WO2001024849A1 - Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts - Google Patents

Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts Download PDF

Info

Publication number
WO2001024849A1
WO2001024849A1 PCT/EP2000/009179 EP0009179W WO0124849A1 WO 2001024849 A1 WO2001024849 A1 WO 2001024849A1 EP 0009179 W EP0009179 W EP 0009179W WO 0124849 A1 WO0124849 A1 WO 0124849A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
membrane module
substituate
space
hollow fiber
dialysate
Prior art date
Application number
PCT/EP2000/009179
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Ulrich Baurmeister
Original Assignee
Membrana Gmbh
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Membrana Gmbh filed Critical Membrana Gmbh
Priority to AT00964208T priority Critical patent/ATE294598T1/de
Priority to EP00964208A priority patent/EP1218040B1/de
Priority to JP2001527848A priority patent/JP2003511103A/ja
Priority to DE50010246T priority patent/DE50010246D1/de
Priority to US10/089,943 priority patent/US6918886B1/en
Publication of WO2001024849A1 publication Critical patent/WO2001024849A1/de

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A61M1/342—Adding solutions to the blood, e.g. substitution solutions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A61M1/342—Adding solutions to the blood, e.g. substitution solutions
    • A61M1/3424—Substitution fluid path
    • A61M1/3427—Substitution fluid path back through the membrane, e.g. by inverted trans-membrane pressure [TMP]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A61M1/342—Adding solutions to the blood, e.g. substitution solutions
    • A61M1/3424—Substitution fluid path
    • A61M1/3431—Substitution fluid path upstream of the filter
    • A61M1/3434—Substitution fluid path upstream of the filter with pre-dilution and post-dilution
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A61M1/342—Adding solutions to the blood, e.g. substitution solutions
    • A61M1/3424—Substitution fluid path
    • A61M1/3437—Substitution fluid path downstream of the filter, e.g. post-dilution with filtrate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A61M1/342—Adding solutions to the blood, e.g. substitution solutions
    • A61M1/3441—Substitution rate control as a function of the ultrafiltration rate
    • A61M1/3444—Substitution rate control as a function of the ultrafiltration rate in which the collected ultra-filtrate expels an equal volume of substitution fluid from a reservoir
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • A61M1/342—Adding solutions to the blood, e.g. substitution solutions
    • A61M1/3455—Substitution fluids
    • A61M1/3465—Substitution fluids using dialysate as substitution fluid
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3627—Degassing devices; Buffer reservoirs; Drip chambers; Blood filters
    • A61M1/3633—Blood component filters, e.g. leukocyte filters
    • A61M1/3635—Constructional details
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D61/00—Processes of separation using semi-permeable membranes, e.g. dialysis, osmosis or ultrafiltration; Apparatus, accessories or auxiliary operations specially adapted therefor
    • B01D61/58—Multistep processes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D61/00—Processes of separation using semi-permeable membranes, e.g. dialysis, osmosis or ultrafiltration; Apparatus, accessories or auxiliary operations specially adapted therefor
    • B01D61/14—Ultrafiltration; Microfiltration
    • B01D61/145—Ultrafiltration
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D61/00—Processes of separation using semi-permeable membranes, e.g. dialysis, osmosis or ultrafiltration; Apparatus, accessories or auxiliary operations specially adapted therefor
    • B01D61/24—Dialysis ; Membrane extraction
    • B01D61/243—Dialysis

Definitions

  • a membrane module for hemodiafiltration which comprises a cylinder-shaped housing with a longitudinal extension, in which a bundle of hollow fiber membranes with a semipermeable wall through which the lumen can flow and oriented in the direction of the longitudinal extension of the housing is arranged, the ends of which are arranged in a first and in a second potting compound connected in a fluid-tight manner to the inner wall of the housing are embedded in a fluid-tight manner such that one of the first and the second potting compound and the molding compound outer wall is formed, which is divided along the longitudinal extent of the housing by a dividing wall enclosing each hollow fiber membrane and essentially transverse to the hollow fiber membranes from a substantially dimensionally stable material into a dialysate space and a substituate space, the dialysate space and the substituate space in each case at least one Have an opening for introducing or discharging a fluid, characterized in that at least one throttle is arranged in the outer space, via which the dialysate space and the
  • an essentially dimensionally stable material is understood to mean a material which, when the hemodiafiltration module according to the invention is used and under the then prevailing conditions, essentially maintains its dimension and shape in relation to the original state of the module after its production and in particular by the ones used in the process Liquids, ie especially the dialysis liquid, is not swollen.
  • the housing has the shape of a circular cylinder around its longitudinal axis oriented in the direction of the longitudinal extent and the hollow fiber membranes are arranged in a bundle which is essentially rotationally symmetrical about the longitudinal axis.
  • the hollow fiber membranes are embedded at their ends in potting compounds which simultaneously form the outer space formed around the hollow fiber membranes opposite a distribution space in which the blood which is introduced into the collection space and is to be treated is distributed to the lumens of the hollow fiber membranes via the blood inlet device against a collection space in which the blood flowing out of the lumens is collected and discharged from the module via a blood outlet device.
  • the hollow fiber membranes extend with their ends open at the end through the respective potting compound and are connected to the distribution space or the collection space on the lumen side, so that the blood to be treated can flow through them.
  • the major part of the dialysing liquid supplied to the hemodia filter as a dialysate with a defined volume flow is directed into and flows through the dialysate chamber.
  • the volume flow of the dialysate introduced into the dialysate space and thus the ratio of the dialysate volume flow to the substituate volume flow essentially results from the number of restrictors and the flow resistance generated by them in relation to the flow resistance, which must be overcome by the substituate stream when permeating through the wall of the hollow fiber membranes.
  • the substituate can be added to the blood before it is subjected to hemodiafiltration (pre-dilution) or after it has been subjected to hemodiafiltration (post-dilution).
  • the membrane module according to the invention is thus designed such that hemodiafiltration can be carried out with integrated predilution or post-dilution of the blood.
  • the separation of the substituate space from the dialysate space by means of the essentially dimensionally stable partition wall which is essentially non-swellable in the dialysate in connection with the at least one throttle according to the invention, via which the dialysate space and the substituate space are in fluid connection, ensures a well-predictable and reproducible setting of the volume flow ratio of substituate and dialysate.
  • DE-A 28 51 929 discloses a module construction based on hollow fiber membranes, in which the dialysate space is divided into two partial spaces by a dense partition.
  • dialysate is passed through the one sub-space, which is provided with an inlet device and with an outlet device, in order to remove substances that require urine from the blood flowing through the hollow fiber membranes by diffusion.
  • a negative pressure is applied to the second partial space, which is provided with an outlet device, in order to draw off a filtrate from the blood flowing through the hollow fiber membranes via the walls of the hollow fiber membranes.
  • the substituate can be supplied to the blood before or after the blood has been subjected to diafiltration in the area of the dialysate chamber.
  • along the extension of the hollow fiber membranes Adjacent to the embedding of the hollow fiber membrane ends are two substituate subspaces, each of which is separated by a partition from an intermediate dialysate compartment, with at least one throttle being arranged in or in the region of at least one of the partition walls.
  • the partition is fluid-tightly connected to the housing inner wall and the at least one throttle arranged in the outer space is integrated into the partition, so that the partition is permeable to the dialysis fluid via the at least one throttle and part of the dialysis fluid is dialysate the Substituatraum can be directed into the Dialysatraum.
  • the at least one throttle integrated in the partition is preferably at least one capillary introduced into the partition, via the lumens of which the dialysate space and the substituate space are in fluid communication with one another.
  • capillaries are particularly preferably arranged around the bundle of hollow fiber membranes, a particularly advantageous arrangement being an annular arrangement. tion, for example in a bundle with a substantially circular cross-section in the form of a circular ring.
  • the throttling effect can be determined via the diameter of the lumen of the capillaries, the number of capillaries and their length, and the ratio of dialysate volume flow and substituate volume flow can thus be predetermined and preset accordingly.
  • capillary length two preferred embodiments can be distinguished.
  • short capillaries it is expedient for such capillaries to be introduced into the partition wall without problems if the capillary length is greater than the thickness of the partition wall.
  • the capillaries should protrude only a little into it.
  • the length of the capillaries preferably exceeds the thickness of the partition by less than 100%.
  • the inlet device of the substituate chamber and the outlet device of the dialysate chamber are expediently arranged at the ends of the respective rooms facing away from the partition.
  • Such tubes can advantageously also serve as a winding core if the hollow fiber membranes are arranged next to one another and parallel to one another in mats and the hollow fiber membrane bundle is produced, for example, by spirally winding at least one hollow fiber membrane mat around the tube, the hollow fiber membranes being arranged parallel to the tube axis.
  • the tube can also extend over the entire length between the first and the second potting compound and can be embedded in these potting compounds in such a way that its interior is separated from the distribution space or the collecting space in a fluid-tight manner.
  • the at least one throttle is at least one semipermeable, preferably continuously microporous capillary membrane embedded in the partition, the lumen of which is open at one end and closed at the other end.
  • This at least one capillary membrane is preferably embedded in the dividing wall in such a way that its closed end projects into the substituate space and its open end opens into or extends into the dialysate space.
  • a plurality of throttles in the form of annular gap segments are arranged in the dividing wall around the bundle of hollow fiber membranes or on the dividing wall on their outer circumference.
  • the partition wall, together with the hollow fiber membrane bundle is embedded in a sleeve in a fluid-tight manner on its outer circumference.
  • This sleeve then has a defined distance from the inner wall of the housing, as a result of which an annular gap forming the throttle is formed.
  • the use of a sleeve can influence the pressure loss generated by the gap and thus the throttling effect over a wide range.
  • the required length of the annular gap formed in the region of the partition between the sleeve and the inner wall of the housing along the longitudinal extent of the housing then results, together with the width of the annular gap, from the desired throttling action of the annular gap.
  • the dividing wall, together with the hollow fiber membrane bundle is embedded in a sleeve in a fluid-tight manner on its outer circumference, the outer diameter of which essentially corresponds to the inner diameter of the housing, but in the outside of the sleeve and / or in the inner wall of the housing grooves extending in the axial direction of the housing are introduced.
  • the sleeve is then essentially firmly pressed into the housing, so that the grooves represent a large number of defined chokes.
  • the hollow fiber membrane bundle can also be pushed into a sleeve in its entire end region facing the partition wall or also over its entire extent, the partition wall also being connected to the sleeve in a fluid-tight manner.
  • the sleeve with passages is then provided to ensure a good distribution of the fluid over the hollow fiber membrane bundle, e.g. provided in the form of holes and expediently shaped such that a wider gap is formed between the housing and the sleeve than in the region of the partition.
  • the outside of the sleeve lies tightly against the inside wall of the housing without a gap.
  • annular gap By forming the sleeve and the inner wall of the housing in the region of the partition in the form of wedges facing one another in the longitudinal section of the membrane module with their wedge surfaces, an annular gap can be formed, the gap width of which is preferably adjustable. Different annular gap widths can be created by changing the position of the wedges to each other, the Annular gap can be adjusted on the one hand by changing the position of the membrane bundle along the longitudinal extent of the housing, and on the other hand by means of a wedge that can be displaced in the housing wall.
  • the inlet device of the substituate chamber and the outlet device of the dialysate chamber are expediently arranged at the ends of the respective rooms facing away from the partition.
  • the respective membrane modules are used in hemodiafiltration processes in which the blood is rediluted with a substituate, i.e. the blood is first withdrawn from the blood in the area of the dialysate space by means of ultrafiltration and then the substituate is added to the area of the substituate space.
  • the blood flows into the hollow fiber membranes at the end of the hemodia filter facing away from the substituate space and flows through them in the direction of the end facing the substituate space.
  • the dialysate then flows through the dialysate chamber in the opposite direction to the blood flow.
  • an external sterile filter is often connected upstream of the actual hemodiafilter, by means of which sterile filtration of the dialysis liquid or at least of the liquid supplied as a substituate is carried out.
  • a sterile filter is arranged within the membrane module in the area of the substituate space around the hollow fiber bundle, which surrounds the hollow fiber membrane bundle. This sterile filter divides the substituate space into an outer and an inner substituate space perpendicular to the extension of the hollow fiber membranes.
  • An optionally pleated flat membrane can advantageously be used as a sterile filter. The use of a continuous microporous flat membrane is advantageous.
  • the sterile filter can be arranged in such a way that, in use, all of the dialysis fluid supplied to the hemodiafilter according to the invention is filtered through the sterile filter.
  • the dialysis fluid is distributed in the outer substituate subspace over the entire surface of the sterile filter, and the at least one throttle, via which the substituate compartment and the dialysate compartment are in fluid communication, is integrated in the partition wall in the area of the inner substituate subspace.
  • the housing of the membrane module according to the invention is preferably designed in such a way that the inside of the bundle of hollow fiber membranes in the predominant part of the dialysate space is tightly fitting and has an expansion of the cross section in the area of the partition and the substituate area and optionally in the area of the casting compounds.
  • annular spaces are formed in these areas around the bundle of hollow fiber membranes for distributing the dialysis liquid and the dialysate onto the hollow fiber membrane bundle or for collecting the dialysate from the membrane bundle.
  • the housing is shaped in such a way that it closely encloses the inside of the bundle of hollow fiber membranes in the area of the dialysate space and in the area of the casting compounds and the partition wall and the substituate space has an expansion of the housing cross section, and the hollow fiber membrane bundle is thus in Housing arranged that the cross section of the hollow fiber membrane bundle widens in the area of the partition and the substituate space and thus the packing density of the hollow fiber membranes in this area is lower than in the majority of the dialysate space.
  • the hollow fiber membranes in the interior of the bundle are easily accessible from the dialysis fluid or the substituate, and the substituate flows uniformly into all hollow fiber membranes of the bundle.
  • the bundle In its expanded area, the bundle preferably has a packing density of between 20 and 55%, based on the respective bundle cross section.
  • the at least one throttle is particularly preferably designed in the form of a plurality of capillaries arranged in a ring around the bundle of the hollow fiber membranes or as an annular gap between the partition wall and the housing inner wall.
  • the partition wall of the hemodia filter or membrane module according to the invention preferably consists of a casting compound, in which the hollow fiber membranes are embedded in such a way that they enclose each hollow fiber membrane.
  • the partition, the first and the second casting compound are particularly preferably made of the same material.
  • the materials used for embedding hollow fiber membranes, usually used as casting compounds, such as polyurethane resins, epoxy resins and the like can be used here.
  • the ratio Id L is the inventive hemodiafilter in the direction of extension of the hollow fiber membranes s seen the extent of the dialyzate space to the extension of the substituate L s in the range between 3 and 20 and more preferably 5 to 15
  • the dialysis liquid or at least the substituate can be subjected to sterile filtration in a separate or in a sterile filter integrated in the membrane module according to the invention.
  • this sterile filtration can also take place in the hollow fiber membranes of the membrane module according to the invention itself.
  • the hollow fiber membranes are therefore impervious to endotoxins and particularly preferably impervious to cytokine-inducing substances.
  • the impermeability can be achieved by an appropriately set pore size of the separation-active layer of the membranes and / or by adsorptive properties of the hollow fiber membranes.
  • the hollow fiber membranes used according to the invention preferably have an inside diameter between 140 and 260 ⁇ m, the wall thickness is preferably between 5 and 100 ⁇ m and particularly preferably between 20 and 60 ⁇ m.
  • Preferred membrane materials are those which have good blood tolerance. These include polymers from the group of celiulosic polymers polymers, such as cellulose or regenerated cellulose, modified cellulose, such as cellulose esters, cellulose ethers, amine-modified celluloses, and mixtures of cellulosic polymers, from the group of synthetic polymers such as polyacrylonitrile and corresponding copolymers, polyarylsulfones and polyaryl ether sulfones, such as polysulfone or Polyether sulfone, polyamides, polyether block amides, polycarbonates or polyesters and modifications, blends, mixtures or copolymers of these polymers obtained therefrom.
  • celiulosic polymers polymers, such as cellulose or regenerated cellulose, modified
  • the arrangement of the bundle of hollow fiber membranes arranged in the membrane module according to the invention ie the arrangement of the hollow fiber membranes to form a bundle, can be as desired, with a good flow around the individual hollow fiber membranes being ensured.
  • the hollow fiber membranes are essentially parallel to one another and to the longitudinal axis of the bundle and are kept at a distance from one another by means of textile threads. This can be achieved, for example, by weaving the hollow fiber membranes into a mat or a ribbon of parallel hollow fiber membranes by means of the textile threads and then configuring them into a bundle before they are formed into a bundle.
  • the bundle of hollow fiber membranes contained in the membrane module according to the invention can also be composed of partial bundles as long as each of the hollow fiber membranes of the bundle are used in the treatment of blood, for filtering the substituate and for supplying the substituate to the blood.
  • Such a structure of sub-bundles, in which the sub-bundles are wound with winding threads to improve the flow around the hollow fiber membranes and the hollow fiber membranes within the sub-bundle via supporting threads are kept at a distance is described for example in EP-A 732 141.
  • the hollow fiber membranes can also have an undulation.
  • an outer space is formed between the casting compounds 3, 4 and the inner wall of the housing 1, which extends along the extension of the hollow fiber membranes 2 through a partition 9, which is transverse to the hollow fiber membranes 2 and is essentially dimensionally stable, for example from an E- poxy or polyurethane potting compound is divided into a substituate space 10 and a dialysate space 11.
  • the partition 9 encloses the individual hollow fiber membranes 2 and is fluid-tight with the housing insert for the case shown in FIG. connected to the inner wall.
  • Short capillaries 12, which are arranged in a ring around the bundle of hollow fiber membranes 2, are embedded in the partition 9 as chokes.
  • the greater part of the dialysis fluid flows via the throttles in the form of the capillaries 12 as dialysate 17 into the dialysate chamber 11 and flows through the dialysate chamber 11 in the opposite direction to the flow of the blood.
  • the dialysate 17 absorbs the ultrafiltrate flowing out through the walls of the hollow fiber membranes 2 together with the urinary substances removed from the blood.
  • the dialysate 17 mixed with the ultrafiltrate is withdrawn from the dialysate chamber 11 via the outlet device 14.
  • the ultrafiltrate is first withdrawn from the blood and then the substituate is added. So there is a redilution of the blood.
  • the membrane module according to FIG. 2 corresponds to the membrane module shown in FIG. 1, so that the same parts are provided with the same reference numerals and a detailed description is omitted again.
  • long capillaries 18 are embedded in the partition 9 of the membrane module of FIG. 2 as throttles in a ring around the bundle of hollow fiber membranes 2 located in the housing 1 of this module. These capillaries 18 extend through the dialysate chamber 11 to shortly before the potting compound 4 facing the blood outlet device 8.
  • Such long capillaries 18 can advantageously be integrated parallel to one another in a mat which can then be easily wrapped around the hollow fiber membrane bundle. Then the capillaries can be embedded in the partition together with the hollow fiber membranes.
  • FIG. 3 shows, in an enlarged representation compared to FIGS. 1 and 2, a segment of a membrane module according to the invention comprising the substituate space 10 and the partition 9.
  • the membrane modules or segments of membrane modules shown in FIG. 3 and the following figures also correspond in substantial parts to the membrane module shown in FIG. 1, so that the same parts are provided with the same reference numerals and a detailed description is omitted again.
  • FIG. 3 shows an embodiment in which the partition 9, together with the bundle of hollow fiber membranes 2, is embedded in a dimensionally stable sleeve 19 in a fluid-tight manner.
  • the sleeve 19 is at a distance from the inner wall of the housing, as a result of which an annular gap 20 which forms the throttle is formed.
  • an annular gap 20 which forms the throttle is likewise formed between a dimensionally stable sleeve 21 and the inner wall of the housing 1.
  • the sleeve which in order to simplify the manufacture of the membrane module according to the invention in the present In this case, the entire end of the hollow fiber membrane bundle facing the substituate space 10 is firmly inserted into the housing at one end and embedded at the other end together with the hollow fiber membranes in the sealing compound 4. As a result, stable positioning and formation of the gap 20 is achieved at the same time.
  • a suitable shape of the sleeve 21 and housing 1 in the inlet area of the substituate chamber 10 and in the inlet area of the dialysate chamber 11 and through openings 22, 23 in the sleeve ensures a homogeneous distribution of the substituate or the dialysate 17 on the hollow fiber membranes.
  • the dialysis liquid 16 is supplied to the membrane module via the inlet device 13 and is distributed uniformly over the circumference of the module in the region of the enlarged distance between the sleeve 21 and the housing 1.
  • the substituate flows into the substituate space 10 through openings 22 in the sleeve 21.
  • FIG. 6 shows a segment of a membrane module according to the invention with a sterile filter 28 integrated in the housing 1 for sterile filtration of the dialysis liquid 16.
  • the sterile filter 28 preferably in the form of a bacteria- and endotoxin-tight flat membrane, encloses the hollow fiber membrane bundle in the area of the substituate space and divides the substituate space into an outer substituate part space 29, which is fluid-tightly separated from the dialysate space 11 via the partition 9, and into an inner substituate part space 30, which is in fluid communication with the dialysate chamber 11 via short capillaries 12 acting as throttles.
  • FIG. 7 also shows a membrane module according to the invention with an integrated sterile filter 28, which divides the substituate space into an outer substituate subspace 29 and an inner substituate subspace 30.
  • the short capillaries 12, which act as throttles are arranged in a ring around the hollow fiber membrane bundle in the partition wall such that only the outer substituate subspace 29 is in fluid communication with the dialysate chamber 11.
  • the inner substituate part space 30, on the other hand, is separated from the dialysate space 11 in a fluid-tight manner.
  • only that part of the dialysis liquid 16 which is supplied to the blood as a substituate via the walls of the hollow fiber membranes 2 is subjected to sterile filtration.
  • the major part of the dialysis liquid 16 flows as dialysate 17, which does not have to meet the high purity requirements like the substituate, without having to pass through the sterile filter 28 from the outer substituate part space 29 via the capillaries 12 in the dialysate space 11.
  • the membrane module according to the invention shown in FIG. 8 is structurally similar to that of FIG. 7 and has a sterile filter 28 integrated into the membrane module, which divides the substituate space into an outer substituate partial space 29 and an inner substituate partial space 30, the outer substituate partial space 29 with the dialysate space 11 is in fluid communication.
  • the throttle is formed by an annular gap 20 which is formed in the region of the partition 9 between a sleeve 21 and the inner wall of the housing 1.
  • the sleeve 21 of the embodiment shown in FIG. 8 corresponds to that which is also used in the membrane module of FIG. 4, so that reference is made to the statements relating to FIG. 4 with regard to the features of the sleeve.
  • FIG. 9 shows the basic structure of a hemodiafiltration system in which a membrane module according to the invention is used.
  • the blood withdrawn from the patient is fed in the arrow direction a via a blood supply line 32 to the blood inlet device 7 of the hemodiafilter 31 and passed through the lumen of the hollow fiber membranes arranged in the membrane module.
  • the cleaned blood is discharged from the hemodia filter 31 via the blood outlet device 8, passed in the arrow direction a via the blood discharge line 33 into a drip chamber 34 and from there it is returned to the patient.
  • the dialysate enriched in the dialysate space 11 with the ultrafiltrate withdrawn from the blood leaves via the outlet device 14 for the dialysate and the module is withdrawn via the dialysate line 36 in the direction of arrow c by means of the dialysate flow pump 37.
  • the balancing unit 38 controls the dialysis fluid / dialysate circuit and the ultrafiltrate pump 39 adjusts the net filtrate flow withdrawn from the blood in the area of the dialysate chamber 11.
  • the balancing unit 38 works in such a way that the volume flow conveyed by the pump 37 is replaced by an equally large volume flow of fresh dialysis fluid.
  • the hemodiafiltration system according to FIG. 9 is significantly simplified due to the use of the membrane module according to the invention compared to known hemodiafiltration systems.
  • on-line hemodiafiltration systems such as those From DE-A 19607 162 are known, separate devices are always required in order to remove part of the dialysis fluid as a substituate from the feed line for the dialysis fluid and to supply it to the bloodstream via a separate feed line, but with the patient's fluid balance via a central balancing unit is centrally controlled taking into account all added and extracted liquids, ie the balancing unit also records the substituate directly.

