島津製作所社製GC−14B Used equipment: manufactured by Shimadzu Corporation GC-14B
カラム:Molecular sieve 5A 2.0m Column: Molecular sieve 5A 2.0m
カラム温度:60℃ Column temperature: 60 ℃
入口温度:150℃ Inlet temperature: 150 ℃
出口温度:200℃ Outlet temperature: 200 ℃
キャリアガス:ヘリウム 0.8kg/cm Carrier gas: helium 0.8kg / cm 2
ディテクター:TCD Detector: TCD
電流:50mA Current: 50mA
(4)溶出物の測定方法 中空糸膜モジュールの血液側に初期洗浄液として常温下で水を流量100mL/minで流し、最初に流出してくる50mLをサンプリングした。 (4) water flowed at a flow rate of 100 mL / min at room temperature on the blood side of the measuring method the hollow fiber membrane module of the eluate as the initial washing liquid was sampled 50mL coming initially flow out. このサンプルから10mLを取り出し、2.0×10 −3 mol/L過マンガン酸カリウム水溶液20mL、希塩酸1mLを加え3分間煮沸した。 The sample removed 10mL from, 2.0 × 10 -3 mol / L potassium permanganate solution 20 mL, was boiled for 3 minutes dilute hydrochloric acid 1 mL. 室温まで冷却し、ヨウ化カリウム水溶液1mLを加え、よく撹拌後10分放置し、1.0×10 −2 mol/Lチオ硫酸ナトリウム水溶液で滴定した。 Cooled to room temperature, was added potassium iodide solution 1 mL, and left well 10 minutes after stirring was titrated with 1.0 × 10 -2 mol / L aqueous sodium thiosulfate solution. 別途、中空糸膜モジュールを通さなかった水について、測定サンプルと同様の操作をした。 Separately, the water did not pass through the hollow fiber membrane module was measured samples and the same operation. 中空糸膜モジュールを通さない水の滴定に要したチオ硫酸ナトリウム水溶液量と、サンプルの滴定に要したチオ硫酸ナトリウム水溶液量との差を、溶出物により消費された2.0×10 −3 mol/L過マンガン酸カリウム水溶液量(過マンガン酸カリウム水溶液の消費量)とした。 A hollow fiber membrane aqueous solution of sodium thiosulfate the amount required for titration of the water impervious modules, the difference between the aqueous solution of sodium thiosulfate the amount required for titration of the sample, 2.0 × 10 -3 mol consumed by eluate / L was an aqueous potassium permanganate solution amount (consumption amount of potassium permanganate solution). これを溶出物量(mL)とした。 This was eluted amount (mL).
(実施例1) (Example 1)
共重合体高分子にポリビニルアルコール(シグマ・アルドリッチ社製、重量平均分子量10000、親水性単位80モル%)を使用した。 Copolymer polymer polyvinyl alcohol (Sigma Aldrich, weight average molecular weight of 10,000, hydrophilic units 80 mol%) was used. ポリビニルアルコール0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Was passed through a polyvinyl alcohol 0.1 wt% aqueous solution from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, was charged followed in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side entrance. さらに100kPaの圧縮空気で透析液側から血液側へ充填液を押しだし、次に血液側の充填液を吹き飛ばした。 Further out press filling liquid from the dialysate side with compressed air 100kPa to the blood side, and then blown off the filling liquid on the blood side. さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率270%、酸素濃度3%にした。 Further dialysate side with nitrogen, the blood side each blow, 抱液 rate 270%, and the oxygen concentration of 3%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りであった。 The results were as shown in Table 1.
付着血小板数が少なく、血液適合性に優れた分離膜を得た。 Deposition platelet count less, to obtain a good separation membrane hemocompatibility. また、溶出物も少なく、安全な人工腎臓モジュールが得られた。 The eluate is small and safe artificial kidney module was obtained.
(比較例1) (Comparative Example 1)
共重合体高分子にポリビニルアルコール(シグマ・アルドリッチ社製、重量平均分子量10000、親水性単位80モル%)を使用した。 Copolymer polymer polyvinyl alcohol (Sigma Aldrich, weight average molecular weight of 10,000, hydrophilic units 80 mol%) was used. ポリビニルアルコール0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Was passed through a polyvinyl alcohol 0.1 wt% aqueous solution from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, was charged followed in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side entrance. さらに100kPaの圧縮空気で充填液を吹き飛ばし、常温0.5Torrにて10時間減圧乾燥した。 Further blowing the filling liquid with compressed air of 100 kPa, for 10 hours then dried under reduced pressure at room temperature 0.5 Torr. さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率0%、酸素濃度3%にした。 Further dialysate side with nitrogen, the blood side each blow, 抱液 0%, and the oxygen concentration of 3%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りであった。 The results were as shown in Table 1.
付着血小板数も、溶出物も多い分離膜であることがわかった。 Deposition platelet count was also found that the elution is also often separation membrane.
(比較例2) (Comparative Example 2)
共重合体高分子にポリビニルピロリドン(BASF社製、重量平均分子量10000)を使用した。 Copolymer polymer polyvinylpyrrolidone (BASF Corp., weight-average molecular weight 10000) was used. ポリビニルピロリドン0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Was passed through polyvinylpyrrolidone 0.1 wt% aqueous solution from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, was charged followed in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side entrance. さらに100kPaの圧縮空気で透析液側から血液側へ充填液を押しだし、次に血液側の充填液を吹き飛ばした。 Further out press filling liquid from the dialysate side with compressed air 100kPa to the blood side, and then blown off the filling liquid on the blood side. さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率275%、酸素濃度4%にした。 Further dialysate side with nitrogen, the blood side each blow, 抱液 rate 275%, and the oxygen concentration of 4%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りであった。 The results were as shown in Table 1.

