JPH07163659A - Blood dialyzer using hollow fiber membrane - Google Patents

Blood dialyzer using hollow fiber membrane

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JPH07163659A
JPH07163659A JP31218493A JP31218493A JPH07163659A JP H07163659 A JPH07163659 A JP H07163659A JP 31218493 A JP31218493 A JP 31218493A JP 31218493 A JP31218493 A JP 31218493A JP H07163659 A JPH07163659 A JP H07163659A
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Abstract

PURPOSE:To remove unnecessary materials effectively without requiring any complex apparatus by satisfying a specific formula when the screening factor against inulin in the hollow fiber membrane of a blood dialyzer is made a specific value, and a pressure less on the dialyzer solution side is made zero and a load pressure at the outlet on the dialyzer side is equal to the outlet on the blood side. CONSTITUTION:In a blood dialyzer using hollow fiber membrane whose membrane area defined on the basis of inside diameter reference is 0.5m<2> or more, screening factor of the hollow fiber membrane against inulin is 0.5 or more and a pressure loss is made zero on the dialyzing solution side of a blood dialyzer, and such a formula may be satisfied as UFR(B)XL<2>/D<3>>=6X10<-3> when the load pressure at the outlet on the dialyzing solution side is equal to that at the outlet on the blood side. Here UFR(B) is an ultrafiltration coefficient (ml/hour.m<2>.mmHg) of the hollow fiber membrane against blood when blood with viscosity of 2.5cp at a temperature of 37 deg.C flows into the blood dialyzer at 200ml/min, D is the inside diameter (mum) of hollow fiber membrane, at L is the length (cm) of the hollow fiber membrane.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は腎不全等の治療に用いる
中空糸膜を用いた血液透析器、さらに詳しくは、腎不全
等の治療に用いるに際し、複雑な装置を必要とせずに血
液透析濾過を行い得る中空糸膜を用いた血液透析器に関
するものである。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a hemodialyzer using a hollow fiber membrane used for treating renal failure, and more specifically, for use in treating renal failure, hemodialysis without requiring a complicated device. The present invention relates to a hemodialyzer using a hollow fiber membrane capable of performing filtration.

【0002】[0002]

【従来の技術】慢性腎不全により、血液透析あるいはC
APD(腹膜透析)の治療を受けている患者数は199
2年末で123926人で一年間に1万人弱のペースで
増加している(前田憲志、わが国の慢性透析療法の現
状、日本透析治療学会、1993年)。また、米国では
1990年末で101763人(J.I.Tokarsら、ASAIO
Journal,39,71-80 (1993))、欧州においてもほぼ同数の
患者が存在し、年間10%弱のペースで増加していると
予想される。この様に患者数が世界的に増加を続けてい
る一因として、血液透析器を含む血液透析治療法の進歩
が挙げられる。
2. Description of the Related Art Due to chronic renal failure, hemodialysis or C
199 patients are being treated for APD (peritoneal dialysis)
At the end of two years, 123,926 people are increasing at a rate of less than 10,000 per year (Kenshi Maeda, Current status of chronic dialysis therapy in Japan, Japan Society for Dialysis Therapy, 1993). In the United States, 101,763 people at the end of 1990 (JITokars et al., ASAIO
Journal, 39, 71-80 (1993)), there is almost the same number of patients in Europe, and it is expected that the number of patients will increase at a pace of less than 10% per year. One of the reasons why the number of patients continues to increase worldwide is the progress of hemodialysis treatment methods including hemodialysis machines.

【0003】血液透析治療は1914年アーベルによっ
て動物を用いて初めて行われ、その後幾多の試行錯誤の
後、1945年コルフによって急性腎不全患者に用いら
れ、その救命に成功した。慢性腎不全患者に血液透析が
用いられるようになったのはスクリブナによる1960
年のシャント(体外循環のための血液採取部)開発以降
である。また、治療に用いる血液透析器は1970年頃
まではキール型、コイル型と呼ばれるシート状の透析膜
を利用したものが主流であったが、1960年代後半に
セルロースアセテートを素材として溶融紡糸により製造
された中空糸透析膜が米国で開発されてから、中空糸タ
イプが急速に普及し、現在では全世界の血液透析器使用
量の90%以上が中空糸型となっている。
Hemodialysis treatment was first performed by Abel in 1914 using animals, and after many trials and errors, it was used by Corfu in 1945 for patients with acute renal failure and succeeded in lifesaving. Hemodialysis came to be used for patients with chronic renal failure by Scrivna 1960
This is after the development of the shunt (a blood sampling unit for extracorporeal circulation) in 1945. Up to about 1970, hemodialyzers used for treatment were mainly made of sheet type dialysis membranes called keel type and coil type, but were manufactured by melt spinning using cellulose acetate as a material in the latter half of the 1960s. Since the hollow fiber dialysis membrane was developed in the United States, the hollow fiber type has rapidly spread, and now 90% or more of the hemodialyzer usage in the world is the hollow fiber type.

【0004】膜素材の開発も積極的に行われ、天然素材
に由来する再生セルロースやセルロースアセテート、合
成高分子であるポリアクリロニトリル、ポリメチルメタ
クリレート、エチレンビニルアルコール共重合体、ポリ
スルホン、ポリアミド、ポリカーボネートなどが上市さ
れている。
Membrane materials have been actively developed, and regenerated cellulose and cellulose acetate derived from natural materials, synthetic polymers such as polyacrylonitrile, polymethylmethacrylate, ethylene vinyl alcohol copolymer, polysulfone, polyamide, polycarbonate, etc. Is on the market.

【0005】血液透析治療の普及し始めた時期には、除
去目的物質はおもに過剰の水分や電解質、尿素やクレア
チニンなどの分子量1000以下の小分子量物質であ
り、透析膜の開発はこれらの小分子量物質の除去を高め
ることに重点がおかれ、強度が大きく薄膜化が可能なセ
ルロース系の膜が主に用いられた。その後尿毒症物質が
分子量1000以上の中分子量の物質にも存在すること
が発表されると、大孔径化が容易な合成高分子系の透析
膜が開発された。1985年に長期透析患者に見られる
合併症である手根管症候群の病因物質が分子量1180
0の低分子量蛋白質β2ミクログロブリンであることが
同定されてから、透析膜の大孔径化はさらに加速され、
一般にハイパフォーマンスメンブレンと呼ばれる種類の
膜を用いた透析器が多数開発された。
When hemodialysis treatment began to spread, the substances to be removed were mainly excess water, electrolytes, and small molecular weight substances having a molecular weight of 1000 or less, such as urea and creatinine. Emphasis was placed on enhancing the removal of substances, and cellulosic membranes having high strength and capable of being thinned were mainly used. Subsequently, when it was announced that uremic substances were present in medium- and high-molecular-weight substances having a molecular weight of 1000 or more, synthetic polymer dialysis membranes with easy pore size development were developed. The molecular weight of the causative agent of carpal tunnel syndrome, which is a complication observed in long-term dialysis patients in 1985, was 1180.
Since it was identified as a low molecular weight protein β2 microglobulin of 0, the pore size of the dialysis membrane was further accelerated,
Many dialysis machines have been developed that use a type of membrane generally called a high performance membrane.