Abstract

Membranmodul zur Hemodiafiltration mit einem zylinderförmigen Gehäuse (1) und einem in Richtung der Längserstreckung des Gehäuses (1) orienterten Bündel von durchströmbaren Hohlfasermembranen (2), deren Enden in eine erste und eine zweite mit der Gehäusinnenwand fluiddicht verbundene Vergussmasse (3, 4) fluiddicht eingebettet sind. Der um die Hohlfasermembranen (2) herum ausgebildete und von der ersten und der zweiten Vergussmasse (3, 4) sowie der Gehäuseinnenwand begrenzte Außenraum wird entlang der Längserstreckung des Gehäuses (1) durch eine jede Hohlfasermembran (2) umschließende und zu den Hohlfasermembranen (2) im wesentlichen quer verlaufende Trennwand (9) aus einem im wesentlichen dimensionsstabilen Material in einen Dialysatraum (11) und einen Substituatraum (10) unterteilt, wobei der Dialysatraum (11) der Substituatraum (10) jeweils zumindest eine Öffnung zur Einleitung bzw. Zur Ausleitung eines Fluids aufweisen (13, 14). Im Außenraum ist mindestens eine Drossel angeordnet, über die der Dialysatraum (11) und der Substituatraum (10) miteinander in Fluidverbindung stehen.