溶出物は少ないが、付着血小板数が多くなった。 Eluate small, was much the number of adhering platelets. 共重合体高分子の親水・疎水バランスに偏りがあるためと考えられる。 Presumably because there is a bias to the hydrophilic-hydrophobic balance of the copolymer polymer.
(比較例3) (Comparative Example 3)
共重合体高分子にポリエチレングリコール(日本油脂社製、重量平均分子量2000)を使用した。 Polyethylene glycol copolymer polymer (manufactured by NOF Corporation, weight average molecular weight 2000) was used. ポリエチレングリコール0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Polyethylene glycol 0.1 wt% aqueous solution was passed from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, and then filled in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side entrance. さらに100kPaの圧縮空気で透析液側から血液側へ充填液を押しだし、次に血液側の充填液を吹き飛ばした。 Further out press filling liquid from the dialysate side with compressed air 100kPa to the blood side, and then blown off the filling liquid on the blood side. さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率270%、酸素濃度4%にした。 Further dialysate side with nitrogen, the blood side each blow, 抱液 rate 270%, and the oxygen concentration of 4%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りである。 The results are shown in Table 1.

溶出物は少ないが、付着血小板数が多くなった。 Eluate small, was much the number of adhering platelets. 共重合体高分子の親水・疎水バランスに偏りがあるためと考えられる。 Presumably because there is a bias to the hydrophilic-hydrophobic balance of the copolymer polymer.
(比較例4) (Comparative Example 4)
共重合体高分子にポリビニルアルコール(クラレ社製“ポバール PVA−117”、重合度1700、親水性単位99.0%)を使用した。 Copolymer polymer polyvinyl alcohol (manufactured by Kuraray Co., Ltd. "Poval PVA-117", polymerization degree 1700, hydrophilic units 99.0%) was used. 加熱して溶解したポリビニルアルコール0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Was passed through a polyvinyl alcohol 0.1 wt% aqueous solution heated to dissolve from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, was charged followed in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side inlet . さらに100kPaの圧縮空気で透析液側から血液側へ充填液を押しだし、次に血液側の充填液を吹き飛ばした。 Further out press filling liquid from the dialysate side with compressed air 100kPa to the blood side, and then blown off the filling liquid on the blood side. さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率270%、酸素濃度3%にした。 Further dialysate side with nitrogen, the blood side each blow, 抱液 rate 270%, and the oxygen concentration of 3%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りである。 The results are shown in Table 1.