【0006】また、膜を隔てて両側に血液と透析液を流
し、2つの液の濃度差を駆動力として拡散の原理で尿毒
症物質を除去する透析の場合、目的物質の分子量が大き
くなるに従って拡散の速度が小さくなり除去率が低くな
る。このため濾過によって水分と一緒に物質を除去する
試み(血液濾過)や、血液濾過と血液透析を同時に行う
血液透析濾過という治療法が考え出された。これらの方
法を用いることにより透析では除去しにくい分子量10
00以上の物質から低分子量蛋白質まで、濾過される水
分と一緒に効率的に血液から除去することが可能となっ
た。通常の血液透析においても過剰な水分を除去するた
め一回の治療で2〜3リットルの体液を濾過している
が、血液濾過や血液透析濾過の場合一回あたり5〜20
リットルの体液を濾過する。このため血液濾過や血液透
析濾過では通常の血液透析の場合に比べ、一回の治療で
の低分子量蛋白質の除去量は1.5倍〜数倍に達するこ
とが知られている。しかし、血液濾過や血液透析濾過は
水分を補充する補液という操作が必要となり、作業が複
雑で高価なこともあり、現在一部の患者にしか適応され
ていない。
Further, in the case of dialysis in which blood and dialysate are flown to both sides across a membrane and the uremic substance is removed by the principle of diffusion using the difference in concentration between the two liquids as a driving force, as the molecular weight of the target substance increases, The diffusion rate becomes low and the removal rate becomes low. For this reason, an attempt has been made to remove substances together with water by filtration (hemofiltration), and a treatment method called hemodiafiltration in which hemofiltration and hemodialysis are simultaneously performed. By using these methods, a molecular weight of 10 which is difficult to remove by dialysis
It has become possible to efficiently remove substances from 00 or more to low molecular weight proteins from blood together with filtered water. Even in normal hemodialysis, 2-3 liters of body fluid is filtered by one treatment to remove excess water, but in the case of hemofiltration or hemodiafiltration, it is 5-20 per time.
Filter 1 liter of body fluid. Therefore, in hemofiltration and hemodiafiltration, it is known that the amount of low-molecular-weight protein removed by one treatment reaches 1.5 times to several times that in normal hemodialysis. However, hemofiltration and hemodiafiltration require an operation of replacement fluid to supplement water, and the work is complicated and expensive, so that it is currently applied only to some patients.

【0007】近年透析液を補液として用いるバイオフィ
ルトレーションと呼ばれる治療法が開発された。これは
血液透析を行いながら、一定の時間間隔をおいて血液か
ら透析液へあるいは透析液から血液へ濾過を行うもので
ある。このように血液透析濾過を行いながら透析液を補
液として用いることにより補液を用意する必要がなくな
り、血液透析濾過の作業が一般の血液透析と同程度に単
純化される。ところが、一定の間隔をおいて濾過を交互
に行うためには特別な機械を必要とするため、このバイ
オフィルトレーションは広く普及するには至っていな
い。
In recent years, a treatment method called biofiltration using a dialysate as a replacement fluid has been developed. This is to perform filtration from blood to dialysate or from dialysate to blood at regular time intervals while performing hemodialysis. By using a dialysate as a replacement fluid while performing hemodiafiltration as described above, it is not necessary to prepare a replacement fluid, and the operation of hemodiafiltration is simplified to the same level as that of general hemodialysis. However, since a special machine is required to perform the filtration alternately at regular intervals, this biofiltration has not become widespread.

【0008】このように、特別な機械を必要とせず、安
価で簡便な血液濾過や血液透析濾過による治療法は、未
だ得られていないのが実状である。
[0008] As described above, the reality is that an inexpensive and simple treatment method by hemofiltration or hemodiafiltration, which does not require a special machine, has not yet been obtained.

【0009】[0009]

【発明が解決しようとする課題】中空糸の内側を流体が
流れる際、圧力損失が発生し入口の圧力が出口の圧力よ
り高くなる。この圧力損失は中空糸透析膜を用いた血液
透析の場合、血液の流量、粘度、中空糸の長さに比例
し、中空糸内径の4乗と中空糸本数に反比例する(ハー
ゲンポアゼイユの式)。 ΔP=128ηLQ/nπD4 ×1016 但し、ΔP:圧力損失[mmHg] η:血液の粘度[mmHg・時間] Q:血液の流量[ml/時間] n:中空糸の本数 D:中空糸の内径[μm] L:中空糸の長さ[cm] π:円周率 上記原理に基づき、圧力損失によって、透析器の血液側
の入口と出口には圧力の差を生じるので、透析液側の圧
力を調節することにより、血液側の入口付近では血液が
透析液より高い圧力を持ち、逆に血液側の出口付近では
透析液が血液より高い圧力を持つようにすることができ
る。よって、上記で生じた血液と透析液の膜間圧力差に
よって、血液側の入口付近では血液から透析液へ、血液
側の出口付近では逆向きの濾過が生じ、この両方向の濾
過により、血液から濾過される水分を補いつつ、同時に
血液中の不要な溶質を透析液側に濾過することが可能と
なる。
When a fluid flows inside the hollow fiber, a pressure loss occurs and the pressure at the inlet becomes higher than the pressure at the outlet. In the case of hemodialysis using a hollow fiber dialysis membrane, this pressure loss is proportional to the blood flow rate, viscosity, and the length of the hollow fiber, and is inversely proportional to the fourth power of the hollow fiber inner diameter and the number of hollow fibers (Hagen Poiseuille's). formula). ΔP = 128ηLQ / nπD 4 × 10 16 However, ΔP: pressure loss [mmHg] η: blood viscosity [mmHg · time] Q: blood flow rate [ml / hour] n: number of hollow fibers D: inner diameter of hollow fibers [Μm] L: Length of hollow fiber [cm] π: Circular ratio Based on the above principle, pressure loss causes a pressure difference between the inlet and outlet on the blood side of the dialyzer. By adjusting, the blood has a higher pressure than the dialysate near the blood inlet, and conversely, the dialysate has a higher pressure than the blood near the blood outlet. Therefore, due to the transmembrane pressure difference between the blood and the dialysate generated above, blood flows from the blood to the dialysate near the inlet on the blood side and reverse filtration occurs near the outlet on the blood side. It is possible to supplement the water to be filtered and at the same time filter unwanted solutes in the blood to the dialysate side.

【0010】本発明者らは、特別な装置を必要とせず、
簡便にバイオフィルトレーションを行い得る中空糸型血
液透析器を得るために、中空糸型血液透析器を用いた血
液透析時における上記の圧力損失に伴う水分の移動を積
極的に利用することについて鋭意検討した結果、上記の
圧力損失が大きいほど、両方向(血液から透析液、透析
液から血液)の水分の移動量が大きくなるため、通常の
透析のみでは除去されにくい中分子量以上の物質の除去
効率が向上し、同時に濾過された血液中の水分を容易に
補充でき、特別な装置を用いずにバイオフィルトレーシ
ョンと同様の効果が得られることを見い出した。また、
通常の血液透析のように、蓄積された尿を排出する必要
がある場合には、その排出量に見合わせて透析液側の圧
力を調節することにより、容易に除水量を調節できるこ
とを見い出した。
We do not require any special equipment,
In order to obtain a hollow fiber hemodialyzer that can easily perform biofiltration, we actively use the movement of water due to the above pressure loss during hemodialysis using a hollow fiber hemodialyzer. As a result of diligent studies, the greater the above pressure loss, the greater the amount of water transfer in both directions (from blood to dialysate and from dialysate to blood). It has been found that the efficiency is improved, at the same time, water in the filtered blood can be easily replenished, and the same effect as biofiltration can be obtained without using a special device. Also,
When it is necessary to discharge the accumulated urine as in normal hemodialysis, it was found that the water removal amount can be easily adjusted by adjusting the pressure on the dialysate side in accordance with the discharged amount.