Description

Membranmodul zur Hemodiafiltration mit integrierter Vor- oder Nachverdünnung des Bluts
Beschreibung:
Die Erfindung betrifft einen Membranmodul zur Hemodiafiltration, umfassend ein zy- linderförmiges Gehäuse mit einer Längserstreckung, in welchem ein in Richtung der Längserstreckung des Gehäuses orientiertes Bündel von lumenseitig durchströmbaren Hohlfasermembranen mit semipermeabler Wand angeordnet ist, deren Enden in eine erste und in eine zweite mit der Gehäuseinnenwand fluiddicht verbundene Vergussmasse so fluiddicht eingebettet sind, dass um die Hohlfasermembranen herum ein von der ersten und der zweiten Vergussmasse sowie der Gehäuseinnenwand begrenzter Außenraum ausgebildet wird, der entlang der Längserstreckung des Gehäuses durch eine jede Hohlfasermembran umschließende und zu den Hohlfasermembranen im wesentlichen quer verlaufende Trennwand aus einem im wesentlichen dimensionsstabilen Material in einen Dialysatraum und einen Substituatraum unterteilt wird, wobei der Dialysatraum und der Substituatraum jeweils zumindest eine Öffnung zur Einleitung oder zur Ausleitung eines Fluids aufweisen.
Die Hemodiafiltration ist ein membranbasiertes Kombinationsverfahren zur Blutreinigung, bei dem eine Hemodialyse und eine Hemofiltration gleichzeitig durchgeführt werden. Dieses Verfahren verbindet die Vorteile des konvektiven Stofftransports bei der Hemofiltration mit denen der Diffusion bei der Hemodialyse. Bei der Hemofiltration wird Blut an der Membran eines Hemofilters vorbeigeleitet, wobei ein Teil der Flüssigkeit des Blutes durch Ultrafiltration durch die Membran abgezogen wird. Dieser Teilstrom wird durch eine sterile und pyrogenfreie Substitutionsflüssigkeit bzw. ein Substituat ersetzt, die bzw. das entweder stromauf des Hemofilters in Form einer Vorverdünnung (Predilution) oder stromab des Hemofilters in Form einer Nachverdünnung (Postdilution) dem extrakorporalen Blutstrom zugeführt wird. Zusätzlich wird bei der Hemodiafiltration noch die übliche Hemodialyse durchgeführt, bei der an der Membran des Hemodialysators Dialysierflüssigkeit bzw. Dialysat vorbeigeführt wird, so dass über die Membran hinweg eine Entfernung harnpfiichtiger Substanzen erfolgen kann.
Durch die Verbindung des diffusiven Stofftransports mit dem konvektiven Stofftransport bei der Hemodiafiltration lassen sich vorteilhaft nicht nur harnpflichtige Stoffe mit geringem Molekulargewicht aus dem Blut entfernen. Vom konvektiven Stofftransport profitieren vor allem die langsam diffundierenden Mittelmoleküle mit Molekulargewichten im Bereich von ca. 1 bis 55 kD, und dies um so mehr, je größer diese Moleküle sind und je größer der Filtratstrom durch die Membran ist. Bei ca. 60 kD sollen die Membranen annähernd dicht sein, so dass der Patient während einer etwa vierstündigen Behandlung nicht mehr als 4 g Proteine aus dem Blut in das Dialysat abgibt.
Beim konventionellen Hemodialyseverfahren wird nur die Flüssigkeitsmenge als Ul- trafiltrat über die Dialysemembran aus dem Blut entfernt, die der Patient zwischen den Dialysebehandlungen aufgenommen hat. Die dabei entfernte Flüssigkeitsmenge entspricht etwa 6 bis 8% des Blutvolumenstroms. Zur Durchführung von Hemodialyseverfahren werden heute in der Regel sogenannte volumenkontrollierte Dialysemaschinen eingesetzt. Diese kontrollieren die entzogene Netto-Flüssigkeitsmenge entsprechend der voreingestellten Nettofiltration über ein Bilanzieren des Dialysierftüs- sigkeitsstroms, der dem Dialysator zugeführt wird, mit dem Dialysatstrom, der aus dem Dialysator abgezogen wird. Bei der Hemodiafiltration hingegen ist demgegenüber die Menge an Ultrafiltrat aufgrund des Flüssigkeitsanteils, der zur Erhöhung des konvektiven Transports über die Membran hinweg erforderlich ist, deutlich auf etwa 20 bis 30% des Blutvolumenstroms erhöht. Dabei entspricht die dem Patienten letztendlich entzogene Netto- Flüssigkeitsmenge derjenigen bei der konventionellen Hemodialyse. Die darüber hinaus gehende Flüssigkeitsmenge zur Erhöhung des konvektiven Transports wird, wie ausgeführt, durch ein Substituat ersetzt.
Zur Durchführung von Hemodiafiltrationsverfahren werden in der Regel abgewandelte Dialysemaschinen eingesetzt, die eine Kontrolle der Ultrafiltrationsraten erlauben und ein Bilanzieren des Ultrafiltrationsvolumenstroms und des Substituatvolu- menstroms vornehmen.
An die Dialysierflüssigkeit und die Substitutionsflüssigkeit werden in der Regel hinsichtlich ihrer Reinheit unterschiedliche Anforderungen gestellt. Die Dialysierflüssigkeit kann on-line aus Frischwasser und einem Elektrolytkonzentrat hergestellt werden, wobei das Frischwasser üblicherweise keimfrei und das Elektrolytkonzentrat eigensteril ist. Die Substitutionsflüssigkeit ihrerseits kann on-line aus der Dialysierflüssigkeit hergestellt werden. Jedoch ist nicht generell sichergestellt, dass die online hergestellte Dialysierflüssigkeit absolut steril und endotoxin- und pyrogenfrei bzw. CIS-frei ist.
Als Endotoxine werden Zellbruchstücke von abgestorbenen Bakterien bezeichnet. Die Endotoxinkonzentration wird üblicherweise mit dem sogenannten LAL-Test ermittelt, einem biologischen Assay, wie ihn beispielsweise die Firma BioWhittaker Inc. herstellt. Pyrogene sind temperaturerhöhende Stoffe. Sie bewirken z.B. bei Infusion in Kaninchen eine Erhöhung der Körpertemperatur. Pyrogene können u.a. Endotoxine oder auch Exotoxine sein. Letztere werden von lebenden Bakterien produziert. Im menschlichen Blut führen diese Substanzen zur Stimulation von Monozyten, die ihrerseits Cytokine produzieren und damit eine Kaskade von weiteren Zellstimulationen auslösen. Man fasst daher heute Endotoxine, Exotoxine, Pyrogene und andere das Blut stimulierende Substanzen aus dem Dialysat unter der Abkürzung CIS (Cy- tokine Inducing Substances) zusammen. Eines der relevanten Cytokine, das durch Stimulation von stimulierten Monozyten produziert werden, ist Interieukin 6 (IL 6). Die Bestimmung von CIS durch den Nachweis von IL 6 ist beispielsweise bei B.L Jaber u.a., Blood Purif. 1998, Vol. 16, Seite 210-219, beschrieben.
Daher sollte die Dialysierflüssigkeit zur Herstellung der Substitutionsflüssigkeit z.B. mittels eines Filters in den sterilen und idealerweise CIS-freien Zustand überführt werden. Natürlich lässt sich die so erzeugte Substitutionsflüssigkeit ihrerseits auch als Dialysierflüssigkeit einsetzen. Moderne Dialysemaschinen beinhalten in der Regel eine Einrichtung, mit der das Dialysat on-line derart gefiltert wird, dass es eine Konzentration von Endotoxinen von weniger als 0,5 EU pro ml Dialysat aufweist. Damit treten auch bei der sogenannten High-flux Dialyse nahezu keine pyrogenen Reaktionen beim Patienten mehr auf, die bei durch Endotoxine verunreinigtem Dialysat häufig beobachtet werden. Allerdings kann bei einer Endotoxinkonzentration von < 0,03 EU/ml, der Nachweisgrenze der gängigen LAL-Tests, noch CIS im Dialysat sein. Die Forderung nach CIS-freiem Dialysat ist also schärfer als die nach LAL-ne- gativem Dialysat.
In der EP-A 692 269 wird eine Hemodiafiltrationsvorrichtung beschrieben, welche zwei in Reihe geschaltete Blutfilter aufweist. Die Blutfilter enthalten jeweils Membranen, die an ihrer einen Seite vom zu reinigenden Blut überströmt werden und an ihrer anderen Seite von Dialysierflüssigkeit. Die der Hemodiafiltrationsvorrichtung zugeführte Dialysierflüssigkeit wurde zuvor über einen Sterilfilter geleitet. In der in der EP- A 692 269 beschriebenen Vorrichtung erfolgt in einem der beiden Blutfilter aufgrund des dort eingestellten positiven Transmembrandrucks in Richtung des Blutweges über die Membran dieses Blutfilters ein Übergang von Dialysierflüssigkeit als Substitutionsflüssigkeit direkt in das Blut. In dem zweiten Blutfilter wird ein negativer Transmembrandruck erzeugt, und es erfolgt dort über eine Diafiltration eine Abtrennung eines Teils der Blutflüssigkeit und eine Entfernung harnpflichtiger Substanzen in das Dialysat. Derartige Hemodiafiltrationsvorrichtungen mit in Reihe geschalteten Blutfiltern erweisen sich im Betrieb als aufwendig und lassen sich aufgrund der Konzeption und der damit verbundenen speziellen und aufwendigen Steuerung auf den marktüblichen Dialysemaschinen in der Regel nicht einsetzen.
Auch die EP-A 451 429 offenbart eine Hemodiafiltrationsvorrichtung, welche zwei in Reihe geschaltete Membranmodule enthält. Hierbei ist der erste Membranmodul ein Hemofilter, in dem über Ultrafiltration dem zu reinigenden Blut ein Teilstrom von Flüssigkeit entzogen wird, der vornehmlich die aus dem Blut zu entfernenden mittelmolekularen Substanzen enthält. Das Ultrafiltrat wird in einem speziellen Filter regeneriert und dem Blutstrom wieder zugeführt, bevor dieser in den zweiten Membranmodul eingeleitet wird. Dieser Blutstrom wird dann im zweiten Membranmodul einer Hemodialyse unterzogen.
Zu den zuvor genannten Nachteilen in Reihe geschalteter und getrennter Blutfilter tritt für die in der EP-A 451 429 beschriebenen Hemodiafiltrationsvorrichtungen als weiterer Nachteil hinzu, dass ein spezieller Regenerator erforderlich ist, mittels dessen das Ultrafiltrat gereinigt werden muss.
In der DE-A 196 07 162 wird ein Hemodiafiltrationssystem mit einer gesteuerten Zuführung für ein Substituat und einer gesteuerten Zuführung für ein Dialysat in einen Dialysator beschrieben, wobei der Dialysator als einheitliches Bauteil für die Blutbehandlung, die Substituatfiltrierung und die Vermischung des Substituats mit dem zu behandelnden Blut ausgebildet ist. Der Dialysator enthält in seinem langgestreckten Gehäuse zwei nebeneinander angeordnete Membranmodule mit jeweils einem Bündel von Hohlfasermembranen, wobei die Membranmodule durch eine zu den Hohlfasermembranen im wesentlichen parallele Trennwand voneinander getrennt sind. Der erste Membranmodul wird zur Hemodiafiltration eingesetzt und der zweite Membranmodul zur Sterilfiltration des Substituats. Der Dialysator umfasst des Weiteren eine Kammer, in der das gereinigte Substituat mit dem zu behandelnden Blut vereinigt wird.
Zwar ist das in der DE-A 196 07 162 beschriebene Hemodiafiltrationssystem im Vergleich zu den Systemen mit in Reihe geschalteten mehreren Blutfiltern einfacher und übersichtlicher aufgebaut. Jedoch erweist sich die Herstellung der in der DE-A 196 07 162 offenbarten, zwei Module enthaltenden Dialysatoren insbesondere auch wegen der Handhabung zweier unterschiedlicher Hohlfasermembranbündel als schwierig. Darüber hinaus sind die Membranmodule im Dialysator nicht rotationssymmetrisch angeordnet, so dass die Gefahr einer ungleichförmigen Durchströmung insbesondere des Außenraums um die Hohlfasermembranen des ersten Membranmoduls besteht, der zur Hemodiafiltration eingesetzt wird. Ferner ist auch bei Dialysatoren, wie sie in der DE-A 196 07 162 beschrieben werden, eine zusätzliche Pumpeneinrichtung für den Transport des Substituats erforderlich, die in heute üblichen Dialysemaschinen nicht vorhanden ist.
Die EP-A 701 826 offenbart einen Hemodiafilter, der ein einzelnes Bündel von Hohlfasermembranen zur Blutbehandlung, zur Filtrierung des Substituats und zur Zuführung des Substituats zum Blut enthält. Bei diesem Hemodiafilter befindet sich im Außenraum des Hemodiafilters um die Hohlfasermembranen herum ein Material, welches beim Einsatz dieses Hemodiafilters zur Hemodiafiltration durch die Dialysierflüssigkeit in seinen Dimensionen verändert, d. h. gequollen wird und so zu einer Verengung führt. Hierdurch wird ein Druckabfall für die durch den Außenraum strömende Dialysierflüssigkeit zwischen der stromaufwärts und der stromabwärts gelegenen Seite der Verengung erzeugt. Ais durch die Dialysierflüssigkeit quellbare Materialien werden verschiedene Copolymere aufgezählt, die auf die Hohlfasermembranen an der gewünschten Stelle aufgetragen werden, oder quellbare faserförmige Materialien, die z.B. mit den Hohlfasermembranen verwoben werden.
Die Einbringung des quellbaren Materials ist zum einen aufwendig, zum anderen ist auch eine genaue, stabile und reproduzierbare Positionierung über den Bündelquer- schnitt hinweg nicht gewährleistet und in der Praxis nicht umsetzbar. Auch sind hinsichtlich der verwendbaren quellbaren Materialien enge Grenzen gesetzt, da der Einsatz des Hemodiafilters zur Blutreinigung wegen des Kontakts mit körpereigenen Flüssigkeiten eine hohe Blutverträglichkeit der eingesetzten Materialien erfordert. Da gemäß der EP-A 701 826 der Quellgrad des eingebrachten quellbaren Materials von der verwendeten Dialysierflüssigkeit abhängt, ist der Quellgrad schlecht zu kontrollieren und zu reproduzieren. Die Wirkung der durch dieses Material erzeugten Verengung auf den Dialysatfluss und den Substituatfluss ist nicht im Voraus bestimmbar oder erfordert zumindest umfangreiche Vorversuche und aufwendige Abschätzungen. Aufgrund der Quellung ist darüber hinaus eine Abhängigkeit der Dimensionen des Materials und damit der Querschnittsverengung vom anliegenden Differenzdruck gegeben, wobei es im ungünstigen Fall bei einer Erhöhung der Druckdifferenz auch zu einem völligen Verschluss kommen kann.
Aus den geschilderten Nachteilen ist leicht ableitbar, dass für die in der EP-A 701 826 offenbarten Hemodiafilter in der Anwendung keine kontrollierbaren und reproduzierbaren Strömungsverhältnisse vorliegen.
Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Membranmodul für die Hemodiafiltration zur Verfügung zu stellen, der einen einfachen und kompakten Aufbau aufweist, bei welchem eine verbesserte Vorausbestimmbarkeit und Reproduzierbarkeit der Zuführung von Substituat und Dialysat vorliegen und welcher in voiumen- kontrollierte Dialysemaschinen ohne größere Änderungen eingesetzt werden kann.
Die Aufgabe wird durch einen Membranmodul zur Hemodiafiltration gelöst, welcher ein zyiinderförmiges Gehäuse mit einer Längserstreckung umfasst, in welchem ein in Richtung der Längserstreckung des Gehäuses orientiertes Bündel von lumenseitig durchströmbaren Hohlfasermembranen mit semipermeabler Wand angeordnet ist, deren Enden in eine erste und in eine zweite mit der Gehäuseinnenwand fluiddicht verbundene Vergussmasse so fluiddicht eingebettet sind, dass um die Hohlfasermembranen herum ein von der ersten und der zweiten Vergussmasse sowie der Ge- häuseinnenwand begrenzter Außenraum ausgebildet wird, der entlang der Längserstreckung des Gehäuses durch eine jede Hohlfasermembran umschließende und zu den Hohlfasermembranen im wesentlichen quer verlaufende Trennwand aus einem im wesentlichen dimensionsstabilen Material in einen Dialysatraum und einen Substituatraum unterteilt wird, wobei der Dialysatraum und der Substituatraum jeweils zumindest eine Öffnung zur Einleitung bzw. zur Ausleitung eines Fluids aufweisen, dadurch gekennzeichnet, dass im Außenraum mindestens eine Drossel angeordnet ist, über die der Dialysatraum und der Substituatraum miteinander in Fluidverbindung stehen.
Im Rahmen der vorliegenden Erfindung wird unter einer Drossel eine definierte Verengung eines Strömungsquerschnitts zur gezielten Erzeugung eines definierten Druckverlustes bei der Strömung eines Fluids durch diese Verengung verstanden, d.h. die Drossel weist einen in Strömungsrichtung des Fluids gesehen gegenüber dem Strömungsquerschnitt vor und hinter der Drossel reduzierten Strömungsquerschnitt auf. Dabei besitzt der Strömungsquerschnitt der Drossel einen definierten, vom durchströmenden Fluid unabhängigen festen Wert oder ist auf einen definierten, vom durchströmenden Fluid unabhängigen Wert einstellbar. Bei derartigen Drosseln ist der bei der Durchströmung entstehende Druckverlust vorausbestimmbar. Zu den Drosseln mit festem bzw. auf einen festen Wert einstellbaren Strömungsquerschnitt zählen beispielsweise Blenden in Form von Lochblenden oder Spaltblenden oder auch Kapillarröhrchen mit definierten Durchmessern. In einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist die Drossel einstellbar.
Unter einem im wesentlichen dimensionsstabilen Material wird im Rahmen der vorliegenden Erfindung ein Material verstanden, welches in der Anwendung des erfindungsgemäßen Hemodiafiltrationsmoduls unter den dann vorherrschenden Bedingungen seine Dimension und seine Form gegenüber dem Ursprungszustand des Moduls nach seiner Herstellung im wesentlichen beibehält und insbesondere durch die dabei eingesetzten Flüssigkeiten, d.h. vor allem die Dialysierflüssigkeit, nicht gequollen wird. In einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist das Gehäuse um seine in Richtung der Längserstreckung orientierte Längsachse kreiszylinderförmig und die Hohlfasermembranen sind in einem Bündel angeordnet, welches um die Längsachse im wesentlichen rotationssymmetrisch ist.
Bei dem erfindungsgemäßen Hemodiafilter sind die Hohlfasermembranen an ihren Enden jeweils in Vergussmassen eingebettet, die gleichzeitig den um die Hohlfasermembranen ausgebildeten Außenraum gegenüber einem Verteilerraum, in welchem das über eine Bluteinlasseinrichtung in den Sammelraum eingeleitete und zu behandelnde Blut auf die Lumina der Hohlfasermembranen verteilt wird, und gegenüber einem Sammelraum, in dem das aus den Lumina ausströmende Blut gesammelt und über eine Blutauslasseinrichtung aus dem Modul ausgeleitet wird, verschließen. Dabei erstrecken sich die Hohlfasermembranen mit ihren stirnseitig offenen Enden durch die jeweilige Vergussmasse hindurch und stehen mit dem Verteilerraum bzw. dem Sammelraum lumenseitig in Verbindung, so dass sie von dem zu behandelnden Blut durchströmbar sind.