溶出物は少ないが、付着血小板数が多くなった。 Eluate small, was much the number of adhering platelets. 共重合体高分子の親水・疎水バランスに偏りがあるためと考えられる。 Presumably because there is a bias to the hydrophilic-hydrophobic balance of the copolymer polymer.
(比較例5) (Comparative Example 5)
共重合体高分子にポリビニルアルコール(シグマ・アルドリッチ社製、重量平均分子量10000、親水性単位80モル%)を使用した。 Copolymer polymer polyvinyl alcohol (Sigma Aldrich, weight average molecular weight of 10,000, hydrophilic units 80 mol%) was used. 加熱して溶解したポリビニルアルコール0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Was passed through a polyvinyl alcohol 0.1 wt% aqueous solution heated to dissolve from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, was charged followed in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side inlet . さらに100kPaの圧縮空気で透析液側から血液側へ充填液を押しだし、次に血液側の充填液を吹き飛ばした。 Further out press filling liquid from the dialysate side with compressed air 100kPa to the blood side, and then blown off the filling liquid on the blood side. さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率10%、酸素濃度3%にした。 Further dialysate side with nitrogen, the blood side each blow, 抱液 10%, and the oxygen concentration of 3%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りである。 The results are shown in Table 1.

溶出物も、付着血小板数も多い分離膜であることがわかった。 Eluate was also found that the adhered platelet count also many separation membrane. 抱液率が小さいためと考えられる。 Presumably because 抱液 rate is small.
(比較例6) (Comparative Example 6)
共重合体高分子にポリビニルアルコール(シグマ・アルドリッチ社製、重量平均分子量10000、親水性単位80モル%)を使用した。 Copolymer polymer polyvinyl alcohol (Sigma Aldrich, weight average molecular weight of 10,000, hydrophilic units 80 mol%) was used. 加熱して溶解したポリビニルアルコール0.1重量%水溶液を中空糸膜モジュールの血液側入口から血液側出口に通液し、次に透析液側入り口から透析液側出口に通液する順で充填した。 Was passed through a polyvinyl alcohol 0.1 wt% aqueous solution heated to dissolve from the blood side inlet of the hollow fiber membrane module to the blood side outlet, was charged followed in the order that passed through the dialysate side outlet from the dialysate side inlet . さらに自然落下で透析液側および血液側の充填液を抜き出し、さらに窒素で透析液側、血液側それぞれをブローし、抱液率610%、酸素濃度3%にした。 Further withdrawn filling liquid dialysate side and blood side in free fall, further blow dialysate side, the blood side respectively with nitrogen, 抱液 rate 610%, and the oxygen concentration of 3%. その後、該モジュールにγ線を照射した。 It was then irradiated with γ-rays in the module. γ線照射線量は27kGyであった。 γ-ray irradiation dose was 27kGy. 該モジュールの中空糸を切り出し、血小板付着試験を行った。 Cut hollow fiber of the module was performed platelet adhesion test. 結果は表1の通りである。 The results are shown in Table 1.

付着血小板数は少ないが、溶出物が多い分離膜であることがわかった。 Deposition platelet count is small, but it was found that the eluate is often separation membrane. 抱液率が高いためと考えられる。抱液 rate is considered to be due to the high.

本発明に用いられる人工腎臓の一態様を示す。 Illustrating an embodiment of the artificial kidney for use in the present invention.

