HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Gebiet der Erfindung:
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Die vorliegende Erfindung betrifft einen Dialysator.
Genauer betrifft sie einen Dialysator eines Hohlfasermembrantyps
zur Verwendung für die Therapie durch Blutreinigung.
Beschreibung des Standes der Technik:
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Bei der Therapie durch Blutreinigung waren das Verfahren
der Hemodiafiltration, das Verfahren der leitungsgebundenen
Hemodiafiltration [Henderson, L. W. et al.: Trans. Am. Soc.
Artif. Intern. Organs, 24, 465-467 (1978)] und das Verfahren der
Zug-Druck-Hemodiafiltration (Usuda, M. et al: Trans. Am. Soc.
Artif. Intern. Organs, 28, 24-27 (1982)] als Einrichtung zum
Ausführen einer Massenverschiebung zwischen Blut und einer
Dialyseflüssigkeit in der Technik bekannt.
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Die Massenverschiebung von Flüssigkeiten bei dem oben
erwähnten Verfahren der Hemodiafiltration bedarf der Verwendung
einer großen Menge einer pyrogenfreien Verschiebeflüssigkeit
zusätzlich zu der Dialyseflüssigkeit. Die Herstellung dieser
Verschiebeflüssigkeit benötigt einen hohen Aufwand an Arbeit
und Zeit und bringt ebenfalls hohe Kosten mit sich, da die
Verschiebeflüssigkeit teuer ist.
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Das Verfahren der oben erwähnten leitungsgebundenen
Hemodiafiltration und das Verfahren der oben erwähnten Zug-Druck-
Hemodiafiltration hingegen unterliegen nicht den oben
erwähnten Nachteilen, da sie ihre Dialyseflüssigkeiten gleichzeitig
als Verschiebeflüssigkeiten verwenden. Jedoch erfordert das
Verfahren der leitungsgebundenen Hemodiafiltration eine
Vorrichtung, welche ausschließlich zum Extrahieren eines Teils
der Dialyseflüssigkeit aus einem Kreislauf für die
Dialyseflüssigkeit und zum Zuführen der extrahierten
Dialyseflüssigkeit in einen Kreislauf für die extrakorporale Blutzirkulation
verwendet wird. Das Verfahren der Zug-Druck-Hemodiafiltration
erfordert ein Vorsehen in der Mitte des Kreislaufs für die
Dialyseflüssigkeit einer Dialyseflüssigkeits-Zuführ- und
Wiedergewinnungsleitung, welche mit einer Umkehrpumpe und einem
Dialyseflüssigkeitsbehälter versehen und von dem Kreislauf zum
chronologischen Ändern der Richtungen einer Ultrafiltration
von Blut und der Dialyseflüssigkeit abgezweigt ist.
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Daher befinden sich diese Verfahren unabänderlich im
Nachteil, indem sie das Vorsehen einer zusätzlichen Vorrichtung
von ausschließlicher Verwendung erforderlich machen und
demzufolge den Aufbau des Kreislaufs komplizieren.
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Außerdem ist ein Dialysator mit einer Vielzahl von
gebündelten Kapillargefäßen, welche in einem Zylinder untergebracht
und an den gegenüberliegenden Enden davon mit
Blutflußöffnungen des Zylinders verbunden sind, wobei der Innendurchmesser
des Zylinders beinahe in der Mitte der Länge davon verringert
ist, so daß die Kapillargefäße dichter in dem Abschnitt des
verringerten Innendurchmessers als in den anderen Abschnitten
gebündelt sind, in der Technik bekannt (JP-810022911).
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Die Tatsache, daß der Innendurchmesser des Zylinders wie
oben beschrieben verringert ist, setzt jedoch voraus, daß der
Gesamtumfang des Bündels der Hohlfasermembrane dazu bestimmt
ist, durch harte Zylinderränder, welche den Abschnitt des
verringerten Innendurchmessers definieren, vermindert zu werden.