Aufgrund dessen, dass bei dem erfindungsgemäßen Hemodiafilter dieselben Hohlfasermembranen zur Blutbehandlung, zur Filtrierung des Substituats und zur Zuführung des Substituats zum Blut dienen und der Dialysatraum und der Substituatraum mittels einer Trennwand voneinander getrennt sind, ergibt sich, dass sich in Erstrek- kungsrichtung der Hohlfasermembranen gesehen Dialysatraum und Substituatraum an unterschiedlichen Positionen entlang der Hohlfasermembranen nebeneinander angeordnet sind, wobei die Trennwand den Innenquerschnitt des Gehäuses zumindest weitgehend ausfüllt. Dabei ist bei dem erfindungsgemäßen Membranmodul erfindungsgemäß im Außenraum mindestens eine Drossel angeordnet, über die der Substituatraum und der Dialysatraum miteinander in Fluidverbindung stehen. Daraus folgt, dass die mindestens eine Drossel in der Trennwand oder in deren Bereich, d.h. in die Trennwand integriert oder die Trennwand innerhalb des Gehäuses im Außenraum umgehend angeordnet ist. In einer vorteilhaften Ausführungsform weist der erfindungsgemäße Membranmodul im Bereich des Substituatraums allein eine Öffnung auf, die als Einlasseinrichtung zur Einleitung der Dialysierflüssigkeit in den Substituatraum dient, und im Bereich des Dialysatraums allein eine Öffnung, die als Auslasseinrichtung zur Ausleitung des Dialysats aus dem Dialysatraum dient. Dies ist besonders günstig in Bezug -auf eine Kompatibilität mit den Anschlussmöglichkeiten moderner Dialysemaschinen.
In der Anwendung des erfindungsgemäßen Hemodiafilters wird das zu reinigende Blut durch das Lumen der Hohlfasermembranen geleitet. Über geeignete Fördermittel, also z.B. über eine Pumpe, wird dem Hemodiafilter ein Dialysierflüssigkeitsstrom zugeführt und über die als Einlasseinrichtung für die Dialysierflüssigkeit dienende Öffnung des Substituatraums, d.h. über die Einlasseinrichtung des Substituatraums, mit Überdruck in den Substituatraum eingeleitet. Ein Teil der in den Substituatraum eingeleiteten Dialysierflüssigkeit wird über die Wände der im Substituatraum befindlichen Abschnitte der Hohlfasermembranen dem durch die Lumina der Hohlfasermembranen strömenden Blut als Substituat mit einem definierten Voiumenstrom zugeführt. Der Substituatvolumenstrom wird dabei maßgeblich durch den Überdruck und die Durchlässigkeit der Hohlfasermembranen beeinflusst. Die Menge an pro Zeiteinheit zugeführtem Substituat, d.h. der Substituatvolumenstrom ergibt sich aus der Differenz des im Bereich des Dialysatraums über Ultrafiltration aus dem Blut entzogenen Flüssigkeitsstroms und der von der Diaiysemaschine kontrollierten und fest voreingestellten Nettofiltration.
Über die erfindungsgemäß eingesetzte mindestens eine im Außenraum angeordnete Drossel wird der größere Teil der insgesamt dem Hemodiafilter zugeführten Dialysierflüssigkeit als Dialysat mit definiertem Volumenstrom in den Dialysatraum geleitet und durchströmt diesen. Der Volumenstrom des in den Dialysatraum eingeleiteten Dialysats und damit das Verhältnis des Dialysatvolumenstroms zum Substituatvolumenstrom resultiert im wesentlichen aus der Anzahl der Drosseln sowie dem durch diese erzeugten Strömungswiderstand im Verhältnis zu dem Strömungswiderstand, der vom Substituatstrom beim Permeieren durch die Wand der Hohlfasermembranen überwunden werden muss.
Im Dialysatraum wird das Dialysat an den Hohlfasermembranen vorbeigeleitet, wobei es dort gleichzeitig das über Ultrafiltration durch die Wände der Hohlfasermembranen aus dem Blut abgezogene Ultrafiltrat aufnimmt, so dass über konvektive und diffusive Transportmechanismen dem Blut die harnpflichtigen Stoffe entzogen werden. Das mit dem Ultrafiltrat vermischte Dialysat wird über die als Auslasseinrichtung für das Dialysat dienende Öffnung des Dialysatraums, d.h. über die Auslassein rich- tung des Dialysatraums, aus dem Dialysatraum abgezogen. Je nach Durchströmungsrichtung des Bluts durch die Hohlfasermembranen kann das Substituat dem Blut zugeführt werden, bevor dieses der Hemodiafiltration unterzogen wird (Vorverdünnung) oder nachdem dieses der Hemodiafiltration unterzogen wurde (Nachverdünnung). Der erfindungsgemäße Membranmodul ist damit so ausgelegt, dass eine Hemodiafiltration mit integrierter Vor- oder Nachverdünnung des Bluts durchgeführt werden kann.
Durch die erfindungsgemäße Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Membranmoduls zur Hemodiafiltration d.h. des erfindungsgemäßen Hemodiafilters ist es möglich, auf einfache, kontrollierbare und reproduzierbare Weise die bei der Hemodiafiltration erforderliche Verdünnung des Bluts mit Substituat und die Hemodiafiltration in einem einzigen Membranmodul zu integrieren, welcher wie übliche Hemodialysatoren alleine ein Bündel von Hohlfasermembranen enthält, so dass die Hemodiafiltration in auf dem Markt befindlichen Diaiysemaschinen mit volumenstromkontrollierter Ultrafiltration durchführbar ist. Gleichzeitig gewährleistet die Trennung des Substituatraums vom Dialysatraum mittels der erfindungsgemäßen, im wesentlichen dimensionsstabilen und in dem Dialysat im wesentlichen nicht-quellbaren Trennwand in Verbindung mit der mindestens einen erfindungsgemäßen Drossel, über die der Dialysatraum und der Substituatraum in Fluidverbindung stehen, eine gut vorausbestimmbare, und reproduzierbare Einstellung des Volumenstromverhältnisses von Substituat und Dialysat. Gegenüber bekannten Hemodiafiltern, wie sie z.B. in der DE-A 196 07 162 oder der EP-A 701 826 beschrieben sind, bietet der erfindungsgemäße Hemodiafilter mit einer Trennwand, in oder in deren Bereich mindestens eine Drossel angeordnet ist, den Vorteil einer sehr kompakten Bauweise mit nur einem einzigen Hohlfasermembranbündel, welches zur Blutbehandlung, zur Filtrierung des Substituats und zur Zuführung des Substituats zum Blut dient, wobei über die Drossel eine verlässliche und genaue Einstellung der Druck- bzw. Druckverlustverhältnisse erfolgt, aus denen definierte Volumenströme von Dialysat und Substituat resultieren.
Die DE-A 28 51 929 offenbart eine Modulkonstruktion auf Basis von Hohlfasermembranen, bei der der Dialysatraum durch eine dichte Trennwand in zwei Teilräume unterteilt wird. In einer Ausführungsform wird durch den einen Teilraum, der mit einer Einlasseinrichtung und mit einer Auslasseinrichtung versehen ist, Dialysat hindurchgeleitet, um über Diffusion harnpflichtige Substanzen aus dem durch die Hohlfasermembranen strömenden Blut zu entfernen. An den zweiten Teilraum, welcher mit einer Auslasseinrichtung versehen ist, wird ein Unterdruck angelegt, um aus dem die Hohlfasermembranen durchströmenden Blut über die Wände der Hohlfasermembranen ein Filtrat abzuziehen. Bei der DE-A 28 51 929 schließt die Trennwand die beiden Teilräume des Moduls gegeneinander fluiddicht ab und enthält keine Drossel, über die eine Überleitung von Dialysierflüssigkeit aus dem einen Teilraum in den anderen möglich wäre. Damit ist dieser Modul aber für einen Einsatz bei der Hemodiafiltration nicht geeignet.
Bei dem erfindungsgemäßen Hemodiafiltrationssystem kann die Zuführung des Substituats zum Blut erfolgen, bevor oder nachdem das Blut der Diafiltration im Bereich des Dialysatraums unterworfen wurde. Im Einzelfall ist es auch möglich, den Substituatraum und damit die Zuführung des Substituats zum Blut entlang der Erstreckung der Hohlfasermembranen aufzuteilen und einen Teil des Substituats vor und einen Teil nach der Diafiltration dem Blut zuzuführen. In diesem Fall sind in dem erfindungsgemäßen Hemodiafilter entlang der Erstreckung der Hohlfasermembranen be- nachbart zu den Einbettungen der Hohlfasermembranenden zwei Substituatteilräume angeordnet, die jeweils über eine Trennwand von einem dazwischenliegenden Dialysatraum getrennt sind, wobei in oder im Bereich mindestens einer der Trennwände mindestens eine Drossel angeordnet ist. Entsprechend ist es auch möglich, den Dialysatraum und damit die Diafiltration aufzuteilen und im Hemodiafilter entlang der Erstreckung der Hohlfasermembranen benachbart zu den Einbettungen der Hohlfasermembranenden zwei Dialysatteilräume anzuordnen, die von einem dazwischenliegenden Substituatraum jeweils über eine Trennwand getrennt sind. In diesen Fällen ist in oder im Bereich jeder der Trennwände mindestens eine Drossel angeordnet.
Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist die Trennwand fluiddicht mit der Gehäuseinnenwand verbunden und die mindestens eine im Außenraum angeordnete Drossel in die Trennwand integriert, so dass die Trennwand über die mindestens eine Drossel permeabel für die Dialysierflüssigkeit ist und ein Teil der Dialysierflüssigkeit als Dialysat aus dem Substituatraum in den Dialysatraum geleitet werden kann.
Im einfachsten Fall handelt es sich bei der mindestens einen in die Trennwand integrierten Drossel um mindestens ein Loch mit definiertem Durchmesser, in der Regel um eine Vielzahl von Löchern, die vorzugsweise in einem Ring um das Hohlfasermembranbündel herum angeordnet sind. Hierbei sind die Einlasseinrichtung des Substituatraums und die Auslasseinrichtung des Dialysatraums zweckmäßigerweise an den der Trennwand abgewandten Enden der jeweiligen Räume angeordnet.
Vorzugsweise ist die in die Trennwand integrierte mindestens eine Drossel mindestens eine in die Trennwand eingebrachte Kapillare, über deren Lumen der Dialysatraum und der Substituatraum miteinander in Fluidverbindung stehen. Besonders bevorzugt sind mehrere Kapillaren um das Bündel der Hohlfasermembranen herum angeordnet, wobei eine besonders vorteilhafte Anordnung eine ringförmige Anord- nung ist, beispielsweise bei einem Bündel mit im wesentlichen kreisförmigem Querschnitt in Form eines Kreisrings.
Über den Durchmesser des Lumens der Kapillaren, die Anzahl der Kapillaren und ihre Länge läßt sich unter Zuhilfenahme einfacher strömungstechnischer Berechnungen die Drosselwirkung ermitteln und damit das Verhältnis von Dialysatvolumenstrom und Substituatvolumenstrom vorausbestimmen und entsprechend voreinstellen.
Hinsichtlich der Kapillarlänge lassen sich zwei bevorzugte Ausführungsformen unterscheiden. Bei Verwendung kurzer Kapillaren ist es für eine problemlose Einbringung derartiger Kapillaren in die Trennwand zweckmäßig, wenn die Kapillarlänge größer ist als die Dicke der Trennwand. Jedoch sollten im Hinblick auf eine gleichmäßige Durchströmung des Dialysatraums die Kapillaren nur wenig in diesen hineinragen. Vorzugsweise übersteigt die Länge der Kapillaren die Dicke der Trennwand um weniger als 100%. Für diese Fälle sind die Einlasseinrichtung des Substituatraums und die Auslasseinrichtung des Dialysatraums zweckmäßigerweise an den der Trennwand abgewandten Enden der jeweiligen Räume angeordnet.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform erstreckt sich mindestens eine lange Kapillare durch den Dialysatraum hindurch und endet im Bereich vor der den Dialysatraum begrenzenden Vergussmasse, wobei dann die Auslasseinrichtung des Dialysatraums zur Trennwand benachbart angeordnet ist. Diese Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls lässt sich vorzugsweise für eine Reinigung von Blut einsetzen, bei der eine Vorverdünnung des Bluts mit Substituat erfolgt, bevor dieses der Diafiltration unterzogen wird. Das Blut strömt dann an der Seite des Gehäuses in den Hemodiafilter ein, die dem Substituatraum zugewandt ist und tritt am entgegengesetzten, dem Dialysatraum zugewandten Ende aus dem Gehäuse aus. Auf seinem Weg durch die Hohlfasermembranen wird das Blut zunächst mit Substituat verdünnt und anschließend im Bereich des Dialysatraums der Hemodiafiltration unterzogen, wobei aufgrund der Erstreckung der als Drossel eingesetzten mindestens einen langen Kapillaren durch den Dialysatraum hindurch und der Anordnung der Dialysatraumöffnung in der Nähe der Trennwand das Dialysat entgegengesetzt zur Strömungsrichtung des Bluts an der Außenseite der Hohlfasermembranen vorbeigeführt wird. Bei Verwendung mehrerer Kapillaren können diese bei dieser Ausführungsform z.B. auch mit den Hohlfasermembranen gemischt werden und an ihrem einen Ende mit diesen zusammen in die Trennwand eingebettet werden, wobei die Trennwand in diesem Fall aus einer Vergussmasse hergestellt wird. Hierdurch wird in der Anwendung eine gleichmäßige Dialysatverteilung erreicht.
In einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist in die Trennwand eine einzelne, sich durch den Dialysatraum hindurch erstreckende lange Kapillare eingebracht, die zentral im Bündel der Hohlfasermembranen angeordnet ist und über die der Substituatraum und der Dialysatraum miteinander in Fluidverbindung stehen. Zur Erzielung eines erforderlichen Durchsatzes an Dialysierflüssigkeit durch diese als Drossel fungierende Kapillare kann diese auch einen relativ großen Durchmesser aufweisen. Es ist auch möglich, dass die Kapillare eher den Durchmesser eines Rohres hat, d.h. als Rohr vorliegt, wobei dann z.B. die gewünschte Drosselwirkung dieses Rohres durch gezielte Verengungen im Innenraum des Rohres erzeugt werden kann. Derartige Rohre können vorteilhaft gleichzeitig als Wickelkern dienen, wenn die Hohlfasermembranen nebeneinander und zueinander parallel in Matten angeordnet sind und das Hohlfasermembranbündel beispielsweise durch spiralförmiges Wickeln mindestens einer Hohlfasermembranmatte um das Rohr hergestellt wird, wobei die Hohlfasermembranen parallel zur Rohrachse angeordnet sind. Dabei kann sich das Rohr auch über die gesamte Länge zwischen der ersten und der zweiten Vergussmasse erstrecken und in diese Vergussmassen jeweils so eingebettet sein, dass sein Innenraum gegenüber dem Verteilerraum bzw. dem Sammelraum fluiddicht abgetrennt ist. In diesem Fall weist es im Bereich des Substituatraums und im Bereich des Dialysatraums Öffnungen in seiner Wand auf, über die im Bereich des Substituatraums Dialysierflüssigkeit in das Rohr eintreten und im Bereich des Dialysatraums als Dialysat austreten kann. Die Öffnungen können gleichzeitig auch als Drossel fungieren. In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist die mindestens eine Drossel mindestens eine in die Trennwand eingebettete semipermeable, vorzugsweise durchgehend mikroporöse Kapillarmembran, deren Lumen an ihrem einen Ende offen und an ihrem anderen Ende geschlossen ist. Bevorzugt ist diese mindestens eine Kapillarmembran so in die Trennwand eingebettet, dass sie mit ihrem geschlossenen Ende in den Substituatraum hineinragt und ihr offenes Ende in den Dialysatraum mündet oder in diesen hineinragt. Bei der Hemodiafiltration strömt dann Dialysierflüssigkeit im Bereich des Substituatraums im sogenannten dead-end Modus über die semipermeable Wand der mindestens einen Kapillarmembran in deren Lumen ein und strömt über das geöffnete Ende der Kapillarmembran in den Dialysatraum aus. Die Drosselwirkung der mindestens einen Kapillarmembran ergibt sich aus dem bei der Durchströmung der porösen semiper- meablen Kapillarmembranwand entstehenden Druckverlust.
In einer ebenfalls vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Membranmoduls sind mehrere Drosseln in Form von Ringspaltsegmenten in der Trennwand um das Bündel der Hohlfasermembranen herum oder an der Trennwand an deren äußerem Umfang angeordnet.
Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist die mindestens eine im Außenraum angeordnete Drossel ein Ringspalt, welcher um das Bündel der Hohlfasermembranen herum zwischen der Trennwand und der Gehäuseinnenwand ausgebildet ist, wobei in diesem Fall die Trennwand natürlich nicht fluiddicht mit der Gehäuseinnenwand verbunden ist. Zur Fixierung der Trennwand und zur Stabilisierung des Abstands sind zwischen Trennwand und Gehäuseinnenwand zweckmäßigerweise Abstandhalter eingebracht, so dass für einen definierten stabilen Ringspalt und damit für eine definierte Drosselwirkung Sorge getragen ist.
Es ist von Vorteil, wenn die Trennwand zusammen mit dem Hohlfasermembranbündel an ihrem äußeren Umfang fluiddicht in eine Hülse eingebettet ist. Diese Hülse weist dann gegenüber der Gehäuseinnenwand einen definierten Abstand auf, wodurch ein die Drossel ausbildender Ringspalt ausgeformt wird. Durch die Verwendung einer Hülse kann außer über die Spaltbreite auch über die Länge der Hülse in weiten Bereichen Einfluss auf den durch den Spalt erzeugten Druckverlust und damit auf die Drosselwirkung genommen werden. Die erforderliche Länge des im Bereich der Trennwand zwischen Hülse und Gehäuseinnenwand ausgebildeten Ringspalts entlang der Längserstreckung des Gehäuses resultiert dann zusammen mit der Ringspaltbreite aus der gewünschten Drosselwirkung des Ringspalts. In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung ist die Trennwand zusammen mit dem Hohlfasermembranbündel an ihrem äußeren Umfang fluiddicht in eine Hülse eingebettet, deren Außendurchmesser im wesentlichen mit dem Innendurchmesser des Gehäuses übereinstimmt, wobei aber in die Außenseite der Hülse und/oder in die Innenwand des Gehäuses sich in axialer Richtung des Gehäuses erstreckende Nuten eingebracht sind. Die Hülse ist dann im wesentlichen fest in das Gehäuse eingepresst, so dass die Nuten eine Vielzahl definierter Drosseln darstellen.
Das Hohlfasermembranbündel kann bei derartigen Ausführungsformen auch in seinem gesamten der Trennwand zugewandten Endbereich oder auch über seine gesamte Erstreckung in eine Hülse eingeschoben sein, wobei auch hier die Trennwand fluiddicht mit der Hülse verbunden ist. Im Bereich der Fluidzuläufe oder -ablaufe ist dann zur Gewährleistung einer guten Verteilung des Fluids über das Hohlfasermembranbündel die Hülse mit Durchlässen z.B. in Form von Löchern versehen und zweckmäßigerweise so geformt, dass dort ein breiterer Spalt zwischen Gehäuse und Hülse ausgebildet wird als im Bereich der Trennwand. Im Bereich des Dialysatraums liegt die Hülse mit ihrer Außenseite ohne Spalt dicht an der Gehäuseinnenwand an.