【0011】本発明者らは、かかる知見に基づき更に重
ねて検討した結果、本発明を完成するに至ったものであ
る。
The present inventors have completed the present invention as a result of further studies based on such findings.

【0012】[0012]

【課題を解決するための手段】すなわち、本発明は、内
径基準の膜面積が0.5m2 以上の中空糸膜を用いた血
液透析器であって、下記の要件(a)及び(b)を満た
すことを特徴とする中空糸膜を用いた血液透析器を提供
するものである。 (a)前記中空糸膜のイヌリンに対するふるい係数が
0.5以上であり、(b)前記血液透析器の透析液側の
圧力損失をゼロとし、且つ、透析液側及び血液側の出口
の負荷圧を等しくした場合に、次式(1)を満足する。 UFR(B)×L2 /D3 ≧6×10-2 (1) 但し、UFR(B):粘度が2.5cPの37℃の血液
を200ml/分で前記血液透析器に流した時の、前記
血液に対する前記中空糸膜の限外濾過係数[ml/(時
間・m2 ・mmHg)] D:前記中空糸膜の内径[μm] L:前記中空糸膜の長さ[cm]
[Means for Solving the Problems] That is, the present invention is a hemodialyzer using a hollow fiber membrane having an inner diameter-based membrane area of 0.5 m 2 or more, and has the following requirements (a) and (b): The present invention provides a hemodialyzer using a hollow fiber membrane, which satisfies the requirement. (A) The sieving coefficient of the hollow fiber membrane with respect to inulin is 0.5 or more, (b) the pressure loss on the dialysate side of the hemodialyzer is zero, and the load on the outlets on the dialysate side and the blood side is zero. When the pressures are equalized, the following expression (1) is satisfied. UFR (B) × L 2 / D 3 ≧ 6 × 10 −2 (1) where UFR (B): when blood of 37 ° C. having a viscosity of 2.5 cP was flowed through the hemodialyzer at 200 ml / min. , Ultrafiltration coefficient of the hollow fiber membrane with respect to the blood [ml / (time · m 2 · mmHg)] D: inner diameter of the hollow fiber membrane [μm] L: length of the hollow fiber membrane [cm]

【0013】本発明に用いられる中空糸膜の素材は何等
限定されるものではないが、例えば銅アンモニアセルロ
ース、けん化セルロース、セルロースジアセテート、セ
ルローストリアセテート、ポリアクリロニトリル共重合
体、ポリメチルメタクリレート、ポリエチレンビニルア
ルコール共重合体、ポリエチレンカーボネート共重合
体、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリアミド
などが挙げられる。
The material of the hollow fiber membrane used in the present invention is not limited in any way. For example, copper ammonia cellulose, saponified cellulose, cellulose diacetate, cellulose triacetate, polyacrylonitrile copolymer, polymethyl methacrylate, polyethylene vinyl. Examples thereof include alcohol copolymers, polyethylene carbonate copolymers, polysulfones, polyether sulfones and polyamides.

【0014】本発明に用いられる中空糸膜の製法は何等
限定されるものではないが、例えばポリマーを溶剤に溶
かし同時に非溶媒を添加した3成分系の膜形成用原液を
チューブインオリフィス型の口金から中空部形成剤と共
に押し出し、適当な条件で凝固、後処理、乾燥、巻き取
り等の工程を通すことにより得られる。なお、製造時に
用いられる中空部形成剤は中空糸形成後取り除く必要が
ない気体であればより好ましい。
The method for producing the hollow fiber membrane used in the present invention is not limited in any way. For example, a three-component system membrane-forming stock solution prepared by dissolving a polymer in a solvent and simultaneously adding a non-solvent is used as a tube-in-orifice type mouthpiece. It is obtained by extruding with a hollow part forming agent and passing through steps such as coagulation, post-treatment, drying and winding under appropriate conditions. The hollow portion forming agent used in the production is more preferably a gas that does not need to be removed after forming the hollow fibers.

【0015】本発明の血液透析器の内径基準の膜面積
は、0.5m2 以上であることが必要である。内径基準
の膜面積が0.5m2 より小さい場合には、圧力損失を
与えても、膜面積が小さいため水分が充分に移動せず、
また、小分子量物質の除去率が低くなるためである。
The membrane area based on the inner diameter of the hemodialyzer of the present invention must be 0.5 m 2 or more. When the membrane area based on the inner diameter is smaller than 0.5 m 2, even if a pressure loss is applied, the membrane area is small and moisture does not move sufficiently.
In addition, the removal rate of small molecular weight substances becomes low.

【0016】本発明に用いられる中空糸膜のイヌリンに
対するふるい係数は、0.5以上であることが必要であ
る。イヌリンに対するふるい係数が0.5より小さい場
合には、中分子量以上の物質に対する膜の透過性が低い
ため、これらの物質の除去率が低くなるためである。な
お、いわゆるハイパフォーマンスメンブレンは透水性能
が高く、低分子量蛋白質の除去性能にも優れており、本
発明に適用すればより好ましい。ハイパフォーマンスメ
ンブレンについては正確な定義はないが、その性能は、
純水中のUFR(以下、UFR(W))が20ml/
(時間・m2 ・mmHg)以上、β2 ミクログロブリン
のふるい係数が0.2以上の膜を総称しているものと考
えられる。また、このような膜の素材としては再生セル
ロース、セルローストリアセテート、ポリメチルメタク
リレート、エチレンビニルアルコール共重合体、ポリア
クリロニトリル、ポリスルホン、ポリアミド、ポリマー
アロイ膜などが既に上市されている。
The sieving coefficient for the inulin of the hollow fiber membrane used in the present invention must be 0.5 or more. This is because when the sieving coefficient for inulin is less than 0.5, the permeability of the membrane for substances having a medium molecular weight or higher is low, and the removal rate of these substances is low. A so-called high-performance membrane has high water permeability and is excellent in removing low molecular weight proteins, and is more preferably applied to the present invention. There is no precise definition for high performance membranes, but their performance is
UFR in pure water (hereinafter, UFR (W)) is 20 ml /
Membranes having a sieving coefficient of β 2 microglobulin of 0.2 or more for (time · m 2 · mmHg) or more are considered generically. As materials for such membranes, regenerated cellulose, cellulose triacetate, polymethylmethacrylate, ethylene vinyl alcohol copolymer, polyacrylonitrile, polysulfone, polyamide, polymer alloy membranes and the like have already been put on the market.