Daher weist dieser Dialysator den Nachteil auf, daß diese an
den Umfang des Bündels angrenzenden Hohlfasermembrane unter
dem Druck deformiert werden und das Verdichtungsverhältnis des
Bündels in dem Kernabschnitt davon (das heißt den Lücken
zwischen den benachbarten Hohlfasermembranen) unverändert bleibt.
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Ferner weist der Dialysator aufgrund der Tatsache, daß der
verringerte Innendurchmesser das Einführen des Bündels von
Hohlfasermembranen in den Zylinder erschwert, den weiteren
Nachteil auf, daß die Arbeit des Zusammenbaus übermäßig viel
Zeit in Anspruch nimmt und zu einem Kostenanstieg führt.
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US-A-4 219 426 offenbart einen Hemodialysator, welcher ein
Gehäuse umfaßt, in welchem ein Bündel durchlässig-selektiver
Hohlfasermembrane untergebracht ist, welches
Verengungsabschnitte durch die Verwendung von elastischen Trageringen
aufweist. Die Verengungen sollen dem Dialysator eine verbesserte
Wirksamkeit verleihen.
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Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung,
einen neuartigen Dialysator zu schaffen.
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Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung,
einen Dialysator zu schaffen, welcher die Durchführung einer
Hemodialyse einer Massenverschiebung mit einem einfachen
Aufbau ohne zusätzliche Erfordernis einer speziellen Vorrichtung
ermöglicht.
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Es ist noch eine weitere Aufgabe der vorliegenden
Erfindung, einen Dialysator zu schaffen, welcher einfach aufgebaut
und daher leicht hergestellt ist.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die oben erwähnten Aufgaben werden durch einen Dialysator
gelöst, welcher vorgesehen ist in einem Zylindergehäuse mit
einem Bündel von Hohlfasermembranen sowie ersten Flußwegen und
zweiten Flußwegen, welche durch die Hohlfasermembrane
voneinander getrennt sind und welchen es möglich ist, eine Dialyse
und Ultrafiltration durch das Medium der Hohlfasermembrane
zwischen einer Körperflüssigkeit, welche durch die ersten
Flußwege fließt, und einer Dialyseflüssigkeit, welche durch
die zweiten Flußwege fließt, durchzuführen, dadurch
gekennzeichnet, daß ein Verengungsabschnitt in der Mitte der Länge
der zweiten Flußwege mit einem Material ausgebildet ist,
welches in der Lage ist, durch die Dialyseflüssigkeit
anzuschwellen, um eine Differenz eines Drucks auf die Dialyseflüssigkeit
auf der Stromaufwärtsseite und der Stromabwärtsseite der
Dialyseflüssigkeit relativ zu dem Verengungsabschnitt zu
bewirken.
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Die vorliegende Erfindung betrifft ferner den oben
erwähnten Dialysator, wobei der Druck der durch die zweiten Flußwege
fließenden Dialyseflüssigkeit derart festgelegt ist, daß er
höher ist als der Druck der durch die ersten Flußwege
fließenden Dialyseflüssigkeit auf der Stromaufwärtsseite der
Dialyseflüssigkeit relativ zu dem Verengungsabschnitt, und wobei der
Druck der durch die zweiten Flußwege fließenden
Dialyseflüssigkeit derart festgelegt ist, daß er höher ist als der Druck
der durch die ersten Flußwege fließenden Dialyseflüssigkeit
auf der Stromabwärtsseite der Dialyseflüssigkeit relativ zu
dem Verengungsabschnitt. Die vorliegende Erfindung betrifft
ferner den oben erwähnten Dialysator, wobei der
Verengungsabschnitt dadurch ausgebildet ist, daß bewirkt wird, daß ein
einen Verengungsabschnitt bildendes Element die Lücke zwischen
den benachbarten Hohlfasermembranen füllt. Diese Erfindung
betrifft ferner den oben erwähnten Dialysator, wobei das
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterial eine Dialyseflüssigkeits-
Aufnahmekapazität von nicht weniger als 10% aufweist. Die