Durch eine Ausbildung der Hülse und der Gehäuseinnenwand im Bereich der Trennwand in Form von im Längsschnitt des Membranmoduls gesehen einander mit ihren Keilflächen zugewandten Keilen lässt sich ein Ringspalt ausbilden, dessen Spaltbreite vorzugsweise einstellbar ist. Unterschiedliche Ringspaltbreiten können durch Veränderung der Position der Keile zueinander erzeugt werden, wobei der Ringspalt zum einen durch Veränderung der Position des Membranbündels entlang der Längserstreckung des Gehäuses, zum anderen durch einen in der Gehäusewand verschiebbaren Keil eingestellt werden kann.
Auch bei den zuvor beschriebenen Ausführungsformen, bei denen die mindestens eine Drossel in Form von Ringspalten, Ringspaltsegmenten oder Nuten ausgeführt sind, sind die Einlasseinrichtung des Substituatraums und die Auslasseinrichtung des Dialysatraums zweckmäßigerweise an den der Trennwand abgewandten Enden der jeweiligen Räume angeordnet. Bei diesen Ausführungsformen des erfindungsgemäßen Membranmoduls wie auch bei Ausführungsformen, bei denen die Drosseln in Form von Löchern in der Trennwand oder als kurze Kapillaren ausgeführt sind, werden die jeweiligen Membranmodule bei Hemodiafiltrationsverfahren eingesetzt, bei denen eine Nachverdünnung des Bluts mit Substituat erfolgt, d.h. dem Blut wird zunächst im Bereich des Dialysatraums über Ultrafiltration die erforderliche Flüssigkeit entzogen und anschließend im Bereich des Substituatraums Substituat zugeführt. Hierzu strömt das Blut an dem dem Substituatraum abgewandten Ende des Hemodiafilters in die Hohlfasermembranen ein und durchströmt diese in Richtung des dem Substituatraum zugewandten Ende. Das Dialysat durchströmt dann den Dialysatraum entgegengesetzt zur Strömungsrichtung des Bluts.
Bei der Durchführung der Hemodiafiltration ist häufig ein externer Sterilfilter dem eigentlichen Hemodiafilter vorgeschaltet, mittels dessen eine Sterilfiltration der Dialysierflüssigkeit oder zumindest der als Substituat zugeführten Flüssigkeit durchgeführt wird. In einer vorteilhaften Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist innerhalb des Membranmoduls im Bereich des Substituatraums um das Hohlfaserbündel herum ein Sterilfilter angeordnet, der das Hohlfasermembranbündel umschließt. Durch diesen Sterilfilter wird der Substituatraum senkrecht zur Erstrek- kung der Hohlfasermembranen in einen äußeren und einen inneren Substituatteil- raum unterteilt. Mit Vorteil läßt sich als Sterilfilter eine gegebenenfalls plissierte Flachmembran einsetzen. Vorteilhaft ist der Einsatz einer durchgehend mikroporösen Flachmembran. Bevorzugt ist der Sterilfilter dicht gegenüber dem Durchgang von Endotoxinen, d.h. endotoxindicht, und besonders bevorzugt CIS-undurchlässig, um so in der Anwendung die Zuführung eines sterilen endotoxin- und pyrogenfreien und vorzugsweise CIS-freien Substituats zu den Hohlfasermembranen sicherzustellen. Hierbei wird unter einem gegenüber dem Durchtritt von Endotoxinen dichten Sterilfilter ein solcher verstanden, für den bei Filtration einer mit einer Endotoxinkonzentration von bis zu 30 EU/ml kontaminierten Dialysierflüssigkeit mit einer Filtrationsrate von 150 ml/min während einer Dauer von 4 Stunden durch den Sterilfilter hindurch das Filtrat eine Endotoxinkonzentration unterhalb der Nachweisgrenze üblicher Tests, d.h. unterhalb von ca. 0,03 EU/ml aufweist. Die Endotoxinkonzentration wird dabei mittels gängiger LAL-Tests ermittelt, wie sie z.B. von der Fa. BioWhitteker Inc. (Multi-Test Limulus Amebocyte Lysate Pyrogent®) vertrieben und beschrieben werden.
Der Sterilfilter kann dabei so angeordnet sein, dass in der Anwendung die gesamte dem erfindungsgemäßen Hemodiafilter zugeführte Dialysierflüssigkeit durch den Sterilfilter filtriert wird. In diesem Fall erfolgt im äußeren Substituatteilraum allein eine Verteilung der Dialysierflüssigkeit auf die gesamte Fläche des Sterilfilters, und die mindestens eine Drossel, über die der Substituatraum und der Dialysatraum miteinander in Fluidverbindung stehen, ist im Bereich des inneren Substituatteilraums in die Trennwand integriert.
In der Regel ist jedoch eine Sterilfiltration der gesamten Dialysierflüssigkeit nicht erforderlich, da der letztlich als Dialysat an den Hohlfasermembranen vorbeigeführte Teil der Dialysierflüssigkeit nicht den hohen Reinheitsanforderungen genügen muss, wie dies für das Substituat gilt. Vorzugsweise ist der Sterilfilter daher so im erfindungsgemäßen Membranmodul angeordnet, dass in der Anwendung nur der Teilstrom den Sterilfilter durchströmt, der letztlich als Substituat dem durch die Hohlfasermembranen strömenden Blut zugeführt wird. Dies wird dadurch erreicht, dass die mindestens eine Drossel im Bereich des äußeren Substituateilraums angeordnet ist und nur der äußere Substituatteilraum mit dem Dialysatraum in Fluidverbindung steht. Der innere Substituatteilraum hingegen ist gegenüber dem Dialysatraum fluid- dicht abgetrennt. Wie bereits ausgeführt, kann dabei die Drossel z.B. in Form von in die Trennwand integrierten Kapillaren oder in Form eines zwischen der Trennwand und der Gehäuseinnenwand ausgebildeten Ringspaits vorliegen
In Einzelfällen ist es zur Erhöhung des dem Blut zuzuführenden Substituatstroms auch möglich, in die an den Substituatraum angrenzende Vergussmasse, in die die Hohlfasermembranenden eingebettet sind, zusätzliche semipermeable Membranelemente einzubetten, die im dead-end Modus durchströmbar sind und über die der Substituatraum und der auf der anderen Seite der Vergussmasse liegende Raum, der je nach Ausführung des erfindungsgemäßen Membranmoduls der Verteiler- oder der Sammelraum für das Blut ist, in Fluidverbindung stehen. Über diese ebenfalls als Drossel wirkenden Membranelemente kann dem Blut, welches sich dann in dem angrenzenden Sammel- bzw. Verteilerraum befindet, ein weiterer Teil der Dialysierflüssigkeit als Substituat zugeführt werden. Diese semipermeablen Membranelemente können z.B. in Form von an ihrem einen Ende verschlossenen, vorzugsweise durchgehend mikroporösen Kapillarmembranen vorliegen, die in die Vergussmasse eingebettet sind und die mit ihrem verschlossenen Ende in den Substituatraum hineinragen. Diese Membranelemente sind wie der zuvor genannte Sterilfilter bevorzugt dicht gegenüber dem Durchgang von Endotoxinen und besonders bevorzugt CIS- undurchlässig. Hinsichtlich der Definition der Endotoxindichtigkeit bzw. der CiS- Dichtigkeit sowie hinsichtlich der jeweiligen Messmethoden sei auf die zuvor gemachten Ausführungen verwiesen.
In der Anwendung des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist eine möglichst gleichmäßige Verteilung von Substituat und Dialysat über den Bündelquerschnitt erforderlich. Eine gleichmäßige Verteilung lässt sich durch eine geeignete Gestaltung des Gehäuses erreichen. Vorzugsweise ist das Gehäuse des erfindungsgemäßen Membranmoduls so ausgebildet, dass es das Bündel der Hohlfasermembranen im überwiegenden Teil des Dialysatraums mit seiner Innenseite eng anliegend umschließt und im Bereich der Trennwand und des Substituatraums sowie gegebenenfalls im Bereich der Vergussmassen eine Erweiterung des Querschnitts aufweist. Hierdurch sind in einer vorteilhaften Ausgestaltung in diesen Bereichen um das Bündel der Hohlfasermembranen herum ringförmige Räume zum Verteilen der Dialysierflüssigkeit und des Dialysats auf das Hohlfasermembranbündel bzw. zum Sammeln des Dialysats aus dem Membranbündel ausgebildet.
Bevorzugt weist das Bündel zumindest im überwiegenden Teil des Dialysatraums eine auf den Bündelquerschnitt bezogene und über die Erstreckung des Bündels in diesem Bereich im wesentlichen gleichmäßige Packungsdichte der Hohlfasermembranen zwischen 40 und 65 % auf. Es hat sich gezeigt, dass für den erfindungsgemäß eingesetzten Hemodiafilter d.h. den erfindungsgemäßen Membranmodul bei derartigen Packungsdichten eine gute Entfernung der harnpflichtigen Stoffe aus dem Blut ermöglicht wird.
In einer ebenfalls vorteilhaften Ausgestaltung ist das Gehäuse so ausgeformt, dass es das Bündel der Hohlfasermembranen im Bereich des Dialysatraums mit seiner Innenseite eng anliegend umschließt und im Bereich der Vergussmassen sowie der Trennwand und des Substituatraums eine Erweiterung des Gehäusequerschnitts aufweist, und das Hohlfasermembranbündel ist so im Gehäuse angeordnet, dass sich im Bereich der Trennwand und des Substituatraums der Querschnitt des Hohlfasermembranbündels erweitert und damit die Packungsdichte der Hohlfasermembranen in diesem Bereich geringer ist als im überwiegenden Teil des Dialysatraums. Hierdurch sind auch die Hohlfasermembranen im Bündelinneren leicht von der Dialysierflüssigkeit bzw. dem Substituat erreichbar und das Substituat strömt gleichmäßig in alle Hohlfasermembranen des Bündels ein. In seinem erweiterten Bereich weist das Bündel vorzugsweise eine auf den jeweiligen Bündelquerschnitt bezogene Pak- kungsdichte zwischen 20 und 55 % auf. Besonders bevorzugt ist bei derartigen Ausführungsformen die mindestens eine Drossel in Form von mehreren ringförmig um das Bündel der Hohlfasermembranen herum angeordneten Kapillaren oder als Ringspalt zwischen Trennwand und Gehäuseinnenwand ausgebildet. Nicht zuletzt aus Gründen der einfachen Herstellbarkeit besteht die Trennwand des erfindungsgemäßen Hemodiafilters bzw. Membranmoduls bevorzugt aus einer Vergussmasse, in die die Hohlfasermembranen so eingebettet sind, dass sie jede Hohlfasermembran umschließt. Besonders bevorzugt bestehen die Trennwand, die erste und die zweite Vergussmasse aus dem gleichen Material. Hierbei können die zur Einbettung von Hohlfasermembranen üblicherweise als Vergussmassen zum Einsatz kommenden Materialien wie Polyurethanharze, Epoxyharze und ähnliche verwendet werden.
Zur Durchführung einer effizienten Hemodiafiltration ist es erforderlich, dass eine ausreichend hohe Austauschfläche für die Diafiltration zur Verfügung steht, um die harnpflichtigen Stoffe effizient aus dem Blut entfernen zu können. Auf der anderen Seite muss auch eine ausreichende Membranfläche zur Verfügung stehen, um eine sichere Zuführung der erforderlichen Menge an Substituat zum Blut zu ermöglichen. Daher liegt bei dem erfindungsgemäßen Hemodiafilter in Richtung der Erstreckung der Hohlfasermembranen gesehen das Verhältnis Id Ls der Erstreckung des Dialysatraums zur Erstreckung des Substituatraums Ls im Bereich zwischen 3 und 20 und besonders bevorzugt zwischen 5 und 15.
Um ebenfalls eine möglichst große Membranfläche für die Substituatzuführung zum Blut und für die Hemodiafiltration zur Verfügung zu haben, sollte die Dicke der Trennwand im erfindungsgemäßen Membranmodul möglichst gering sein. Andererseits ist eine bestimmte Mindestdicke erforderlich, um eine ausreichende Stabilität der Trennwand zu gewährleisten. Daher ist es von Vorteil, wenn die Trennwand eine Dicke zwischen 1 und 15 mm aufweist, und von besonderem Vorteil, wenn sie eine Dicke zwischen 5 und 10 mm aufweist.
Für eine effiziente Hemodiafiltration ist es erforderlich, zur Entfernung insbesondere der langsam diffundierenden harnpflichtigen Stoffe mit mittlerem Molekulargewicht einen ausreichend hohen konvektiven Transport zu erzeugen. Zum anderen ist es von Vorteil wenn für die Zuführung von Substituat zum Blut nur ein relativ kleiner Ab- schnitt des Hohlfasermembranbündels benötigt wird. Damit ergibt sich, dass über die Membranwand hinweg ein genügend hoher Filtratfluss realisierbar sein muss. Daher weisen die im erfindungsgemäßen Membranmodul enthaltenen Hohlfasermembranen bevorzugt eine Ultrafiltrationsrate für Wasser zwischen 20 und 1500 ml/(h m2 mmHg) auf, wobei die Ultrafiltrationsrate nach der in der DE-A 195 18 624 beschriebenen Methode ermittelt wird, auf deren diesbezügliche Offenbarung sich hier bezogen wird.
Für einen sicheren Betrieb des erfindungsgemäßen Membranmoduls ist wichtig, dass es insbesondere bei der Zuführung des Substituats zum Blut nicht zu einer unerwünschten Verunreinigung des durch die Hohlfasermembranen strömenden Bluts mit Bakterien, Endotoxinen oder Pyrogenen kommt. Entsprechend den obigen Ausführungen kann hierzu die Dialysierflüssigkeit oder zumindest das Substituat in einem separaten oder einem in den erfindungsgemäßen Membranmodul integrierten Sterilfilter einer Sterilfiltration unterzogen werden. Alternativ oder ergänzend kann diese Sterilfiltration jedoch auch in den Hohlfasermembranen des erfindungsgemäßen Membranmoduls selbst erfolgen. In einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Membranmoduls sind daher die Hohlfasermembranen undurchlässig gegenüber Endotoxinen und besonders bevorzugt undurchlässig gegenüber cytokin-induzierenden Substanzen. Hierbei kann die Undurchlässigkeit durch eine entsprechend eingestellte Porengröße der trennaktiven Schicht der Membranen und/oder durch adsorptive Eigenschaften der Hohlfasermembranen erreicht werden. Hinsichtlich der Definition der Endotoxindichtigkeit bzw. der CIS-Dichtigkeit sowie hinsichtlich der jeweiligen Meßmethoden sei auf die weiter oben gemachten Ausführungen verwiesen.
Die erfindungsgemäß eingesetzten Hohlfasermembranen haben vorzugsweise einen Innendurchmesser zwischen 140 und 260 μm, die Wandstärke liegt bevorzugt zwischen 5 und 100 μm und besonders bevorzugt zwischen 20 und 60 μm. Als Membranmaterialien kommen vorzugsweise solche in Frage, die eine gute Blutverträglichkeit aufweisen. Hierzu zählen Polymere aus der Gruppe der celiulosischen Po- lymeren, wie z.B. Cellulose oder regenerierte Cellulose, modifizierte Cellulose, wie z.B. Celluloseester, Celluloseäther, aminmodifizierte Cellulosen, sowie Mischungen von cellulosischen Polymeren, aus der Gruppe der synthetischen Polymeren wie z.B. Polyacrylnitril und entsprechende Copolymere, Polyarylsulfone und Polyaryl- ethersulfone, wie z.B. Polysulfon oder Polyethersulfon, Polyamide, Polyetherblocka- mide, Polycarbonate oder Polyester sowie daraus gewonnene Modifikationen, Blends, Mischungen oder Copolymere dieser Polymere. Diesen Polymeren bzw. Polymergemischen können weitere Polymere wie z.B. Polyethylenoxid, Polyhydroxye- ther, Polyethylenglykol, Polyvinylpyrrolidon, Polyvinylalkohol oder Polycaprolacton als Zusatzstoffe beigemischt werden. Im Einzelfall kann die Membran auch z.B. einer Oberflächenmodifikation unterzogen worden sein, um bestimmte Eigenschaften der Membranoberfläche z.B. in Form bestimmter funktioneller Gruppen einzustellen oder um eine Hydrophilierung einer ansonsten hydrophoben Membran an deren Oberflächen zu erreichen, wie dies z.B. in der JP-A 10118472 beschrieben wird
Die Aufmachung des im erfindungsgemäßen Membranmodul angeordneten Bündels von Hohlfasermembranen, d.h. die Anordnung der Hohlfasermembranen zum Bündel kann beliebig sein, wobei eine gute Umströmbarkeit der einzelnen Hohlfasermembranen gewährleistet sein sollte. Bei einer vorteilhaften Aufmachung sind die Hohlfasermembranen zueinander und zur Längsachse des Bündels im wesentlichen parallel und werden über textile Fäden gegeneinander auf Abstand gehalten. Dies kann beispielsweise dadurch erreicht werden, dass vor der Ausbildung zum Bündel die Hohlfasermembranen mittels der textilen Fäden zu einer Matte oder zu einem Bändchen von parallel liegenden Hohlfasermembranen verwoben und anschließend zum Bündel konfiguriert werden. Das im erfindungsgemäßen Membranmodul enthaltene Bündel von Hohlfasermembranen kann auch aus Teilbündeln zusammengesetzt sein, solange jede der Hohlfasermembranen des Bündels in der Anwendung zur Blutbehandlung, zur Filtrierung des Substituats und zur Zuführung des Substituats zum Blut dienen. Ein solcher Aufbau aus Teilbündeln, bei dem die Teilbündel zur Verbesserung der Umströmbarkeit der Hohlfasermembranen mit Wickelfäden umwickelt sind und die Hohlfasermembranen innerhalb der Teilbündel über Stützfäden auf Abstand gehalten sind, ist beispielsweise in der EP-A 732 141 beschrieben. Darüber hinaus können die Hohlfasermembranen auch eine Ondulation aufweisen.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Figuren näher erläutert. Es zeigen in vereinfachter schematischer Darstellung:
Fig. 1: einen Längsschnitt durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit in die Trennwand integrierten Drosseln in Form kurzer Kapillaren, die ringförmig um das Bündel der Hohlfasermembranen herum angeordnet sind,
Fig. 2: einen Längsschnitt durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit in die Trennwand integrierten Drosseln in Form langer Kapillaren, die ringförmig um das Bündel der Hohlfasermembranen herum angeordnet sind,
Fig. 3: Segment eines Längsschnitts durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit einer in eine Hülse eingebetteten Trennwand und mit einem Ringspalt als Drossel, der zwischen Hülse und Gehäuseinnenwand ausgebildet ist,
Fig. 4: Segment eines Längsschnitts durch eine weitere Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Membranmoduls mit einer in eine Hülse eingebetteten Trennwand und mit einem Ringspalt zwischen Hülse und Gehäuseinnenwand als Drossel,
Fig. 5: Segment eines Längsschnitts durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit einer einstellbaren Drossel in Form eines durch gegeneinander verschiebbare Keile ausgebildeten Ringspalts,
Fig. 6: Segment eines Längsschnitts durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit einem in das Gehäuse integrierten Sterilfilter und Drosseln in Form kurzer Kapillaren im Bereich des inneren Substituatteilraums, Fig. 7: Segment eines Längsschnitts durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit einem in das Gehäuse integrierten Sterilfilter und Drosseln in Form kurzer Kapillaren im Bereich des äußeren Substituatteilraums,