Claims (9)

  1. 下記一般式(I)で示される繰り返し単位と、疎水性の単位を有し、前記一般式(I)で示される繰り返し単位を1分子中に60モル%以上、99モル%未満含有する共重合体高分子の水溶液を、抱液率20%以上、600%以下の割合で含んだ分離膜を、放射線照射により処理することを特徴とする分離膜の製造方法。 A repeating unit represented by the following general formula (I), has units of hydrophobic, recurring units represented by the general formula (I) in one molecule at least 60 mol%, the copolymerization containing less than 99 mol% the aqueous solution of the body polymer, 抱液 of 20% or more, the separation membrane which contains a proportion of 600% or less, the production method of the separation membrane, which comprises treatment with radiation.
    −[C(R )(R )−C(R )((CH OH)]− (I) - [C (R 1) ( R 2) -C (R 3) ((CH 2) n OH)] - (I)
    但し、式中、R 、R が水素原子、R が水素原子、メチル基のいずれかを示す。 However, shown in the formula, R 1, R 2 is a hydrogen atom, R 3 is a hydrogen atom, one of the methyl groups. 式中nは0〜3までの整数を表す。 wherein n is an integer of 0 to 3.
  2. 前記一般式(I)で表される繰り返し単位がビニルアルコール(R 〜R が水素原子,n=0)であり、それ以外の繰り返し単位として酢酸ビニルを含有する共重合体高分子を用いることを特徴とする請求項1に記載の分離膜の製造方法。 Formula repeating unit vinyl alcohol (R 1 to R 3 is a hydrogen atom, n = 0) represented by (I) a and, using the copolymer polymer containing vinyl acetate as a repeating unit other than it method for producing a separation membrane according to claim 1, wherein the.
  3. 前記共重合体高分子の重量平均分子量が100万以下であることを特徴とする分離膜の製造方法。 Method for manufacturing a separation membrane having a weight average molecular weight of the copolymer polymer, characterized in that it is 1,000,000 or less.
  4. 前記分離膜が中空糸膜であることを特徴とする請求項1〜3のいずれかに記載の分離膜の製造方法。 Method for producing a separation membrane according to claim 1, wherein the separation membrane is a hollow fiber membrane.
  5. 請求項1〜4のいずれかに記載の方法により製造された分離膜をモジュールに内蔵したことを特徴とする分離膜モジュールの製造方法。 Method for manufacturing a separation membrane module, characterized in that the separation membrane produced by the method according to any one of claims 1 to 4 incorporated in the module.
  6. 前記分離膜モジュールが、医療用モジュールであることを特徴とする請求項5に記載の分離膜モジュールの製造方法。 The separation membrane module, method for producing a separation membrane module according to claim 5, which is a medical module.
  7. 前記医療用モジュールが血液浄化用モジュールであることを特徴とする請求項6に記載の分離膜モジュールの製造方法。 Method for manufacturing a separation membrane module according to claim 6, wherein the medical module being a module for blood purification.
  8. 前記医療用モジュールが人工腎臓用モジュールであることを特徴とする請求項6に記載の分離膜モジュールの製造方法。 Method for manufacturing a separation membrane module according to claim 6, wherein the medical module is a module for artificial kidney.
  9. 前記分離膜モジュール内の酸素濃度が10%以下の状態において、放射線照射することを特徴とする請求項5〜8のいずれかに記載の分離膜モジュールの製造方法。 Wherein the oxygen concentration is 10% or less states in the separation membrane module, method for manufacturing the separation membrane module according to any one of claims 5-8, characterized in that the irradiation.
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Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008093654A1 (en) * 2007-01-30 2008-08-07 Toray Industries, Inc. Hollow-fiber membrane and hollow-fiber-membrane module having the same included therein
JP2008259802A (en) * 2007-03-16 2008-10-30 Toray Ind Inc Hollow fiber membrane and blood purifier incorporating the same
WO2008146775A1 (en) * 2007-05-25 2008-12-04 Asahi Kasei Kuraray Medical Co., Ltd. Polysulfone-based membrane for treating blood and method of producing the same
JP2009262147A (en) * 2008-03-31 2009-11-12 Toray Ind Inc Polysulfone-based separation membrane and method for manufacturing for polysulfone-based separation membrane module
JP2010121127A (en) * 2008-11-21 2010-06-03 General Electric Co <Ge> Permanent hydrophilic porous coating and method of forming the same
JP2011072987A (en) * 2009-09-01 2011-04-14 Toray Ind Inc Separation membrane, separation membrane module, method of manufacturing separation membrane, and method of manufacturing separation membrane module
JP2011078974A (en) * 2008-03-31 2011-04-21 Toray Ind Inc Separation membrane, method of producing the same and separation membrane module using the separation membrane
JP2011092931A (en) * 2009-09-30 2011-05-12 Toray Ind Inc Hollow fiber membrane module and method of manufacturing the same
JP2011092928A (en) * 2009-09-30 2011-05-12 Toray Ind Inc Separation membrane and separation membrane module
KR20110086006A (en) * 2008-09-25 2011-07-27 감브로 룬디아 아베 Irradiated membrane for cell expansion
WO2012133803A1 (en) 2011-03-30 2012-10-04 独立行政法人 国立長寿医療研究センター Membrane-separation-type culture device, membrane-separation-type culture kit, stem cell separation method using same, and separation membrane
JP5409816B2 (en) * 2010-01-25 2014-02-05 旭化成メディカル株式会社 The hollow fiber membrane type blood purification device