vorliegende Erfindung betrifft ferner den oben erwähnten
Dialysator, welcher zusätzlich mit einer Ultrafiltrationsraten-
Steuereinrichtung (nachfolgend als UFR-Steuereinrichtung
bezeichnet) ausgestattet ist, welche die aus der
Körperflüssigkeit, die durch den ersten Flußweg fließt, zu entnehmende
Wassermenge einstellt. Die vorliegende Erfindung betrifft ferner
den oben erwähnten Dialysator, wobei das den
Verengungsab
schnitt bildende Element aus Dialyseflüssigkeits-Schwellfasern
gebildet ist. Die vorliegende Erfindung betrifft ferner den
oben erwähnten Dialysator, wobei das Verdichtungsverhältnis
der Hohlfasermembrane in dem Verengungsabschnitt in dem
Bereich von 105 bis 200% auf der Grundlage des
Verdichtungsverhältnisses in den Abschnitten, bei welchen es sich nicht um
den Verengungsabschnitt handelt, liegt.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Fig. 1 ist ein Kreislaufdiagramm, welches ein Beispiel des
Aufbaus eines Kreislaufs der extrakorporalen Blutzirkulation
mit einem erfindungsgemäßen Dialysator darstellt,
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Fig. 2 ist ein Längs-Querschnitt, welcher eine
Ausführungsart des erfindungsgemäßen Dialysators darstellt, und
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Fig. 3 ist ein Graph, welcher die Druckverteilung in dem
Dialysator darstellt.
BESCHREIBUNG
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Nachfolgend erfolgt eine Beschreibung des Dialysators der
vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnung.
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Fig. 1 ist ein Kreislaufdiagramm, welches ein Beispiel des
Aufbaus eines Kreislaufs der extrakorporalen Blutzirkulation
mit einem Dialysator der vorliegenden Erfindung schematisch
darstellt. Wie in diesem Diagramm dargestellt, ist ein
Kreislauf 10 der extrakorporalen Blutzirkulation mit einer
Blutextraktionsleitung 11A, einem Dialysator 1, einer
Blutrückkehrleitung 11B und einer UFR-Steuereinrichtung 17 versehen.
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Die Blutextraktionsleitung 11A besteht aus einem Rohr 12,
einer Pumpe 13, welche in der Mitte der Länge des Rohrs 12
an
geordnet ist und zum Weiterleiten des Bluts verwendet wird,
und einer Kammer 14, um dem Blut Blasen zu entziehen. Die
Blutextraktionsleitung 11A ist an einem Ende davon mit der
Arterie eines Patienten durch das Medium einer Spritze verbunden,
und an dem anderen Ende davon mit einer Bluteinlaßöffnung 34
des Dialysators 1.
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Die Blutrückkehrleitung 11B besteht aus einem Rohr 15 und
einer Kammer 16, welche in der Mitte der Länge des Rohrs 15
angeordnet ist und dazu verwendet wird, dem Blut Blasen zu
entziehen. Die Blutrückkehrleitung 11B ist an einem Ende davon
mit der Vene eines Patienten durch das Medium einer Spritze
verbunden, und an dem anderen Ende davon mit einer
Blutauslaßöffnung 35 des Dialysators.
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Die UFR-Steuereinrichtung 17 besteht aus einem Rohr 18,
welches an einem Ende davon mit einer Dialyseflüssigkeits-
Einlaßöffnung 36 des Dialysators 1 verbunden ist, einem Rohr
19, welches an einem Ende davon mit der Dialyseflüssigkeits-
Auslaßöffnung 37 des Dialysators 1 verbunden ist, einer
Mehrfachpumpe 20 zum Liefern der Dialyseflüssigkeit bei gleichem
Flußvolumen in entgegengesetzten Richtungen in die Rohre 18
und 19, einem Umgehungsrohr 21, welches gelegt ist, um die
Mehrfachpumpe 20 zu umgehen und an den gegenüberliegenden
Enden davon mit dem Rohr 19 verbunden ist, und einer
Filtrationspumpe 22, welche in der Mitte der Länge des Umgehungsrohrs
21 angeordnet ist.
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Nebenbei sei erwähnt, daß für die oben erwähnte Pumpe 13
vorzugsweise eine Rollerpumpe verwendet wird.