Fig. 8: Segment eines Längsschnitts durch einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit einem in das Gehäuse integrierten Sterilfilter und Drosseln in Form eines Ringspalts zwischen Hülse und Gehäuseinnenwand im Bereich des äußeren Substituatteilraums,
Fig. 9: Schema eines Hemodiafiltrationssystems, bei dem ein erfindungsgemäßer Membranmodul eingesetzt ist.
Figur 1 zeigt einen erfindungsgemäßen Membranmodul, welcher bei Hemodiafiltrati- onsverfahren einsetzbar ist, bei denen eine Nachverdünnung des Bluts mit Substituat erfolgt. Der Membranmodul gemäß Figur 1 weist ein zylinderförmiges Gehäuse 1 auf, in dem ein Bündel von in Richtung der Längserstreckung des Gehäuses orientierten Hohlfasermembranen 2 angeordnet ist. Die Hohlfasermembranen sind mit ihren Enden in Vergussmassen 3,4 fluiddicht eingebettet, welche ihrerseits fluiddicht mit der Innenwand des Gehäuses 1 verbunden sind. Die Hohlfasermembranen sind so in die Vergussmassen 3,4 eingebettet, dass ihre Enden durch die Vergussmassen 3,4 hindurchtreten und ihre Lumina in den Verteilerraum 5 bzw. den Sammelraum 6 münden. Der Verteilerraum 5 weist eine Bluteinlasseinrichtung 7 und der Sammelraum 6 eine Blutauslasseinrichtung 8 auf.
Um die Hohlfasermembranen 2 herum ist zwischen den Vergussmassen 3,4 und der Innenwand des Gehäuses 1 ein Außenraum ausgebildet, der entlang der Erstrek- kung der Hohlfasermembranen 2 durch eine quer zu den Hohlfasermembranen 2 verlaufende und im wesentlichen dimensionsstabile Trennwand 9 z.B. aus einer E- poxy- oder Polyurethanvergussmasse in einen Substituatraum 10 und einen Dialysatraum 11 unterteilt ist. Die Trennwand 9 umschließt die einzelnen Hohlfasermembranen 2 und ist für den in Figur 1 dargestellten Fall fluiddicht mit der Gehäusein- nenwand verbunden. In die Trennwand 9 sind als Drosseln kurze Kapillaren 12 eingebettet, welche ringförmig um das Bündel der Hohlfasermembranen 2 herum angeordnet sind. Über diese Kapillaren 12 stehen der Substituatraum 10 und der Dialysatraum 11 miteinander in Fluidverbindung. Um die Kapillaren 12 ringförmig um das Hohlfasermembranbündel anordnen und in der Anwendung eine gute Verteilung der Dialysierflüssigkeit im Substituatraum 10 erreichen zu können, ist das Gehäuse 1 des in Figur 1 gezeigten Membranmoduls im Bereich der Trennwand 9 und im Bereich des Substituatraums 10 in seinem Querschnitt erweitert. Der Substituatraum weist allein eine Einiasseinrichtung 13 für die Dialysierflüssigkeit, der Dialysatraum allein eine Auslasseinrichtung 14 für das Dialysat auf. Im Bereich der Auslasseinrichtung 14 ist der Querschnitt des Gehäuses 1 ebenfalls erweitert, um das Dialysat gleichmäßig aus dem Modul abziehen zu können.
In der Anwendung strömt das Blut, welches durch die Pfeile 15 angedeutet ist, über die Bluteinlasseinrichtung 7 in den Verteilerraum 5, durchströmt die Lumina der Hohlfasermembranen 2, strömt anschließend aus den Hohlfasermembranen 2 in den Sammelraum 6 und wird über die Blutauslasseinrichtung 8 aus dem Membranmodul bzw. Hemodiafilter ausgeleitet. Über die Einlasseinrichtung 13 wird Dialysierflüssigkeit, angedeutet durch den Pfeil 16, in den Substituatraum 10 eingeleitet. Ein Teil der Dialysierflüssigkeit strömt im Bereich des Substituatraums 10 als Substituat in die dort hindurchführenden Hohlfasermembranen 2 ein und vermischt sich mit dem durch die Hohlfasermembranen 2 strömenden Blut. Der größere Teil der Dialysierflüssigkeit strömt über die Drosseln in Form der Kapillaren 12 als Dialysat 17 in den Dialysatraum 11 und durchströmt den Dialysatraum 11 entgegengesetzt zur Strömungsrichtung des Bluts. Hierbei nimmt das Dialysat 17 das über die Wände der Hohlfasermembranen 2 ausströmende Ultrafiltrat zusammen mit den aus dem Blut entfernten harnpflichtigen Substanzen auf. Das mit dem Ultrafiltrat vermischte Dialysat 17 wird über die Auslasseinrichtung 14 aus dem Dialysatraum 11 abgezogen. Bei dem in Figur 1 dargestellten Modul wird dem Blut zunächst das Ultrafiltrat entzogen und anschließend Substituat zugeführt. Es findet also eine Nachverdünnung des Bluts statt. Der in Figur 2 dargestellte erfindungsgemäße Membranmodul ist für Hemodiafiltrati- onsverfahren geeignet, bei denen eine Vorverdünnung des Bluts erfolgt. In wesentlichen Merkmalen entspricht der Membranmodul gemäß Figur 2 dem in Figur 1 dargestellten Membranmodul, so dass die gleichen Teile mit gleichen Bezugszeichen versehen sind und auf eine erneute ausführliche Beschreibung verzichtet wird. Im Unterschied zu dem Membranmodul der Figur 1 sind in der Trennwand 9 des Membranmoduls der Figur 2 jedoch lange Kapillaren 18 als Drosseln ringförmig um das im Gehäuse 1 dieses Moduls befindliche Bündel von Hohlfasermembranen 2 eingebettet. Diese Kapillaren 18 erstrecken sich durch den Dialysatraum 11 hindurch bis kurz vor die der Blutauslasseinrichtung 8 zugewandten Vergussmasse 4. Derartige lange Kapillaren 18 können vorteilhaft zueinander parallel in einer Matte eingebunden werden, die sich dann auf einfache Weise um das Hohlfasermembranbündel herumwickeln läßt. Danach können dann die Kapillaren zusammen mit den Hohlfasermembranen in die Trennwand eingebettet werden.
Bei der Hemodiafiltration wird das Blut über die Bluteinlasseinrichtung 7 und den Verteilerraum 5 in die Hohlfasermembranen 2 geleitet und durchströmt diese. Hierbei wird dem Blut im Bereich des Substituatraums 10 Substituat zugeführt und das Blut dabei mit Substituat verdünnt, bevor es auf seinem weiteren Weg durch die Hohlfasermembranen 2 den Bereich des Dialysatraums 11 durchläuft, in dem ihm über Ultrafiltration durch die Wände der Hohlfasermembranen die erforderliche Flüssigkeitsmenge entzogen wird und dabei die harnpflichtigen Stoffe entfernt werden. Das gereinigte und auf den erforderlichen Flüssigkeitsgehalt eingestellte Blut veriässt den erfindungsgemäßen Membranmodul über die Blutauslasseinrichtung 8.
Die Dialysierflüssigkeit 16 wird über die Einlasseinrichtung 13 in den Substituatraum 10 eingeleitet, der bei der Modulausführung gemäß Figur 2 an dem der Bluteinlasseinrichtung 7 zugewandten Ende der Hohlfasermembranen 2 angeordnet ist. Im Substituatraum 10 strömt ein Teil der Dialysierflüssigkeit als Substituat durch die Wände der Hohlfasermembranen 2 in das durch die Hohlfasermembranen strö- mende Blut und verdünnt dieses. Der größere Teil der Dialysierflüssigkeit strömt als Dialysat 17 über die in der Trennwand 9 als Drosseln eingebetteten langen Kapillaren 18 in den Dialysatraum. Das Dialysat 17 veriässt die Kapillaren in der Nähe der der Blutauslasseinrichtung 8 zugewandten Vergussmasse 4 und durchströmt den Dialysatraum entgegengesetzt zur Strömungsrichtung des Bluts in Richtung auf die Trennwand 9. Hierbei nimmt es das Ultrafiltrat mit den aus dem Blut entfernten harn- pflichtigen Substanzen auf und wird über die in der Nähe der Trennwand 9 liegende Auslasseinrichtung 14 aus dem Dialysatraum 11 abgezogen.
Figur 3 zeigt in gegenüber den Figuren 1 und 2 vergrößerter Darstellung ein den Substituatraum 10 und die Trennwand 9 umfassendes Segment eines erfindungsgemäßen Membranmoduls. Auch die in Figur 3 und den folgenden Figuren gezeigten Membranmodule bzw. Segmente von Membranmodulen entsprechen in wesentlichen Teilen dem in Figur 1 dargestellten Membranmodul, so dass die gleichen Teile mit gleichen Bezugszeichen versehen sind und auf eine erneute ausführliche Beschreibung verzichtet wird. In Figur 3 ist eine Ausführungsform dargestellt, bei der die Trennwand 9 zusammen mit dem Bündel der Hohlfasermembranen 2 fluiddicht in eine formstabile Hülse 19 eingebettet ist. Die Hülse 19 weist gegenüber der Innenwand des Gehäuses einen Abstand auf, wodurch ein die Drossel darstellender Ringspalt 20 ausgebildet ist. Die Drosselwirkung des Ringspalts kann auf einfache Weise über dessen Spaltweite und -länge durch Auswahl der Hülse definiert voreingestellt werden. Zur Stabilisierung des Spalts 20 können zwischen Hülse 19 und Innenwand des Gehäuses 1 Abstandhalter eingebracht werden. Bei dem in Figur 3 dargestellten Membranmodul erfolgt in der Hemodiafiltration eine Nachverdünnung des Bluts mit Substituat. Das Blut 15 durchläuft die Hohlfasermembranen 2 zunächst im Bereich des Dialysatraums 11 und anschließend im Bereich des Substituatraums 10.
Bei dem in Figur 4 dargestellten Segment eines erfindungsgemäßen Membranmoduls wird ebenfalls ein die Drossel ausbildender Ringspalt 20 zwischen einer formstabilen Hülse 21 und der Innenwand des Gehäuses 1 ausgebildet. Die Hülse, die zur Vereinfachung der Fertigung des erfindungsgemäßen Membranmoduls im vorlie- genden Fall das gesamte dem Substituatraum 10 zugewandte Ende des Hohlfasermembranbündels umschließt, ist an ihrem einen Ende fest in das Gehäuse eingeschoben und an ihrem anderen Ende zusammen mit den Hohlfasermembranen in die Vergussmasse 4 eingebettet. Hierdurch wird gleichzeitig eine stabile Positionierung und Ausbildung des Spalts 20 erreicht. Durch eine geeignete Formgebung von Hülse 21 und Gehäuse 1 im Zulaufbereich des Substituatraums 10 und im Zulaufbereich des Dialysatraums 11 sowie durch Öffnungen 22,23 in der Hülse wird eine homogene Verteilung des Substituats bzw. des Dialysats 17 auf die Hohlfasermembranen erreicht. Die Dialysierflüssigkeit 16 wird über die Einlasseinrichtung 13 dem Membranmodul zugeführt und verteilt sich im Bereich des erweiterten Abstands zwischen Hülse 21 und Gehäuse 1 gleichmäßig über den Umfang des Moduls. Durch Öffnungen 22 in der Hülse 21 strömt das Substituat in den Substituatraum 10 ein. Das Dialysat 17 strömt über den die Drossel ausbildenden Spalt 20 in einen Bereich mit erweiterter Spaltweite zwischen Hülse 21 und Innenwand des Gehäuses 1 , wo eine Vergleichmäßigung über dem Umfang erfolgt, bevor das Dialysat 17 durch Öffnungen 23 in den Dialysatraum 11 einströmt.
Figur 5 zeigt eine weitere Variante eines erfindungsgemäßen Membranmoduls, bei dem das Membranbündel zusammen mit der Trennwand 9 in eine Hülse eingeschoben ist. Die Hülse 24 ist im Bereich der Trennwand 9 in Form eines Keils 25 ausgeführt, wobei die Keilfläche nach außen zeigt. An die Innenwand des Gehäuses 1 ist in diesem Bereich ebenfalls ein Keil 26 angebracht, dessen Keilfläche nach innen zeigt und der den Keil 25 der Hülse 24 ringförmig umschließt. Zwischen den Keilflächen der Keile 25,26 ist ein Ringspalt 20 ausgebildet, der als Drossel fungiert. Die Spaltweite des Ringspalts und damit die Drosselwirkung ist bei der in Figur 5 gezeigten Ausführung durch Verschieben des an der Gehäusewand angebrachten Keils 26 einstellbar. Wie angedeutet kann der Keil 26 über ein durch die Gehäusewand hindurchtretendes Verstellglied 27 in Längserstreckung des Gehäuses von außen verstellt werden. In Figur 6 ist ein Segment eines erfindungsgemäßen Membranmoduls mit einem im Gehäuse 1 integrierten Sterilfilter 28 zur Sterilfiltration der Dialysierflüssigkeit 16 dargestellt. Der Sterilfilter 28, vorzugsweise in Gestalt einer bakterien- und endotoxin- dichten Flachmembran, umschließt das Hohlfasermembranbündel im Bereich des Substituatraums und teilt den Substituatraum in einen äußeren Substituatteilraum 29, der über die Trennwand 9 vom Dialysatraum 11 fluiddicht getrennt ist, und in einen inneren Substituatteilraum 30, der über als Drosseln fungierende kurze Kapillaren 12 mit dem Dialysatraum 11 in Fluidverbindung steht. Der Sterilfilter lässt sich auf einfache Weise zusammen mit den Hohlfasermembranen 2 in die Vergussmasse 4 und die Trennwand 9 fluiddicht einbetten. Bei der in Figur 6 gezeigten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Hemodiafilters wird in der Anwendung die über die Einiass- einrichtung 13 in das Gehäuse eingeleitete Dialysierflüssigkeit im äußeren Substituatteilraum über den gesamten Umfang gleichmäßig verteilt und strömt vollständig durch den Sterilfilter 28. Durch die in die Trennwand 9 im Bereich des inneren Substituatteilraums 30 über den gesamten Bündelquerschnitt verteilten kurzen Kapillaren 12 wird das Dialysat 17 in den Dialysatraum 11 geleitet.
Figur 7 zeigt ebenfalls einen erfindungsgemäßen Membranmodul mit integriertem Sterilfilter 28, der den Substituatraum in einen äußeren Substituatteilraum 29 und einen inneren Substituatteilraum 30 unterteilt. Im Unterschied zu dem Modul gemäß Figur 6 sind bei dem Modul gemäß Figur 7 die als Drosseln fungierenden kurzen Kapillaren 12 so ringförmig um das Hohlfasermembranbündel in der Trennwand angeordnet, dass nur der äußere Substituatteilraum 29 mit dem Dialysatraum 11 in Fluidverbindung steht. Der innere Substituatteilraum 30 hingegen ist fluiddicht gegenüber dem Dialysatraum 11 abgetrennt. Bei dieser Ausführungsform wird nur der Teil der Dialysierflüssigkeit 16, der über die Wände der Hohlfasermembranen 2 dem Blut als Substituat zugeführt wird, der Sterilfiltration unterzogen. Der überwiegende Teil der Dialysierflüssigkeit 16 strömt als Dialysat 17, weiches nicht den hohen Reinheitsanforderungen entsprechen muss wie das Substituat, ohne den Sterilfilter 28 zu durchlaufen aus dem äußeren Substituatteilraum 29 über die Kapillaren 12 in der Dialysatraum 11. Der in Figur 8 dargestellte erfindungsgemäße Membranmodul ist vom Aufbau her ähnlich dem der Figur 7 und weist einen in den Membranmodul integrierten Sterilfilter 28 auf, der den Substituatraum in einen äußeren Substituatteilraum 29 und einen inneren Substituatteilraum 30 unterteilt, wobei der äußere Substituatteilraum 29 mit dem Dialysatraum 11 in Fluidverbindung steht. Hierdurch wird beim Einsatz dieses Membranmoduls allein der letztlich als Substituat dem Blut zuzuführende Teil der Dialysierflüssigkeit 16 über den Sterilfilter 28 gefiltert, wohingegen der Dialysatteil 17 ohne diese Sterilfiltrierung in den Dialysatraum 11 übergeleitet wird. Die Drossel ist wie auch in dem in Figur 4 gezeigten Modul durch einen Ringspalt 20 gebildet, der im Bereich der Trennwand 9 zwischen einer Hülse 21 und der Innenwand des Gehäuses 1 gebildet ist. Die Hülse 21 der in Figur 8 gezeigten Ausführungsform entspricht derjenigen, die auch bei dem Membranmodul der Figur 4 eingesetzt ist, so dass hinsichtlich der Merkmale der Hülse auf die Ausführungen zu Figur 4 verwiesen wird.
In Figur 9 ist vereinfacht der grundsätzliche Aufbau eines Hemodiafiltrationssystems dargestellt, in welchem ein erfindungsgemäßer Membranmodul eingesetzt ist. Bei dem in Figur 9 dargestellten, den erfindungsgemäßen Membranmodul bzw. Hemodiafilter 31 enthaltenden Hemodiafiltrationssystem wird das dem Patienten entnommene Blut in Pfeilrichtung a über eine Blutzuführleitung 32 der Bluteinlasseinrichtung 7 des Hemodiafilters 31 zugeführt und durch das Lumen der im Membranmodul angeordneten Hohlfasermembranen geleitet. Das gereinigte Blut wird über die Blutauslasseinrichtung 8 des Hemodiafilters 31 aus diesem abgeleitet, in Pfeilrichtung a über die Blutabführleitung 33 in eine Tropfkammer 34 geleitet und von dort dem Patienten wieder zugeführt.
Die Dialysierflüssigkeit wird in Pfeilrichtung b über die Dialysierflüssigkeitsleitung 35 und die Einlasseinrichtung 13 für die Dialysierflüssigkeit in den Substituatraum 10 des Hemodiafilters 31 geleitet. Zur Druckerhöhung kann in die Dialysierflüssigkeitsleitung 35 eine Zentrifugalpumpe eingebaut sein. Aus dem Substituatraum 10 strömt ein Teil der Dialysierflüssigkeit als Substituat über die Wände der im Hemodiafilter 31 angeordneten Hohlfasermembranen in das Lumen der Hohlfasermembranen, wo das Substituat mit dem das Lumen durchströmenden Blut vermischt wird. Der überwiegende Teil der Dialysierflüssigkeit strömt über die in der Trennwand 9 angeordneten Drosseln, die in dieser Darstellung als kurze Kapillaren 12 angedeutet sind, als Dialysat in den Dialysatraum 11. Das im Dialysatraum 11 mit dem aus dem Blut entzogenen Ultrafiltrat angereicherte Dialysat veriässt über die Auslasseinrichtung 14 für das Dialysat den Modul und wird über die Dialysatleitung 36 in Pfeilrichtung c mittels der Dialysatflusspumpe 37 abgezogen. Über die Bilanziereinheit 38 erfolgt eine Kontrolle des Dialysierflüssigkeits-/Dialysatkreislaufs und über die Ultrafiltratpumpe 39 eine Einstellung des im Bereich des Dialysatraums 11 dem Blut entzogenen Nettofil- tratstroms. Die Bilanziereinheit 38 arbeitet dabei so, dass der über die Pumpe 37 geförderte Volumenstrom durch einen gleich großen Volumenstrom an frischer Dialysierflüssigkeit ersetzt wird.
Das Hemodiafiltrationssystem gemäß Figur 9 ist aufgrund der Verwendung des erfindungsgemäßen Membranmoduls gegenüber bekannten Hemodiafiltrationssyste- men deutlich vereinfacht. So sind beispielsweise bei on-line Hemodiafiltrationssy- stemen, wie sie z.B. aus der DE-A 19607 162 bekannt sind, stets separate Vorrich tungen erforderlich, um einen Teil der Dialysierflüssigkeit als Substituat aus der Zuführungsleitung für die Dialysierflüssigkeit zu entnehmen und über eine separate Zuführung dem Blutkreislauf zuzuführen, wobei jedoch über eine zentrale Bilanziereinheit der Flüssigkeitshaushalt des Patienten unter Beachtung aller zugesetzten und entzogenen Flüssigkeiten zentral gesteuert wird, d.h. auch das Substituat wird durch die Bilanziereinheit direkt erfasst. Bei Verwendung des erfindungsgemäßen Membranmoduls sind im Hemodiafiltrationssystem keine separaten Vorrichtungen wie Leitungen oder Regelorgane zur Zuführung des Substituats zum Blutkreislauf erforderlich, da die Aufteilung der Dialysierflüssigkeit in Dialysat und Substituat im Membranmodul selbst über die erfindungsgemäß eingesetzte mindestens eine Drossel erfolgt.