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6331501A (en) * 1986-07-25 1988-02-10 Asahi Chem Ind Co Ltd Composite semipermeable membrane and its production
JPH04300636A (en) * 1991-03-28 1992-10-23 Toray Ind Inc Polysulfone-based permselective hollow yarn membrane and its manufacture
JPH0852333A (en) * 1985-01-11 1996-02-27 Nitto Denko Corp Production of aromatic polysulfone composite semipermeable membrane
JP2003245526A (en) * 2001-12-19 2003-09-02 Toray Ind Inc Hollow fiber membrane, method for manufacturing the same, hollow fiber membrane module and method for manufacturing the same
WO2004018085A1 (en) * 2002-08-21 2004-03-04 Toray Industries, Inc. Modified substrate and process for producing modified substrate
JP2004230375A (en) * 2002-11-22 2004-08-19 Nikkiso Co Ltd Manufacturing method for semipermeable membrane, semipermeable membrane, manufacturing method for liquid treatment module, liquid treatment module, and manufacturing apparatus for liquid treatment module
WO2005110581A1 (en) * 2004-05-18 2005-11-24 Asahi Kasei Chemicals Corporation Gas separator and operating method for the same

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0852333A (en) * 1985-01-11 1996-02-27 Nitto Denko Corp Production of aromatic polysulfone composite semipermeable membrane
JPS6331501A (en) * 1986-07-25 1988-02-10 Asahi Chem Ind Co Ltd Composite semipermeable membrane and its production
JPH04300636A (en) * 1991-03-28 1992-10-23 Toray Ind Inc Polysulfone-based permselective hollow yarn membrane and its manufacture
JP2003245526A (en) * 2001-12-19 2003-09-02 Toray Ind Inc Hollow fiber membrane, method for manufacturing the same, hollow fiber membrane module and method for manufacturing the same
WO2004018085A1 (en) * 2002-08-21 2004-03-04 Toray Industries, Inc. Modified substrate and process for producing modified substrate
JP2004230375A (en) * 2002-11-22 2004-08-19 Nikkiso Co Ltd Manufacturing method for semipermeable membrane, semipermeable membrane, manufacturing method for liquid treatment module, liquid treatment module, and manufacturing apparatus for liquid treatment module
WO2005110581A1 (en) * 2004-05-18 2005-11-24 Asahi Kasei Chemicals Corporation Gas separator and operating method for the same