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Die Mehrfachpumpe 20 ist derart angepaßt, daß sie die
Drehbewegung einer Pumpe in die Hin- und Her-Bewegung eines
Kolbens umwandelt und das Einlassen der Dialyseflüssigkeit und
das Auslassen der verwendeten Dialyseflüssigkeit abwechselnd
durch die Vorrichtung eines Rückschlagventils bewirkt.
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Die Filtrationspumpe 22 ist derart angepaßt, daß sie die
Drehbewegung eines Motors in die Hin- und Her-Bewegung eines
Kolbens umwandelt und das Auslassen der verwendeten
Dialyseflüssigkeit in eine festgelegte Richtung von dem Inneren des
Zylinders bewirkt.
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Nachfolgend erfolgt eine Beschreibung der Wirkungsweise
des Kreislaufs 10 der extrakorporalen Blutzirkulation.
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Infolge der Wirkungsweise der Pumpe 13 wird bewirkt, daß
das einem Patienten extrahierte Blut durch die
Blutextraktionsleitung 11A fließt, vorübergehend in der Kammer 14
gespeichert wird, in welcher diesem Blasen entzogen werden, und ihm
anschließend ermöglicht wird, in den Dialysator 1 über die
Bluteinlaßöffnung 34 zu fließen. Das aus der Blutauslaßöffnung
35 herausfließende Blut wird dazu gebracht, durch die
Blutrückkehrleitung 11B zu fließen, wird vorübergehend in der
Kammer 16 gespeichert, in welcher diesem Blasen entzogen
werden, und wird dann an den Patienten zurückgeführt.
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Inzwischen wird infolge der Wirkungsweise der
Mehrfachpumpe 20 die von einem in dem Diagramm nicht dargestellten
Dialyseflüssigkeitsbehälter gelieferte Dialyseflüssigkeit dazu
gebracht, in das Rohr 18 zu fließen, wird in ein Gehäuse 3 des
Dialysators 1 über die Dialyseflüssigkeits-Einlaßöffnung 36
eingelassen, einer Dialyse und Filtration mit dem Blut durch
das Medium individueller Hohlfasermembrane 41 innerhalb des
Gehäuses 3 unterzogen, wie untenstehend spezifisch
beschrieben, und durch die Dialyseflüssigkeits-Auslaßöffnung 37
ausgelassen. Die so ausgelassene Dialyseflüssigkeit wird durch das
Rohr 19 geführt und schließlich wiedergewonnen. Wird die
Filtrationspumpe 22 bei einer vorgeschriebenen Anzahl von
Umdre
hungen zu diesem Zeitpunkt betrieben, so entsteht zwischen der
Menge der Dialyseflüssigkeit, welche an den Dialysator 1
geliefert wird, und der Menge an Dialyseflüssigkeit, welche von
dem Dialysator 1 wiedergewonnen wird, eine Differenz, welche
der Auslaßmenge der Filtrationspumpe 22 entspricht, und diese
Differenzmenge stellt die Menge an Wasser dar, welche dem Blut
entnommen wird, welches durch den Dialysator 1 fließt. So kann
die zu entnehmende Wassermenge durch Einstellen der
Umdrehungszahl (Auslaßmenge) der Filtrationspumpe 22 eingestellt
werden.
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Fig. 2 ist ein Längs-Querschnitt, welcher ein
Ausführungsbeispiel des Dialysators der vorliegenden Erfindung darstellt.
Wie in diesem Diagramm dargestellt, ist der Dialysator 1 mit
dem Gehäuse 3 versehen, welches aus einem Zylinderhauptkörper
31 und Köpfen 32 und 33 besteht, welche mit den
gegenüberliegenden Enden des Zylinderhauptkörpers 31 jeweils mit
Abdeckungen 38 und 39 verbunden und wasserdicht befestigt sind. Die
Dialyseflüssigkeits-Einlaßöffnung 36 steht von dem seitlichen
Abschnitt des Zylinderhauptkörpers 31 auf der Seite des Kopfes
33 vor, und die Dialyseflüssigkeits-Auslaßöffnung steht von
dem seitlichen Abschnitt des Zylinderhauptkörpers 31 auf der
Seite des Kopfes 32 vor.