Claims

Patentansprüche:
1. Membranmodul zur Hemodiafiltration, umfassend ein zylinderförmiges Gehäuse (1) mit einer Längserstreckung, in welchem ein in Richtung der Längserstrek- kung des Gehäuses (1) orientiertes Bündel von lumenseitig durchströmbaren Hohlfasermembranen (2) mit semipermeabler Wand angeordnet ist, deren Enden in eine erste und eine zweite mit der Gehäuseinnenwand fluiddicht verbundene Vergussmasse (3,4) so fluiddicht eingebettet sind, dass um die Hohlfasermembranen (2) herum ein von der ersten und der zweiten Vergussmasse (3,4) sowie der Gehäuseinnenwand begrenzter Außenraum ausgebildet wird, der entlang der Längserstreckung des Gehäuses (1) durch eine jede Hohlfasermembran (2) umschließende und zu den Hohlfasermembranen (2) im wesentlichen quer verlaufende Trennwand (9) aus einem im wesentlichen dimensionsstabilen Material in einen Dialysatraum (11) und einen Substituatraum (10) unterteilt wird, wobei der Dialysatraum (11) und der Substituatraum (10) jeweils zumindest eine Öffnung zur Einleitung bzw. zur Ausleitung eines Fluids aufweisen (13,14), dadurch gekennzeichnet, dass im Außenraum mindestens eine Drossel angeordnet ist, über die der Dialysatraum (11) und der Substituatraum (10) miteinander in Fluidverbindung stehen.
2. Membranmodui nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Trennwand (9) fluiddicht mit der Gehäuseinnen wand verbunden und die mindestens eine Drossel in die Trennwand (9) integriert ist.
3. Membranmodul nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die in die Trennwand (9) integrierte mindestens eine Drossel mindestens eine Kapillare (12,18) ist, über deren Lumen der Dialysatraum (11) und der Substituatraum (10) miteinander in Fluidverbindung stehen.
4. Membranmodul nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass sich die mindestens eine Kapillare (18) durch den Dialysatraum hindurch erstreckt und im Bereich vor der den Dialysatraum (11) begrenzenden Vergussmasse (4) endet und dass die Öffnung des Dialysatraums (11) zur Trennwand (9) benachbart ist.
5. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass in die Trennwand (9) mehrere Kapillaren (12,18) eingebracht sind, die um das Bündel der Hohlfasermembranen (2) herum angeordnet sind.
6. Membranmodul nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass in die Trennwand (9) eine einzelne, sich durch den Dialysatraum (11) hindurch erstrek- kende Kapillare (12,18) eingebracht ist, die zentral im Bündel der Hohlfasermembranen (2) angeordnet ist.
7. Membranmodul nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Drossel ein Ringspalt (20) ist, der zwischen der Trennwand (9) und der Gehäuseinnenwand ausgebildet ist.
8. Membranmodul nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Trennwand (9) in eine Hülse (19,21,24) eingebettet ist und die mindestens eine Dros- sei ein Ringspalt (20) ist, der zwischen der Außenseite der Hülse (19,21,24) und der Gehäuseinnenwand ausgebildet ist.
9. Membranmodul nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Drosseln in Form von Ringspaltsegmenten in der Trennwand (9) um das Bündel der Hohlfasermembranen (2) herum oder an der Trennwand (9) an deren äußerem Umfang angeordnet sind.
10. Membranmodul nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Drossel einstellbar ist.
11. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass in Richtung der Längserstreckung des Gehäuses (1) gesehen das Verhältnis / U der Erstreckung des Dialysatraums (11) zur Erstreckung Ls des Substituatraums (10) im Bereich zwischen 3 und 20 liegt.
12. Membranmodul nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis zwischen 5 und 15 liegt.
13. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Trennwand (9) aus einer Vergussmasse besteht.
14. Membranmodul nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Trennwand (9), die erste und die zweite Vergussmasse (3,4) aus dem gleichen Material bestehen.
15. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Trennwand (9) eine Dicke zwischen 1 und 15 mm aufweist.
16. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Gehäuse (1) im Bereich des Dialysatraums (11) das Bündel der Hohlfasermembranen (2) mit seiner Innenseite eng anliegend umschließt und im Bereich der Trennwand (9) und des Substituatraums (10) eine Erweiterung des Querschnitts aufweist.
17. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass im Bereich des Substituatraums (10) um das Bündel der Hohlfasermembranen (2) herum ein das Bündel umschließender Sterilfilter (28) angeordnet ist.
18. Membranmodul nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Sterilfilter (28) eine mikroporöse Flachmembran ist.
19. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Hohlfasermembranen (2) eine Ultrafiltrationsrate für Wasser zwischen 20 und 1500 ml/(h m2 mmHg) aufweisen.
20. Membranmodul nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Hohlfasermembranen (2) endotoxindicht sind.
21. Verwendung des Membranmoduls nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 20 zur Hemodiafiltration.
PCT/EP2000/009179 1999-10-06 2000-09-20 Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts WO2001024849A1 (de)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
AT00964208T ATE294598T1 (de) 1999-10-06 2000-09-20 Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts
EP00964208A EP1218040B1 (de) 1999-10-06 2000-09-20 Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts
JP2001527848A JP2003511103A (ja) 1999-10-06 2000-09-20 血液の前希釈又は後希釈を統合して行なう血液透析濾過用の膜モジュール
DE50010246T DE50010246D1 (de) 1999-10-06 2000-09-20 Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts
US10/089,943 US6918886B1 (en) 1999-10-06 2000-09-20 Membrane module for the hemodiafiltration with integrated pre- or postdilution of the blood

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19947901.1 1999-10-06
DE19947901 1999-10-06

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2001024849A1 true WO2001024849A1 (de) 2001-04-12

Family

ID=7924533

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2000/009179 WO2001024849A1 (de) 1999-10-06 2000-09-20 Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts

Country Status (6)

Country Link
US (1) US6918886B1 (de)
EP (1) EP1218040B1 (de)
JP (1) JP2003511103A (de)
AT (1) ATE294598T1 (de)
DE (1) DE50010246D1 (de)
WO (1) WO2001024849A1 (de)

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005044339A3 (en) * 2003-11-05 2005-08-11 Baxter Int High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system
US8992463B2 (en) 2007-11-09 2015-03-31 Baxter International Inc. Balanced flow dialysis machine
US9697334B2 (en) 2008-07-09 2017-07-04 Baxter International Inc. Dialysis system having approved therapy prescriptions presented for selection
US9764074B1 (en) 2002-07-19 2017-09-19 Baxter International Inc. Systems and methods for performing dialysis
WO2017205784A1 (en) * 2016-05-27 2017-11-30 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Hemotransfiltration hollow fiber device
US9925320B2 (en) 2007-10-24 2018-03-27 Baxter International Inc. Renal therapy machine and system including a priming sequence
US10232103B1 (en) 2001-11-13 2019-03-19 Baxter International Inc. System, method, and composition for removing uremic toxins in dialysis processes
US10926019B2 (en) 2019-06-05 2021-02-23 Choon Kee Lee Gradient dialysate hemodiafiltration
CN113456914A (zh) * 2021-07-06 2021-10-01 广州市恩德氏医疗制品实业有限公司 一种平板收卷式透析器