【0017】本発明に用いられる中空糸膜は、本発明の
血液透析器の透析液側の圧力損失をゼロとし、且つ、透
析液側及び血液側の出口の負荷圧を等しくした場合に、
(1)式を満たすことが必要である。ここで、「透析液
側の圧力損失をゼロにする」とは、例えば本願発明の血
液透析器の透析液側に水を満たした状態で、透析器側の
入口に栓をすることをいい、「透析液側及び血液側の出
口の負荷圧を等しくする」とは、例えば上記の場合に、
透析液側の出口と血液側の出口を大気に解放し、その圧
力を大気圧とすることをいう。また、(1)式は上記の
条件下で、平均的性状の血液を、200ml/分で流し
た場合に、血液側から透析液側に移動する水分の量が4
0ml/分以上となることを意味する。以下、詳細に説
明する。なお、平均的性状の血液とは、粘度が2.5c
P、37℃の血液をいうが、例えばそのヘマトクリット
は約30%、血漿総蛋白質濃度は約6g/dlである。
The hollow fiber membrane used in the present invention, when the pressure loss on the dialysate side of the hemodialyzer of the present invention is zero and the load pressures on the dialysate side and the blood side are equal,
It is necessary to satisfy the formula (1). Here, "zero pressure loss on the dialysate side" means, for example, that the dialysate side of the hemodialyzer of the present invention is filled with water, and that the inlet on the dialyzer side is plugged. "Equalizing the load pressures on the dialysate side and blood side outlets" means, for example, in the above case,
It means opening the outlet on the dialysate side and the outlet on the blood side to the atmosphere to bring the pressure to atmospheric pressure. In addition, in the equation (1), when blood having an average property is flowed at 200 ml / min under the above conditions, the amount of water transferred from the blood side to the dialysate side is 4
It means 0 ml / min or more. The details will be described below. It should be noted that blood with an average property has a viscosity of 2.5c.
P, blood at 37 ° C., for example, its hematocrit is about 30%, and plasma total protein concentration is about 6 g / dl.

【0018】上記で説明したように(1)式は、「透析
液側の圧力損失をゼロとし、且つ、透析液側及び血液側
の出口の負荷圧を等しくする」という条件下で成立する
ものであり、当該条件下における血液透析器内で生じる
濾過については、血液側の圧力損失による血液側から透
析液側への濾過しか生じないこととなる。ここで、上記
の濾過に関して、血液側の水分の透析液側への移動速度
M[ml/時間]は(2)式で表される。 M=UFR(B)×A×1/2ΔP =1/2×UFR(B)×A×ΔP (2) 但し、UFR(B):血液に対する中空糸膜の限外濾過
係数[ml/(時間・m2 ・mmHg)] A:血液透析器の内径基準の膜面積[m2 ] ΔP:血液側の圧力損失[mmHg] また、上記の内径基準の膜面積A[m2 ]は(3)式で
表される。 A=n×π×D×L×10-8 (3) 但し、n:中空糸の本数 D:中空糸の内径[μm] L:中空糸の長さ[cm] 一方、ΔPは前記したハーゲンポアゼイユの式から計算
されるので、(2)式のA及びΔPに(3)式及びハー
ゲンポアゼイユの式を代入すると(4)式に書き換えら
れる。 M=1/2×UFR(B)×nπDL×10-8×128ηLQ/nπD4 ×1016 =6.4×109 ×UFR(B)×η×Q×L2 /D3 (4) 但し、η:血液の粘度[mmHg・時間] Q:血液の流量[ml/時間] ここで、η=2.5cP(=5.2×10-9mmHg・
時間)、Q=200ml/分(=1.2×104 ml/
時間)として、さらに単位換算して、整理すると次式と
なる。 M=3.99×105 ×UFR(B)×L2 /D3 よって、M≧2400ml/時間(40ml/分)とす
るためには以下の(1)式を満たすことが必要となる。 UFR(B)×L2 /D3 ≧6×10-3 (1)
As described above, the equation (1) is satisfied under the condition that "the pressure loss on the dialysate side is zero and the load pressures on the outlets on the dialysate side and the blood side are equal". Therefore, regarding the filtration that occurs in the hemodialyzer under the conditions, only the filtration from the blood side to the dialysate side occurs due to the pressure loss on the blood side. Here, regarding the above-mentioned filtration, the moving speed M [ml / hour] of water on the blood side to the dialysate side is expressed by the equation (2). M = UFR (B) × A × 1 / 2ΔP = 1/2 × UFR (B) × A × ΔP (2) where UFR (B) is the ultrafiltration coefficient of the hollow fiber membrane against blood [ml / (time .M 2 · mmHg)] A: Membrane area based on inner diameter of hemodialyzer [m 2 ] ΔP: Pressure loss on blood side [mmHg] Also, the above-mentioned inner diameter based membrane area A [m 2 ] is (3) It is represented by a formula. A = n × π × D × L × 10 −8 (3) where n: number of hollow fibers D: inner diameter of hollow fiber [μm] L: length of hollow fiber [cm] Meanwhile, ΔP is the above-mentioned Hagen Since it is calculated from the Poiseuille's formula, substituting the formula (3) and Hagen-Poiseuille's formula into A and ΔP of the formula (2) can be rewritten as the formula (4). M = 1/2 × UFR (B) × nπDL × 10 -8 × 128 ηLQ / nπD 4 × 10 16 = 6.4 × 10 9 × UFR (B) × η × Q × L 2 / D 3 (4) , Η: viscosity of blood [mmHg · time] Q: flow rate of blood [ml / hour] where η = 2.5 cP (= 5.2 × 10 −9 mmHg ·
Time), Q = 200 ml / min (= 1.2 × 10 4 ml /
As time), further conversion into units and rearranging gives the following formula. M = 3.99 × 10 5 × UFR (B) × L 2 / D 3 Therefore, in order to satisfy M ≧ 2400 ml / hour (40 ml / min), it is necessary to satisfy the following expression (1). UFR (B) × L 2 / D 3 ≧ 6 × 10 −3 (1)