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Der Zylinderhauptkörper 31, die Köpfe 32 und 33 und die
Abdeckungen 38 und 39 sind aus Hartharz, wie beispielsweise
Polyethylen, Polypropylen, Polycarbonat,
Polymethylmethacrylat, Harze des Acryltyps, Hartpolyvinylchlorid, Styrol-
Butadien-Kopolymerharz und Polystyrol. Sie sind vorzugsweise
transparent bzw. lichtdurchlässig, um zu ermöglichen, ihr
Inneres wahrnehmbar zu sehen. Der Kopf 32 und der Kopf 33 können
in verschiedenen Farben gefärbt sein, um so ein Unterscheiden
zwischen der Einlaßöffnungsseite und der Auslaßöffnungsseite
des Zylinderhauptkörpers 31 zu erleichtern.
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In dem Gehäuse 3 ist ein Bündel 4 der Hohlfasermembrane 41
über im wesentlichen die gesamte Länge davon untergebracht. In
diesem Fall liegt die Anzahl an Hohlfasermembranen 41, welche
das Bündel 4 bilden, etwa in dem Bereich von 100 bis 70 000.
Die individuellen Hohlfasermembrane 41 sind parallel
zueinander und getrennt voneinander angeordnet und entlang der Länge
des Gehäuses 3 gelegt.
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Als typische Beispiele des Materials für die
Hohlfasermembrane 41 können Regeneratzellulose, Zellulosederivate,
Polymethylmethacrylat, Polyolefine wie Polyethylen und Polypropylen,
Polysulfone, Polyacrylnitril, Polyamid, Polymid, Polyether,
Silizium, Polytetrafluorethylen und Polyesterpolymerlegierung
genannt werden.
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Obwohl der verfügbare Membranbereich der gesamten
Hohlfasermembrane 41 nicht spezifisch definiert ist, liegt er
vorzugsweise etwa in dem Bereich von 100 cm² bis 6,0 m², und
weiter vorzugsweise etwa in dem Bereich von 0,2 bis 2,0 m².
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Die gegenüberliegenden Endabschnitte der individuellen
Hohlfasermembrane 41 sind an den Endabschnitten des
Zylinderhauptkörpers 31 mit Hilfe von Trennungen 51 und 52 derart
wasserdicht gehalten und befestigt, daß die
Endabschnittsöffnungen der Hohlfasermembrane 41 nicht verstopfen.
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Die Trennungen 51 und 52 sind aus einem Vergußmaterial wie
beispielsweise Polyurethan, Silizium oder Epoxidharz
ausgebildet, und sie sind durch Gießen des Vergußmaterials in
flüssigem Zustand durch die Zentrifugalinjektionstechnik in die
gegenüberliegenden Endabschnitte des Zylinderhauptkörpers 31 bei
Vorhandensein des Bündels 4 der Hohlfasermembrane 41 und
Ermöglichen der Aushärtung des injizierten Vergußmaterials
hergestellt.
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Eine Bluteinströmkammer 61 ist in dem leeren Raum
ausgebildet, welcher von dem Kopf 32 und der Trennung 51 umgeben
ist, und eine Blutausströmkammer 62 ist in dem leeren Raum
ausgebildet, welcher von dem Kopf 33 und der Trennung 52
umgeben ist. Erste Flußwege (Blutflußwege) 6 für den Blutfluß sind
in den Kavitäten (Hohlabschnitten) der individuellen
Hohlfasermembrane 41 ausgebildet. Die gegenüberliegenden Enden der
ersten Flußwege 6 werden in Verbindung mit der
Bluteinströmkammer 61 und der Blutausströmkammer 62 gebracht.