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030010718A1 (en) 2001-07-12 2003-01-16 Nxstage Medical, Inc. Hemodilution cap and methods of use in blood-processing procedures
US8038639B2 (en) 2004-11-04 2011-10-18 Baxter International Inc. Medical fluid system with flexible sheeting disposable unit
US8803044B2 (en) * 2003-11-05 2014-08-12 Baxter International Inc. Dialysis fluid heating systems
US8809773B2 (en) * 2005-03-22 2014-08-19 Carnegie Mellon University Membrane interface apparatus and method for mass spectrometry
JP4899040B2 (ja) * 2005-07-01 2012-03-21 国立大学法人 岡山大学 ビリルビン変性器及びビリルビン透析装置
US20070154240A1 (en) * 2005-12-29 2007-07-05 Elbert Donald L Conductive roller for an image forming apparatus
JP4821466B2 (ja) * 2006-07-03 2011-11-24 富士ゼロックス株式会社 液滴吐出ヘッド
US8266791B2 (en) * 2007-09-19 2012-09-18 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Method of fabricating microfluidic structures for biomedical applications
US7871520B2 (en) * 2007-12-18 2011-01-18 Milton Roy Company High-temperature membrane distillation
US7608185B2 (en) * 2007-12-18 2009-10-27 Hamilton Sundstrand Corporation Hollow fiber membrane modules for use in distillation systems
US20090234332A1 (en) * 2008-03-17 2009-09-17 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc Artificial microvascular device and methods for manufacturing and using the same
WO2009127626A1 (en) * 2008-04-15 2009-10-22 Gambro Lundia Ab Blood treatment apparatus
US20100025219A1 (en) * 2008-07-29 2010-02-04 Milton Roy Company System and method for membrane distillation with low reynolds numbers
US20100051549A1 (en) * 2008-08-29 2010-03-04 Milton Roy Company Heat recuperating membrane distillation apparatus and system
US20100065496A1 (en) * 2008-09-12 2010-03-18 Milton Roy Company Membrane distillation pressure control system and method
US20110082563A1 (en) * 2009-10-05 2011-04-07 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Microscale multiple-fluid-stream bioreactor for cell culture
WO2011044116A2 (en) * 2009-10-05 2011-04-14 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Three-dimensional microfluidic platforms and methods of use and manufacture thereof
US20110180383A1 (en) * 2010-01-27 2011-07-28 Milton Roy Company Membrane distillation system and method
US20110180479A1 (en) * 2010-01-27 2011-07-28 Milton Roy Company Zero liquid discharge water treatment system and method
CN107249664B (zh) * 2015-02-24 2020-11-10 泰尔茂株式会社 中空纤维型血液处理装置的制造方法及中空纤维型血液处理装置
CN107847870B (zh) * 2015-07-09 2021-09-07 恩特格里斯公司 混合灌封树脂及其用途
CN106422790A (zh) * 2016-11-23 2017-02-22 朱斌 一种高效膜组件结构
EP3691775A1 (de) 2017-10-05 2020-08-12 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Polysulfon-urethan-copolymer, membranen und produkte damit und verfahren zur herstellung und verwendung davon
DE102018100568A1 (de) * 2018-01-11 2019-07-11 B. Braun Avitum Ag Blutbehandlungsmaschine mit einem Hohlfaserfiltermodul zur horizontalen Anordnung sowie ein Hohlfaserfiltermodul und dessen Verwendung
CN110141702A (zh) * 2019-05-13 2019-08-20 谢华南 逆变流血液透析滤过方法与装置、血滤组件及其管路组件

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2851929A1 (de) 1978-12-01 1980-06-04 Peter Weiss Dialysator fuer kuenstliche nieren
EP0079781A2 (de) * 1981-11-13 1983-05-25 Theodore E. Spielberg Ultrafiltrierendes hybrides künstliches Organ
EP0451429A2 (de) 1990-03-09 1991-10-16 BELLCO S.p.A. Einrichtung zur Blutreinigung
EP0692269A2 (de) 1994-07-13 1996-01-17 Fresenius AG Hämo(dia)filtrationsvorrichtung mit Filtratflusssteuerung
EP0701826A2 (de) 1994-09-02 1996-03-20 Terumo Kabushiki Kaisha Dialysegerät
EP0732141A1 (de) 1995-03-11 1996-09-18 Akzo Nobel N.V. Hohlfadenbündel sowie Stoff- und/oder Wärmetauscher
DE19607162A1 (de) 1996-02-26 1997-09-04 Fresenius Ag Dialysator
US5730712A (en) * 1994-01-17 1998-03-24 Althin Medical, Inc. Extracorporeal blood treatment apparatus and method
JPH10118472A (ja) 1996-10-15 1998-05-12 Nikkiso Co Ltd 中空糸膜及びその製造方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS551816A (en) * 1978-06-15 1980-01-09 Mitsubishi Rayon Co Ltd Vapor-liquid contactor
IT1215765B (it) 1988-01-22 1990-02-22 Grace W R & Co Dispositivo di emodiafiltrazione erelativo procedimento di emodiafiltrazione.
DE19518624C1 (de) 1995-05-24 1996-11-21 Akzo Nobel Nv Synthetische Trennmembran
JPH09286920A (ja) * 1996-04-24 1997-11-04 Fuji Syst Kk シリコーンゴム中空糸及びその製造方法
JP2003527167A (ja) * 1999-12-23 2003-09-16 メムブラーナ ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング 血液透析濾過システム

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2851929A1 (de) 1978-12-01 1980-06-04 Peter Weiss Dialysator fuer kuenstliche nieren
EP0079781A2 (de) * 1981-11-13 1983-05-25 Theodore E. Spielberg Ultrafiltrierendes hybrides künstliches Organ
EP0451429A2 (de) 1990-03-09 1991-10-16 BELLCO S.p.A. Einrichtung zur Blutreinigung
US5730712A (en) * 1994-01-17 1998-03-24 Althin Medical, Inc. Extracorporeal blood treatment apparatus and method
EP0692269A2 (de) 1994-07-13 1996-01-17 Fresenius AG Hämo(dia)filtrationsvorrichtung mit Filtratflusssteuerung
EP0701826A2 (de) 1994-09-02 1996-03-20 Terumo Kabushiki Kaisha Dialysegerät
EP0732141A1 (de) 1995-03-11 1996-09-18 Akzo Nobel N.V. Hohlfadenbündel sowie Stoff- und/oder Wärmetauscher
DE19607162A1 (de) 1996-02-26 1997-09-04 Fresenius Ag Dialysator
JPH10118472A (ja) 1996-10-15 1998-05-12 Nikkiso Co Ltd 中空糸膜及びその製造方法

Cited By (48)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10980931B2 (en) 2001-11-13 2021-04-20 Baxter International Inc. System, method, and composition for removing uremic toxins in dialysis processes
US10232103B1 (en) 2001-11-13 2019-03-19 Baxter International Inc. System, method, and composition for removing uremic toxins in dialysis processes
US9764074B1 (en) 2002-07-19 2017-09-19 Baxter International Inc. Systems and methods for performing dialysis
US9675745B2 (en) 2003-11-05 2017-06-13 Baxter International Inc. Dialysis systems including therapy prescription entries
US9872950B2 (en) 2003-11-05 2018-01-23 Baxter International Inc. Renal therapy system having pump reversing fluid control
US9005152B2 (en) 2003-11-05 2015-04-14 Baxter International Inc. Dialysis system with cassette based balance chambers and volumetric pumps
US8029454B2 (en) 2003-11-05 2011-10-04 Baxter International Inc. High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system
US9050411B2 (en) 2003-11-05 2015-06-09 Baxter International Inc. Dialysis system including downloaded prescription entry
US9072830B2 (en) 2003-11-05 2015-07-07 Baxter International Inc. Systems and methods for priming sorbent-based hemodialysis
US9072843B2 (en) 2003-11-05 2015-07-07 Baxter International Inc. Renal therapy system having pump reversing fluid control
US9072831B2 (en) 2003-11-05 2015-07-07 Baxter International Inc. Medical fluid pump valve integrity test methods and systems
US9144641B2 (en) 2003-11-05 2015-09-29 Baxter International Inc. Dialysis system with balance chamber prime and rinseback
US9155825B2 (en) 2003-11-05 2015-10-13 Baxter International Inc. Hemodialysis system using sorbent and reservoir
US9168333B2 (en) 2003-11-05 2015-10-27 Baxter International Inc. Dialysis system including disposable cassette
US9216246B2 (en) 2003-11-05 2015-12-22 Baxter International Inc. Renal failure therapy machines and methods including conductive and convective clearance
US9302039B2 (en) 2003-11-05 2016-04-05 Baxter International Inc. Hemodialysis system including a disposable cassette
US9364602B2 (en) 2003-11-05 2016-06-14 Baxter International Inc. Systems and methods for priming sorbent-based hemodialysis using dialysis fluid
US9387286B2 (en) 2003-11-05 2016-07-12 Baxter International Inc. Dialysis system including peristaltic tubing pumping cassette
US8894600B2 (en) 2003-11-05 2014-11-25 Baxter International Inc. Hemodialysis system including on-line dialysate generation
US9421313B2 (en) 2003-11-05 2016-08-23 Baxter International Inc. Hemodialysis system with horizontal cassette roller pumps
US10426883B2 (en) 2003-11-05 2019-10-01 Baxter International Inc. Systems and methods for priming hemodialysis using multiple fluid sources
US9550020B2 (en) 2003-11-05 2017-01-24 Baxter International Inc. Dialysis system with a varying rate ultrafiltration profile
US9572919B2 (en) 2003-11-05 2017-02-21 Baxter International Inc. Dialysis system with cassette based balance chambers and volumetric pumps
US9642961B2 (en) 2003-11-05 2017-05-09 Baxter International Inc. Renal failure therapy machines and methods including convective and diffusive clearance
WO2005044339A3 (en) * 2003-11-05 2005-08-11 Baxter Int High convection home hemodialysis/hemofiltration and sorbent system
US9039648B2 (en) 2003-11-05 2015-05-26 Baxter International Inc. Dialysis system with enhanced features
EP1684825B2 (de) † 2003-11-05 2021-11-03 Baxter International Inc. Hochkonvektions-hämodialyse/hämofiltrations- und sorbenssystem für zu hause
US9480784B2 (en) 2003-11-05 2016-11-01 Baxter International Inc. Dialysis system with balance chamber prime and rinseback
US10293096B2 (en) 2003-11-05 2019-05-21 Baxter International Inc. Dialysis system including cassette with pumping tubes
US9889243B2 (en) 2003-11-05 2018-02-13 Baxter International Inc. Dialysis system including automatic priming
US10245370B2 (en) 2003-11-05 2019-04-02 Baxter International Inc. Renal failure therapy machines and methods including convective and diffusive clearance
US10183109B2 (en) 2003-11-05 2019-01-22 Baxter International Inc. Hemodialysis system including a disposable cassette
US8858488B2 (en) 2003-11-05 2014-10-14 Baxter International Inc. Dialysis system including blood and dialysate cassette
US10245369B2 (en) 2003-11-05 2019-04-02 Baxter International Inc. Systems and methods for priming hemodialysis using dialysis fluid
US9925320B2 (en) 2007-10-24 2018-03-27 Baxter International Inc. Renal therapy machine and system including a priming sequence
US10695479B2 (en) 2007-10-24 2020-06-30 Baxter International Inc. Renal therapy machine and method including a priming sequence
US11291752B2 (en) 2007-10-24 2022-04-05 Baxter International Inc. Hemodialysis system including a disposable set and a dialysis instrument
US11975129B2 (en) 2007-10-24 2024-05-07 Baxter International Inc. Hemodialysis system including a disposable set and a dialysis instrument
US11931492B2 (en) 2007-11-09 2024-03-19 Baxter International Inc. Balanced flow dialysis machine
US11052180B2 (en) 2007-11-09 2021-07-06 Baxter International Inc. Balanced flow dialysis machine
US8992463B2 (en) 2007-11-09 2015-03-31 Baxter International Inc. Balanced flow dialysis machine
US9415150B2 (en) 2007-11-09 2016-08-16 Baxter Healthcare S.A. Balanced flow dialysis machine
US9697334B2 (en) 2008-07-09 2017-07-04 Baxter International Inc. Dialysis system having approved therapy prescriptions presented for selection
US10512717B2 (en) 2016-05-27 2019-12-24 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Hemotransfiltration hollow fiber device
WO2017205784A1 (en) * 2016-05-27 2017-11-30 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Hemotransfiltration hollow fiber device
US10926019B2 (en) 2019-06-05 2021-02-23 Choon Kee Lee Gradient dialysate hemodiafiltration
CN113456914A (zh) * 2021-07-06 2021-10-01 广州市恩德氏医疗制品实业有限公司 一种平板收卷式透析器
CN113456914B (zh) * 2021-07-06 2023-11-07 广州市恩德氏医疗制品实业有限公司 一种平板收卷式透析器

Also Published As

Publication number Publication date
ATE294598T1 (de) 2005-05-15
EP1218040B1 (de) 2005-05-04
EP1218040A1 (de) 2002-07-03
US6918886B1 (en) 2005-07-19
DE50010246D1 (de) 2005-06-09
JP2003511103A (ja) 2003-03-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1218040B1 (de) Membranmodul zur hemodiafiltration mit integrierter vor- oder nachverdünnung des bluts
EP1244480A1 (de) Hemodiafiltrationssystem
DE3901446C2 (de) Hemodiafiltrationspatrone
DE2827256C2 (de) Hämodialyse-Vorrichtung
DE60120761T2 (de) Hämodiafiltration/hämofiltrations-patronen
DE3101159C2 (de) Verfahren zur Reinigung von Blut und künstliche Niere zur Durchführung des Verfahrens
DE60030885T2 (de) Filterkartusche für sterile flüssigkeit und verfahren zu dessen verwendung
DE69634352T2 (de) Methode zur Herstellung einer teildurchlässigen Hohlfasermembran aus Polysulfon
DE4320198C1 (de) Vorrichtung zum Gasaustausch, insbesondere zum Oxygenieren von Blut
EP0283826A2 (de) Kapillarfilteranordnung zur Sterilisation von flüssigen Medien
DE102011107980B4 (de) Filtermodul, Verfahren zur Herstellung eines Hohlfasermembranbündels, Disposable und Blutbehandlungsvorrichtung
WO2018104498A9 (de) Hohlfasermembran mit verbesserter trennleistung und herstellung einer hohlfasermembran mit verbesserter trennleistung
AT12003U1 (de) Permselektive asymmetrische hohlfasermembran für die abtrennung toxischer mediatoren aus blut
DE3422435A1 (de) Verfahren und vorrichtung zur selektiven abtrennung pathologischer und/oder toxischer spezies aus blut oder blutplasma unter verwendung von filterkerzen
DE2646459A1 (de) Verteilvorrichtung und mit dieser versehene blutdialysevorrichtung
DE102004008221B4 (de) Dialysemembran mit verbesserter Mittelmolekülentfernung
DE102017210134A1 (de) System zur extrakorporalen Blutbehandlung, Behandlungsvorrichtung, Kit und Verfahren zum Betreiben eines Systems zur extrakorporalen Blutbehandlung
DE69902986T4 (de) Infusionsfilter
EP2440265B1 (de) Dialysevorrichtung
WO2014177697A1 (de) Dialysator für die blutwäsche mit kapillarmembranen, spinnanlage für kapillaren und verfahren zur herstellung von kapillaren
DE102017204524A1 (de) Hohlfasermembran mit verbesserten Diffusionseigenschaften
DE3629925C2 (de) Celluloseester-Hohlfaser-Membran zur Plasma-Abtrennung
DE69927092T2 (de) Hohlfaserhämodialysator
DE4118625C1 (en) Sterile blood purifier filter for dialysis etc. - includes blood and dialysate chambers sepd. by semipermeable member with fluid supply- and run=off lines and hollow fibre filters for pyrogen retention
DE3435883A1 (de) Dialysator

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): JP US

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE CH CY DE DK ES FI FR GB GR IE IT LU MC NL PT SE

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
DFPE Request for preliminary examination filed prior to expiration of 19th month from priority date (pct application filed before 20040101)
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2000964208

Country of ref document: EP

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 2000964208

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 10089943

Country of ref document: US

WWG Wipo information: grant in national office

Ref document number: 2000964208

Country of ref document: EP