【0019】以下、Mが2400ml/時間(2.4リ
ットル/時間)以上であることが必要な理由について説
明する。上記において、Mは血液側の圧力損失に基づき
血液側から透析液側に移動する水分の移動速度を意味す
る。しかし、実際の血液透析治療においては、体内に蓄
積された尿を排出する必要があるため、透析液側の負荷
圧はゼロとはせず、血液中の余分な水分量により調節さ
れる。ここで、通常の血液透析においては4時間で2〜
3リットルが除水されるので(通常の血液透析濾過にお
いては、除水量は4時間で5リットル以上であるが、補
液をするため差引では血液透析と同様で2〜3リットル
となる)、除水速度が1時間あたり0.6リットルの場
合の本発明における血液中の不要物質除去効果を推定す
る。まず、透析液側の圧力損失は血液側の圧力損失ΔP
に比較し本発明では非常に小さいのでゼロとみなし、透
析液側の負荷圧をPT とした場合、図1のように血液透
析器内で生じる濾過による水分の移動量は、血液側から
透析液側へがMB 、透析液側から血液側へがMT とな
る。上記で説明したように、(MB −MT )が0.6リ
ットル/時間となる場合であるので、PT /ΔP、
B 、MT は下記のように計算される。 MB −MT ={(1−(PT /ΔP))2 −(PT /ΔP)2 }×M ∴0.6={(1−(PT /ΔP))2 −(PT /ΔP)2 }×2.4 ∴PT /ΔP=0.414 MB =(1−(PT /ΔP))2 ×M =(1−0.414)2 ×2.4=1.2[リットル/時間] MT =(PT /ΔP)2 ×M =(0.414)2 ×2.4=0.6[リットル/時間] つまり、Mが2.4リットル/時間の時、MB は1.2
リットル/時間、MTは0.6リットル/時間となり、
4時間あたりに換算すれば、MB は4.8リットル、M
T は2.4リットルとなる。よって、Mが2.4リット
ル/時間以上であれば、通常の血液透析濾過と同様に約
5リットル以上の除水が可能となり、血液透析濾過と同
様の除水効果を得ることが可能となる。また、補液につ
いては図1からも明らかなように、PT を調節すること
により容易に適切なMT (補液量に相当する)を設定す
ることが可能である。以下、血液中の不要物質として低
分子蛋白質であるβ2ミクログロブリンを例にして説明
する。β2ミクログロブリンのふるい係数を0.6とす
ると、上記の通りMB =20ml/分であるので、その
クリアランスの増加量は12ml/分(20ml/分×
0.6)となる。また、通常の血液透析でハイパフォー
マンスメンブレンを用いた場合のβ2ミクログロブリン
のクリアランスは20〜40ml/分程度である。よっ
て、Mが2.4リットル/時間の時、β2ミクログロブ
リンのクリアランスは30〜60%増加することとな
る。本発明の要件においてはM≧2.4リットル/時間
であるので、本発明を適用すれば、通常の血液透析に比
べβ2ミクログロブリンのクリアランスは数十%以上増
加することになる。以上説明したように本発明において
は、通常の血液透析濾過に相当する除水量を得ることを
可能とし、且つ、通常の血液透析に対して約1.5倍〜
数倍高い不要物質の除去率を得ることを可能とするため
に、Mは2.4リットル/時間以上であることが必要と
される。
The reason why M needs to be 2400 ml / hour (2.4 liters / hour) or more will be described below. In the above, M means the moving speed of water moving from the blood side to the dialysate side based on the pressure loss on the blood side. However, in the actual hemodialysis treatment, since the urine accumulated in the body needs to be discharged, the load pressure on the dialysate side is not zero, but is adjusted by the extra water content in the blood. Here, in normal hemodialysis, 2 to 4 hours are required.
Since 3 liters of water are removed (in normal hemodiafiltration, the amount of water removed is 5 liters or more in 4 hours, but due to the replacement fluid, the difference is 2-3 liters as in hemodialysis). The effect of removing unnecessary substances in blood in the present invention when the water velocity is 0.6 liter per hour is estimated. First, the dialysate side pressure loss is the blood side pressure loss ΔP.
In comparison with the present invention, since it is very small in the present invention, it is regarded as zero, and when the load pressure on the dialysate side is P T , the amount of water movement due to filtration generated in the hemodialyzer as shown in FIG. The liquid side is M B , and the dialysate side to the blood side is M T. As described above, since (M B −M T ) is 0.6 liter / hour, P T / ΔP,
M B and M T are calculated as follows. M B −M T = {(1- (P T / ΔP)) 2 − (P T / ΔP) 2 } × M ∴0.6 = {(1- (P T / ΔP)) 2 − (P T / ΔP) 2} × 2.4 ∴P T /ΔP=0.414 M B = (1- (P T / ΔP)) 2 × M = (1-0.414) 2 × 2.4 = 1. 2 [liter / hour] M T = (P T / ΔP) 2 × M = (0.414) 2 × 2.4 = 0.6 [liter / hour] That is, when M is 2.4 liter / hour , M B is 1.2
Liter / hour, M T becomes 0.6 liter / hour,
If converted into 4 hours, M B is 4.8 liters, M
T will be 2.4 liters. Therefore, if M is 2.4 liters / hour or more, about 5 liters or more of water can be removed similarly to normal hemodiafiltration, and the same water removal effect as hemodiafiltration can be obtained. . As for the replacement fluid, as is clear from FIG. 1, it is possible to easily set an appropriate M T (corresponding to the replacement fluid amount) by adjusting P T. Hereinafter, β2 microglobulin, which is a low molecular weight protein, will be described as an example of unnecessary substances in blood. Assuming that the sieving coefficient of β2 microglobulin is 0.6, M B = 20 ml / min as described above, and therefore the increase in clearance is 12 ml / min (20 ml / min ×
0.6). Further, the clearance of β2 microglobulin when a high performance membrane is used in ordinary hemodialysis is about 20 to 40 ml / min. Therefore, when M is 2.4 liters / hour, the clearance of β2 microglobulin increases by 30 to 60%. Since M ≧ 2.4 liters / hour in the requirements of the present invention, the application of the present invention increases the clearance of β2 microglobulin by several tens of percent or more as compared with ordinary hemodialysis. As described above, in the present invention, it is possible to obtain the amount of water removed corresponding to normal hemodiafiltration, and about 1.5 times to normal hemodialysis.
In order to be able to obtain several times higher removal rates of unwanted substances, M is required to be above 2.4 liters / hour.

【0020】なお、図1では、血液側から透析液側への
濾過と透析液側から血液側への濾過に関するUFRを同
じ値として計算しているが、実際には、血液側から透析
液側への濾過におけるUFRの方が低値となるため、M
B の値は上記の計算値より大きくなり、より大きな除水
及び不要物質除去効果が期待されることとなる。ここで
は、MB が実際には計算値より大きくなること及び正確
にMB の値を計算することは困難なため、上記の通り計
算により求めた。また、実際には透析液側にも圧力損失
が生じるが、透析液は血液に対して向流に流すため、透
析液側の圧力は血液側でいうと出口で高く、入口で低く
なる。よって、この圧力損失に伴って発生する水分の移
動は、血液の圧力損失に伴う水の移動と同じ方向となる
(血液入口側、血液→透析液、血液出口側、透析液→血
液)。このように透析器に血液と透析液を流すと、双方
の圧力損失に伴う水の移動が発生するため、上記と同様
に実際にはMB の値は上記の計算値よりも大きくなる。
ここでは、MB が実際には計算値より大きくなり、通常
の透析器では透析液の圧力損失は数〜20mmHgであ
り且つ正確にMB の値を計算することは困難なため、上
記の通り計算により求めた。
In FIG. 1, the UFRs relating to the filtration from the blood side to the dialysate side and the UFR relating to the filtration from the dialysate side to the blood side are calculated as the same value. Since UFR in filtration to the
The value of B becomes larger than the calculated value above, and it is expected that a larger effect of removing water and removing unnecessary substances will be obtained. Here, since M B is actually larger than the calculated value and it is difficult to accurately calculate the value of M B , it was obtained by the calculation as described above. In addition, pressure loss actually occurs on the dialysate side as well, but since the dialysate flows countercurrent to the blood, the pressure on the dialysate side is high on the outlet side and low on the inlet side. Therefore, the movement of water caused by the pressure loss is in the same direction as the movement of water caused by the pressure loss of blood (blood inlet side, blood → dialysis fluid, blood outlet side, dialysate → blood). When blood and dialysate are caused to flow through the dialyzer in this way, water moves due to the pressure loss of both, and thus the value of M B actually becomes larger than the above calculated value as in the above case.
Here, since M B actually becomes larger than the calculated value, the pressure loss of the dialysate is several to 20 mmHg in a normal dialyzer, and it is difficult to accurately calculate the value of M B. It was calculated.