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In der mit dem Zylinderhauptkörper 31 des Gehäuses 3 und
den beiden Trennungen 51 und 52 eingeschlossenen Kavität sind
zweite Flußwege (Dialyseflüssigkeit-Flußwege) 7 für den Fluß
der Dialyseflüssigkeit in der Lücke zwischen dem Bündel 4 der
Hohlfasermembrane 42 und der Innenwandfläche des
Zylinderhauptkörpers 31 und in der Lücke zwischen den benachbarten
Hohlfasermembranen 41 ausgebildet. Anders ausgedrückt sind die
ersten Flußwege 6 und die zweiten Flußwege 7 durch die
individuellen Hohlfasermembrane 41 getrennt. Die Stromaufwärtsseiten
der zweiten Flußwege 7 stehen in Verbindung mit der
Dialyseflüssigkeits-Einlaßöffnung 36, und die Stromabwärtsseiten
davon mit der Dialyseflüssigkeits-Auslaßöffnung 37.
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Dank des Aufbaus des oben beschriebenen Dialysators wird
bewirkt, daß das Blut, welches in die Bluteinströmkammer 61
über die Bluteinlaßöffnung 34 floß, durch die ersten Flußwege
6 fließt, in der Blutausströmkammer 62 gesammelt und über die
Blutauslaßöffnung 35 ausgelassen wird, und inzwischen wird
bewirkt, daß die Dialyseflüssigkeit, welche über die
Dialyseflüssigkeits-Einlaßöffnung 36 eingeflossen ist, durch die
zweiten Flußwege 7 in die zu dem oben erwähnten Blutstrom
entgegengesetzte Richtung (Gegenstrom) fließt und aus der
Dialyseflüssigkeits-Auslaßöffnung 37 ausfließt.
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Ein Verengungsabschnitt 8 zum Verringern des Querschnitts
der zweiten Flußwege 7 ist in der Mitte bezüglich der Länge
der zweiten Flußwege 7 vorgesehen und derart angepaßt, daß er
eine erwartete Druckfdifferenz auf die Dialyseflüssigkeit,
welche durch die zweiten Flußwege 7 fließt, überträgt, auf
einer Stromaufwärtsseite 71 der Dialyseflüssigkeit und einer
Stromabwärtsseite 72 der Dialyseflüssigkeit relativ zu dem
Verengungsabschnitt 8.
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Fig. 3 ist ein Graph, welcher die Druckverteilung bei dem
Blut, welches durch die ersten Flußwege 6 fließt, und der
Dialyseflüssigkeit, welche durch die zweiten Flußwege fließt,
darstellt. Wie in diesem Diagramm dargestellt, ist der Druck
des durch die ersten Flußwege 6 fließenden Blutes im
wesentlichen linear von der Stromaufwärts- zu der Stromabwärtsseite
verringert, und der Druck der Dialyseflüssigkeit, welche durch
die zweiten Flußwege 7 fließt, ist auf der Stromaufwärtsseite
71 der Dialyseflüssigkeit relativ zu dem Verengungsabschnitt 8
oberhalb des Drucks des Blutes an der entsprechenden Position
der ersten Flußwege 6 erhöht, und verringert auf der
Stromabwärtsseite 72 der Dialyseflüssigkeit relativ zu dem
Verengungsabschnitt 8 unterhalb des Drucks des Blutes an der
entsprechenden Position der ersten Flußwege 6.
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Das Blut, welches durch die ersten Flußwege 6 fließt, wird
daher zuerst einer Dialyse (Diffusion eines gelösten Stoffes)
und einer Ultrafiltration (Konvektion) durch das Medium der
individuellen Hohlfasermembrane 41 auf der Stromabwärtsseite
72 der Dialyseflüssigkeit unterzogen, und nachfolgend einer
Ultrafiltration (Nachfüllung von Flüssigkeit) von der
Dialyseflüssigkeits-Seite zu der Blutseite durch das Medium der
individuellen Hohlfasermembrane 41 auf der Stromaufwärtsseite 71
der Dialyseflüssigkeit.
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Da die Nachfüllung von Flüssigkeit auf der
Stromaufwärtsseite 71 der Dialyseflüssigkeit, das heißt auf der
Stromabwärtsseite des Blutes, wie oben beschrieben, ausgeführt wird,
kann die Menge des zu filternden Blutes von der Blutseite zu
der Dialyseflüssigkeits-Seite auf der Stromaufwärtsseite des
Blutes erhöht werden, und, als Ergebnis, kann die
Massenverschiebung des Blutes und der Dialyseflüssigkeit durchgeführt
werden. Außerdem kann diese Massenverschiebung lediglich durch
den Dialysator 1 durchgeführt werden, ohne zusätzlich die
Verwendung irgendeiner speziellen Vorrichtung erforderlich zu
machen.