Cited By (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008093654A1 (en) * 2007-01-30 2008-08-07 Toray Industries, Inc. Hollow-fiber membrane and hollow-fiber-membrane module having the same included therein
JPWO2008093654A1 (en) * 2007-01-30 2010-05-20 東レ株式会社 Hollow fiber membranes and hollow fiber membrane module which is built
JP2008259802A (en) * 2007-03-16 2008-10-30 Toray Ind Inc Hollow fiber membrane and blood purifier incorporating the same
EP2151273A4 (en) * 2007-05-25 2011-05-11 Asahi Kasei Kuraray Medical Co Polysulfone-based membrane for treating blood and method of producing the same
WO2008146775A1 (en) * 2007-05-25 2008-12-04 Asahi Kasei Kuraray Medical Co., Ltd. Polysulfone-based membrane for treating blood and method of producing the same
US8220642B2 (en) 2007-05-25 2012-07-17 Asahi Kasei Medical Co., Ltd. Polysulfone-based blood treatment membrane and method of producing the same
EP2151273A1 (en) * 2007-05-25 2010-02-10 Asahi Kasei Kuraray Medical Co., Ltd. Polysulfone-based membrane for treating blood and method of producing the same
KR101146904B1 (en) 2007-05-25 2012-05-24 아사히 가세이 메디컬 가부시키가이샤 Polysulfone-based membrane for treating blood and method of producing the same
US10092881B2 (en) 2008-01-25 2018-10-09 Bha Altair, Llc Permanent hydrophilic porous coatings and methods of making them
JP2009262147A (en) * 2008-03-31 2009-11-12 Toray Ind Inc Polysulfone-based separation membrane and method for manufacturing for polysulfone-based separation membrane module
US9561478B2 (en) 2008-03-31 2017-02-07 Toray Industries, Inc. Separation membrane, method of producing the same and separation membrane module using the separation membrane
EP2286902A4 (en) * 2008-03-31 2015-09-16 Toray Industries Separation membrane, method of producing the same and separation membrane module using the separation membrane
KR101525642B1 (en) * 2008-03-31 2015-06-03 도레이 카부시키가이샤 Separation membrane, method of producing the same and separation membrane module using the separation membrane
JPWO2009123088A1 (en) * 2008-03-31 2011-07-28 東レ株式会社 Separation membrane and a separation membrane module for blood purification for blood purification
JP2014042913A (en) * 2008-03-31 2014-03-13 Toray Ind Inc Separation membrane and separation membrane module
JP4888559B2 (en) * 2008-03-31 2012-02-29 東レ株式会社 Hollow fiber membranes and hollow fiber membrane module for blood purification separation membrane module and blood purification separation membrane and blood purification for blood purification
US8613361B2 (en) 2008-03-31 2013-12-24 Toray Industries, Inc. Separation membrane, method of producing the same and separation membrane module using the separation membrane
JP2011078974A (en) * 2008-03-31 2011-04-21 Toray Ind Inc Separation membrane, method of producing the same and separation membrane module using the separation membrane
KR101590666B1 (en) 2008-09-25 2016-02-01 감브로 룬디아 아베 Irradiated membrane for cell expansion
JP2014087344A (en) * 2008-09-25 2014-05-15 Gambro Lundia Ab Irradiated membrane for cell expansion
KR20110086006A (en) * 2008-09-25 2011-07-27 감브로 룬디아 아베 Irradiated membrane for cell expansion
JP2012503688A (en) * 2008-09-25 2012-02-09 ガンブロ・ルンディア・エービーGambro Lundia Ab Irradiation film for increased cell
JP2010121127A (en) * 2008-11-21 2010-06-03 General Electric Co <Ge> Permanent hydrophilic porous coating and method of forming the same
JP2015163398A (en) * 2009-09-01 2015-09-10 東レ株式会社 Separation membrane and separation membrane module, and method of producing separation membrane and method of manufacturing separation membrane module
JP2011072987A (en) * 2009-09-01 2011-04-14 Toray Ind Inc Separation membrane, separation membrane module, method of manufacturing separation membrane, and method of manufacturing separation membrane module
JP2011092928A (en) * 2009-09-30 2011-05-12 Toray Ind Inc Separation membrane and separation membrane module
JP2011092931A (en) * 2009-09-30 2011-05-12 Toray Ind Inc Hollow fiber membrane module and method of manufacturing the same
JP5409816B2 (en) * 2010-01-25 2014-02-05 旭化成メディカル株式会社 The hollow fiber membrane type blood purification device
WO2012133803A1 (en) 2011-03-30 2012-10-04 独立行政法人 国立長寿医療研究センター Membrane-separation-type culture device, membrane-separation-type culture kit, stem cell separation method using same, and separation membrane

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