【0021】本発明において(1)式に含まれるパラメ
ーター(UFR(B)、L、D)については、(1)式
を満足する必要があるため、その式から明らかなよう
に、D(中空糸膜の内径)は小さいほど、及び/又は、
L(中空糸膜の長さ)は長いほど、及び/叉は、UFR
(B)(請求の範囲に記載された条件での血液に対する
中空糸膜の限外濾過係数)は大きいほど好ましい。しか
し、Dについては、血液が中空糸膜を流れる時に、血液
が破壊されたり、凝固しないようにするため、100μ
m以上が好ましい。また、Lを長くした場合、必然的に
透析器の長さも長くなり、持ち運びや取扱い等の不便を
生じる場合には、透析器をドーナツ状にしたり、中空糸
を螺旋状に巻き付ける等の工夫を施すのが好ましい。な
お、一般に膜の透水性を客観的に表す場合にはUFR
(W)を用いることが多いが、本発明ではより臨床に即
した形で血液透析器の性能を保証することを目的に、U
FR(B)を用いた。すなわち、UFR(W)は膜のみ
の透水抵抗を示すものであるが、UFR(B)は膜に付
着する蛋白質や濃度分極層による抵抗を含むことによ
り、膜そのもの以外に血液の性状、流動状態、膜間圧力
差などの影響を受けるものと考えられる。本発明者らの
調査等によれば、市販の透析器では、UFR(W)が数
〜数百であるのに対してUFR(B)は1〜40程度の
値となっている。さらに上記したように、(1)式を満
足することは(2)式の右辺が2.4リットル/時間以
上であることに等しいので、(1)式に関する本発明の
要件を言い替えれば、血液側の圧力損失が大きいほど、
及び/叉は、血液透析器の内径基準の膜面積は大きいほ
ど、及び/叉は、UFR(B)が大きいほど好ましいと
いうことになる。ここで、血液透析器の内径基準の膜面
積については、本発明の目的を達成するための最低限の
水及び低分子化合物の膜間移動量を保証するために、本
発明において別に0.5m2 以上という要件を設けてい
るが、中空糸膜の量が増加することによる、血液体外循
環量の増加及び透析器のコストの上昇を抑制するため、
内径基準の膜面積は3m2 以下であることが好ましい。
また、UFR(B)については、本発明の目的を達成す
るための最低限の膜間移動水分量を保証するために、5
ml/(m2 ・時間・mmHg)以上であることが好ま
しい。さらに、血液側の圧力損失を大きくすることは本
発明の重要な要件であるが、血液透析器の入口接着部等
のリーク、チューブの破損などの恐れを回避するため
に、血液側の圧力損失は760mmHg以下であること
が好ましい。
In the present invention, the parameters (UFR (B), L, D) included in the equation (1) need to satisfy the equation (1). The smaller the inner diameter of the thread film, and / or
The longer L (the length of the hollow fiber membrane) and / or the UFR
The larger (B) (the ultrafiltration coefficient of the hollow fiber membrane for blood under the conditions described in the claims), the more preferable. However, regarding D, 100 μm is used to prevent the blood from being destroyed or coagulated when the blood flows through the hollow fiber membrane.
m or more is preferable. Also, if L is made longer, the length of the dialyzer inevitably becomes longer, and if inconveniences such as carrying and handling occur, make the dialyzer into a donut shape or wind the hollow fiber spirally. It is preferably applied. Generally, UFR is used to objectively express the water permeability of the membrane.
(W) is often used, but in the present invention, U is used for the purpose of guaranteeing the performance of the hemodialyzer in a more clinically appropriate manner.
FR (B) was used. That is, UFR (W) indicates the water permeation resistance of only the membrane, but UFR (B) includes the resistance due to the protein adhering to the membrane and the concentration polarization layer, so that the properties and flow state of blood other than the membrane itself are included. It is considered that it is affected by the transmembrane pressure difference. According to the investigations by the present inventors, the UFR (W) is several to several hundreds in the commercially available dialyzer, while the UFR (B) is about 1 to 40. Further, as described above, satisfying the equation (1) is equivalent to the right side of the equation (2) being 2.4 liters / hour or more. Therefore, in other words, the requirement of the present invention regarding the equation (1) is The larger the pressure loss on the side,
And / or the larger the membrane area of the hemodialyzer based on the inner diameter, and / or the larger the UFR (B), the more preferable. Here, with respect to the inner diameter-based membrane area of the hemodialyzer, in order to ensure the minimum amount of water and the movement amount of the low molecular weight compound between the membranes in order to achieve the object of the present invention, another 0.5 m is used. Although a requirement of 2 or more is provided, in order to suppress an increase in extracorporeal blood circulation and an increase in the cost of a dialyzer due to an increase in the amount of hollow fiber membranes,
The membrane area based on the inner diameter is preferably 3 m 2 or less.
In addition, UFR (B) is 5% in order to guarantee the minimum amount of transmembrane water content for achieving the object of the present invention.
It is preferably at least ml / (m 2 · hour · mmHg). Further, it is an important requirement of the present invention to increase the pressure loss on the blood side, but in order to avoid the risk of leakage of the adhesion part of the inlet of the hemodialyzer, tube damage, etc., the pressure loss on the blood side is reduced. Is preferably 760 mmHg or less.

【0022】[0022]

【実施例】以下実施例を挙げて、本発明を具体的に説明
するが、本発明はこれらに何等限定されるものではな
い。特に、実施例ではβ2ミクログロブリン(分子量:
11800ダルトン)を指標としているが、上記で説明
したように、本発明はβ2ミクログロブリンの除去のみ
を目的としたものではなく、透析時に生じる圧力損失に
よって生じる膜間の水分の移動を利用した血液中の中分
子量(分子量:約1000ダルトン)以上の不要物質の
除去を主な目的とする。よって、現在市販されている血
液透析膜の中にはβ2ミクログロブリンを殆ど透過しな
いものも多いが、この種の膜を用いても本発明の要件を
満足すれば、本発明の目的は充分に達せられるものであ
る。
The present invention will be described in more detail with reference to the following examples, but the present invention is not limited thereto. In particular, in the examples, β2 microglobulin (molecular weight:
However, as described above, the present invention is not intended to remove only β2 microglobulin, but blood that utilizes the movement of water between membranes caused by the pressure loss that occurs during dialysis. The main purpose is to remove unnecessary substances having a medium or higher molecular weight (molecular weight: about 1000 daltons). Therefore, many hemodialysis membranes currently on the market hardly permeate β2 microglobulin, but even if this type of membrane is used and the requirements of the present invention are satisfied, the object of the present invention is sufficient. It can be reached.

【0023】なお、実施例では常法により得られたセル
ローストリアセテート(以下、CTA)中空糸膜(イヌ
リンの篩い係数:0.8)からなる透析器を用い、通常
の血液透析器と同様に中空糸の内側を血液が、外側を透
析液が流れるよう透析器を作製した。透析器の太さ及び
長さは、透析液の偏流を防止するため、中空糸の充填率
が45〜50%となるように調節した。 1.UFR(B)の求め方 上記の透析器の中空糸の内部に、ヘマトクリット30
%、総蛋白質6g/dl、ずり速度400s-1の時の粘
度約2.5cPに調節したACD添加新鮮牛血液に尿素
100mg/dl、β2ミクログロブリン3mg/dl
を加えたもの(以下、モデル血液)を、37℃に保温
し、200ml/分の割合で中空糸内側に流し、中空糸
の外部に、市販の透析液(キンダリー液GF号、扶桑薬
品工業株式会社)を満たした後に、透析器の透析液入口
に蓋をした。次に、透析器の血液出口と透析液出口を大
気に解放し、つまりこれらの圧力をゼロにして、血液入
口の圧力及び血液から透析液側に移動した水分量を測定
し以下の式に従ってUFR(B)を求めた。 UFR(B)=M/(PBi/2×A) 但し、Mは水分の移動速度[ml/Hr]、PBiは血
液入口の圧力[mmHg]、Aは内径基準の膜面積[m
2 ]である。 2.クリアランス及び圧力損失の測定方法 上記の透析器の中空糸の内部には上記と同様にモデル血
液を200ml/分、中空糸の外部には透析液として市
販の透析液(同上)を500ml/分で流し、透析液側
の負荷圧力を調節することによって、見かけの限外濾過
量をゼロにして以下に示す式を用いて尿素及びβ2ミク
ログロブリンのクリアランスを求めた。 クリアランス=(Xi−Xo)/Xi×200 但し、Xi:血液側入口の溶質濃度 Xo:血液側出口の溶質濃度 また、この時のモデル血液の入口及び出口、並びに透析
液の入口及び出口の圧力を測定し、圧力損失を計算し
た。温度は全て37℃とした。
In the examples, a dialyzer consisting of a cellulose triacetate (hereinafter referred to as CTA) hollow fiber membrane (inulin sieving coefficient: 0.8) obtained by a conventional method is used, and a hollow dialyzer is used like a normal hemodialyzer. A dialyzer was constructed so that blood flows inside the thread and dialysate flows outside. The thickness and length of the dialyzer were adjusted so that the filling rate of the hollow fiber was 45 to 50% in order to prevent uneven flow of the dialysate. 1. How to obtain UFR (B) Inside the hollow fiber of the above dialyzer, hematocrit 30
%, Total protein 6 g / dl, ACD-added fresh bovine blood adjusted to a viscosity of about 2.5 cP at a shear rate of 400 s-1 urea 100 mg / dl, β2 microglobulin 3 mg / dl
(To be referred to as model blood below) was kept at 37 ° C and flowed inside the hollow fiber at a rate of 200 ml / min. Outside the hollow fiber, a commercially available dialysate (Kindery solution GF, Fuso Yakuhin Kogyo Co., Ltd.) (Company), the dialysate inlet of the dialyzer was capped. Next, the blood outlet and the dialysate outlet of the dialyzer are released to the atmosphere, that is, these pressures are made zero, and the pressure at the blood inlet and the amount of water transferred from the blood to the dialysate side are measured, and the UFR is calculated according to the following formula. (B) was determined. UFR (B) = M / (PBi / 2 × A) where M is the moving speed of water [ml / Hr], PBi is the blood inlet pressure [mmHg], and A is the inner diameter-based membrane area [m
2 ]. 2. Method of measuring clearance and pressure loss Model blood is 200 ml / min inside the hollow fiber of the above-mentioned dialyzer and 500 ml / min of commercially available dialysate (same as above) as a dialysate outside the hollow fiber. The clearance of urea and β2 microglobulin was determined using the formula shown below with the apparent ultrafiltration amount set to zero by adjusting the load pressure on the dialysate side. Clearance = (Xi−Xo) / Xi × 200 where Xi: solute concentration at the blood side inlet, Xo: solute concentration at the blood side outlet, and pressures at the model blood inlet and outlet and dialysate inlet and outlet at this time Was measured and the pressure loss was calculated. All temperatures were 37 ° C.

【0024】[0024]

【実施例1】内径200μm、膜厚15μmのCTA中
空糸膜3000本を束ね、長さを100cmとして透析
器を作製した。よって、この透析器の有効膜面積は内径
基準で1.89m2 となる。この透析器のPBi及びM
はそれぞれ405mmHg、5700ml/時間と測定
され、UFR(B)は15.0ml/(時間・m2 ・m
mHg)と計算された。また、UFR(B)・L2 /D
3 の値は1.9×10-2と計算された。この透析器にモ
デル血液、透析液を流し、クリアランス及び圧力損失を
測定したところ、圧力損失は血液側で610mmHg、
透析液側で30mmHgであり、尿素のクリアランスは
185ml、β2ミクログロブリンのクリアランスは6
4mlであった。
Example 1 3000 CTA hollow fiber membranes having an inner diameter of 200 μm and a film thickness of 15 μm were bundled into a dialyzer with a length of 100 cm. Therefore, the effective membrane area of this dialyzer is 1.89 m 2 based on the inner diameter. PBi and M of this dialyzer
Is measured at 405 mmHg and 5700 ml / hour respectively, and UFR (B) is 15.0 ml / (hour · m 2 · m
mHg). In addition, UFR (B) ・ L 2 / D
The value of 3 was calculated to be 1.9 × 10 -2 . When model blood and dialysate were flowed through this dialyzer and clearance and pressure loss were measured, the pressure loss was 610 mmHg on the blood side,
It is 30 mmHg on the dialysate side, the clearance of urea is 185 ml, and the clearance of β2 microglobulin is 6
It was 4 ml.

【0025】[0025]

【比較例1】実施例1と同じ中空糸膜12000本を束
ね、長さを25cmとして透析器を作製した。よって、
この透析器の有効膜面積は内径基準で実施例1と同様の
1.89m2 となる。この透析器のPBi及びMはそれ
ぞれ30mmHg、780ml/時間と測定され、UF
R(B)は27.5ml/(Hr・m2 ・mmHg)と
計算された。また、UFR(B)・L2 /D3 の値は
2.1×10-3と計算された。この透析器にモデル血
液、透析液を流し、クリアランス及び圧力損失を測定し
たところ、圧力損失は血液側で30mmHg、透析液側
で18mmHgであり、尿素のクリアランスは183m
l、β2ミクログロブリンのクリアランスは34mlで
あった。実施例1と比較すると尿素のクリアランスはほ
とんど差がないが、β2ミクログロブリンのクリアラン
スは約60%であった。この違いは、両透析器の血液側
圧力損失の差に起因する水分の濾過量の差であると考え
られた。
Comparative Example 1 A dialyzer was prepared by bundling 12,000 hollow fiber membranes the same as in Example 1 and setting the length to 25 cm. Therefore,
The effective membrane area of this dialyzer is 1.89 m 2 as in Example 1, based on the inner diameter. The PBi and M of this dialyzer were measured as 30 mmHg and 780 ml / hour, respectively.
R (B) was calculated to be 27.5 ml / (Hr · m 2 · mmHg). The value of UFR (B) · L 2 / D 3 was calculated to be 2.1 × 10 −3 . When model blood and dialysate were flowed through this dialyzer and the clearance and pressure loss were measured, the pressure loss was 30 mmHg on the blood side and 18 mmHg on the dialysate side, and the urea clearance was 183 m.
1, clearance of β2 microglobulin was 34 ml. Compared with Example 1, the clearance of urea showed almost no difference, but the clearance of β2 microglobulin was about 60%. This difference was considered to be a difference in the amount of filtered water due to the difference in blood-side pressure loss between the two dialyzers.

【0026】[0026]

【比較例2】比較例1と同じ透析器を使用し、血液側か
ら透析液側への水分の移動量が1時間あたり2400m
l(40ml/分)増加するように、血液側の入口に負
荷圧力を加えて濾過を行った。透析器を出た血液には生
理食塩水を40ml/分の割合で注入し濃縮されたモデ
ル血液を希釈した。この場合のPBi及びMはそれぞれ
30mmHg、780ml/時間と測定され、UFR
(B)は27.5ml/(時間・m2 ・mmHg)と計
算された。また、UFR(B)・L2 /D3 の値は2.
1×10-3と計算された。また、透析器の圧力損失は血
液側26mmHg、透析液側19mmHgであった。さ
らに、クリアランスについては、血液側出口の溶質濃度
は生理食塩水で希釈された後の血液からサンプリングし
て測定した値を用いて計算した結果、尿素のクリアラン
スは185、β2ミクログロブリンのクリアランスは6
2であった。比較例2は既知の血液透析濾過と同じ操作
を行っており、比較例1と同じ透析器を用いているが、
比較例1よりもβ2ミクログロブリンのクリアランスが
向上し、実施例1と同等の性能を発現した。しかし、透
析器を出た血液に生理食塩水を注入する回路、ポンプを
必要とすること、血液の限外濾過速度を常に測定しない
と、血液の量が変化することがあって、実施例1に比べ
ると費用と労力がかかった。
[Comparative Example 2] The same dialyzer as in Comparative Example 1 was used, and the amount of water transferred from the blood side to the dialysate side was 2400 m per hour.
Filtration was carried out by applying a load pressure to the inlet on the blood side so as to increase 1 (40 ml / min). The concentrated model blood was diluted by injecting physiological saline into the blood leaving the dialyzer at a rate of 40 ml / min. In this case, PBi and M were measured as 30 mmHg and 780 ml / hour, respectively.
(B) was calculated to be 27.5 ml / (time · m 2 · mmHg). The value of UFR (B) · L 2 / D 3 is 2.
It was calculated to be 1 × 10 −3 . The pressure loss of the dialyzer was 26 mmHg on the blood side and 19 mmHg on the dialysate side. Regarding the clearance, the solute concentration at the blood side outlet was calculated using the values measured by sampling from blood after being diluted with physiological saline, and as a result, the urea clearance was 185 and the β2 microglobulin clearance was 6
It was 2. Comparative Example 2 performs the same operation as the known hemodiafiltration, and uses the same dialyzer as Comparative Example 1,
The clearance of β2 microglobulin was improved as compared with Comparative Example 1, and the performance equivalent to that of Example 1 was exhibited. However, the amount of blood may change unless a circuit and a pump for injecting physiological saline into the blood leaving the dialyzer are required and the ultrafiltration rate of blood is constantly measured. It took more money and labor than

【0027】[0027]

【発明の効果】上記で説明したように本発明は、腎不全
等の治療に用いるに際し、複雑な装置を必要とせずに、
小分子量物質から低分子量蛋白質までの不要物質を効率
よく除去する血液透析濾過を行い得る中空糸膜を用いた
血液透析器を提供するものである。すなわち、本発明は
腎臓、肝臓、肺臓等の不全症患者に、血液透析療法を行
う際に、血液と透析液を血液透析器に流すことにより、
血液透析器に生じる圧力損失を積極的に利用して、本来
の透析効果以外に、圧力差によって生じた濾過効果によ
り、血液中の種々の分子量の不要物質(尿素等の低分子
量物質からβ2ミクログロブリン等の蛋白質)の除去効
率を向上させると同時に濾過により失われた血液中の水
分を透析液から補給するものであり、複雑な装置を用い
ず簡便に、いわゆるバイオフィルトレーションや血液透
析濾過と同様の効果を得ることができる血液透析器を提
供するものである。このように、本発明の血液透析器
は、複雑な装置を用いず簡便に取り扱え且つ安価であり
ながら、通常の血液透析器に比べ数十%〜数倍高い不要
物質の除去効率を有し、またあらゆる血液透析療法に適
用可能なものである。よって、当該分野における本発明
の効果は極めて大である。
Industrial Applicability As described above, the present invention, when used for treating renal failure and the like, does not require a complicated device,
A hemodialyzer using a hollow fiber membrane capable of performing hemodiafiltration for efficiently removing unnecessary substances from small molecular weight substances to low molecular weight proteins. That is, the present invention, by performing hemodialysis therapy on patients with insufficiency such as kidney, liver and lung, by flowing blood and dialysate into a hemodialyzer,
By positively utilizing the pressure loss generated in the hemodialyzer, unnecessary substances with various molecular weights in blood (from low molecular weight substances such as urea to β2 micro It improves the efficiency of removal of proteins such as globulin) and at the same time replenishes the water in the blood lost by filtration from the dialysate. So-called biofiltration and hemodiafiltration can be performed easily without using a complicated device. The present invention provides a hemodialyzer capable of obtaining the same effect as. As described above, the hemodialyzer of the present invention can be easily handled without using a complicated device and is inexpensive, but has a removal efficiency of unnecessary substances which is several tens% to several times higher than that of a normal hemodialyzer, It is also applicable to all hemodialysis therapies. Therefore, the effect of the present invention in this field is extremely large.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】透析器内で、圧力損失により、膜を介して移動
する水分量を表す図である。
FIG. 1 is a diagram showing the amount of water that moves through a membrane due to pressure loss in a dialyzer.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

ΔP 血液側の圧力損失[mmHg] PT 透析液側の圧力損失[mmHg] MB 血液側から透析液側への移動水分量[ml] MT 透析液側から血液側への移動水分量[ml] M PT =0の場合のMB[ml]ΔP Pressure loss on blood side [mmHg] P T Pressure loss on dialysate side [mmHg] M B Moisture amount transferred from blood side to dialysate side [ml] M T Moisture amount transferred from dialysate side to blood side [ ml] MB [ml] when M PT = 0

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】 内径基準の膜面積が0.5m2 以上の中
空糸膜を用いた血液透析器であって、下記の要件(a)
及び(b)を満たすことを特徴とする中空糸膜を用いた
血液透析器。 (a)前記中空糸膜のイヌリンに対するふるい係数が
0.5以上であり、 (b)前記血液透析器の透析液側の圧力損失をゼロと
し、且つ、透析液側及び血液側の出口の負荷圧を等しく
した場合に、次式(1)を満足する。 UFR(B)×L2 /D3 ≧6×10-3 (1) 但し、UFR(B):粘度が2.5cPの37℃の血液
を200ml/分で前記血液透析器に流した時の、前記
血液に対する前記中空糸膜の限外濾過係数[ml/(時
間・m2 ・mmHg)] D:前記中空糸膜の内径[μm] L:前記中空糸膜の長さ[cm]
1. A hemodialyzer using a hollow fiber membrane having an inner diameter-based membrane area of 0.5 m 2 or more, wherein the following requirement (a) is satisfied:
And a hemodialyzer using a hollow fiber membrane, which satisfies (b). (A) The sieving coefficient of the hollow fiber membrane with respect to inulin is 0.5 or more, (b) the pressure loss on the dialysate side of the hemodialyzer is zero, and the load on the outlets on the dialysate side and the blood side is zero. When the pressures are equalized, the following expression (1) is satisfied. UFR (B) × L 2 / D 3 ≧ 6 × 10 −3 (1) However, UFR (B): when blood at 37 ° C. having a viscosity of 2.5 cP is flown through the hemodialyzer at 200 ml / min. , Ultrafiltration coefficient of the hollow fiber membrane with respect to the blood [ml / (time · m 2 · mmHg)] D: inner diameter of the hollow fiber membrane [μm] L: length of the hollow fiber membrane [cm]
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008068129A (en) * 2007-11-30 2008-03-27 Yasuhiro Yamamoto Intracorporeal indwelling type purifying device
JP2013111124A (en) * 2011-11-25 2013-06-10 Univ Of Tokyo Blood flow visualizing diagnostic device and program
JP5720249B2 (en) * 2009-02-04 2015-05-20 東洋紡株式会社 Hollow fiber membrane, method for producing the same, and blood purification module

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