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Vorzugsweise beträgt in diesem Fall das
Ultrafiltrationsverhältnis (Filtrationskoeffizient von reinem Wasser) in dem
Dialysator 1 nicht weniger als 0,15 ml/m²·hr·Pa (20
ml/m²·hr·mmHg), wenn das Fließvolumen von Wasser 200 ml/min
beträgt, und nicht weniger als 0,225 ml/m²·hr·Pa (30
ml/m²·hr·mmHg), wenn das Fließvolumen von Wasser 300 ml/min
beträgt.
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Der oben beschriebene Verengungsabschnitt 8 ist
beispielsweise ausgebildet, indem bewirkt wird, daß ein einen
Verengungsabschnitt bildendes Element 81 zwischen dem Umfang des
Bündels 4 der Hohlfasermembrane 41 und der Innenwandfläche des
Zylinderhauptkörpers 31 des Gehäuses 3 angeordnet ist, oder
indem bewirkt wird, daß das den Verengungsabschnitt bildende
Element 81 die Lücke zwischen den benachbarten
Hohlfasermembranen 41 füllt. Wahlweise können diese beiden Verfahren
gleichzeitig verwendet werden.
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Wird bewirkt, daß das den Verengungsabschnitt bildende
Element 81 die Lücke zwischen den benachbarten
Hohlfasermembranen 41 füllt, so kann die Verteilung des den
Verengungsabschnitt bildenden Elements 81 in der Richtung des Querschnitts
des Bündels 4 gleichmäßig oder ungleichmäßig sein
(beispielsweise dicht in dem Mittelabschnitt des Bündels 4 bzw. grob in
dem Umfangsabschnitt davon oder umgekehrt).
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Als typische Beispiele des in diesem Fall für das den
Verengungsabschnitt bildende Element 81 verwendbaren Materials
sind (vernetzte) Polyacrylsalze bzw. (vernetzte) Acryl-
Säureacryl-Salzkopolymere (Markenprodukte wie beispielsweise
AQUALIC von Nippon Shokubai Co., Ltd., ARASORB von Arakawa
Kagaku Kogyo K. K., WONDERGEL von Kao Co., Ltd., AQUAKEEP von
Seitetsu Kagaku Co., Ltd., D. W. A. L. von The Dow Chemical
Company, PARMASORB von National Starch Company, und FAVOR von
Stockhausen), Isobuten-Maleinsäure-Kopolymere (Markenprodukte
wie beispielsweise KI Gel von Kuraray Isoprene Co., Ltd.),
Stärke-Acrylsäure-Graftkopolymere oder Verseifungsderivate
davon (Markenprodukte wie beispielsweise SANWET von Sanyo
Chemical Industries Co., Ltd., GPC von Grain Processing Company,
SGP von Henkel Company, Magic Water Gel von Super Absorbent
Companc, und LYOGEL von Unilever Company), verseifte Vinyl-
Azetat-Akryl-Kopolymere (Markenprodukte wie beispielsweise
SUMIKAGEL von Sumitomo Chemical Co., Ltd.), ungesättigte
Vinyl-Azetat-Dicarbonsäure-Kopolymere (Markenprodukte wie
beispielsweise GP von Nippon Synthetic Chemical Industry Co.,
Ltd.), Carboximethylzellulose (Markenprodukte wie
beispielsweise CLD von Buckeye Cellulose Corp und AKUCELL von Enka
Corp), Alginate (Markenprodukte wie beispielsweise CECAGUM von
CECA Corp), und Verbundfasern, welche aus einem
Acrylnitrilfaserkern und einer Schicht eines Acrylkopolymers gebildet sind
(Markenprodukte wie beispielsweise LANSEAL von Toyo Spinning
Co., Ltd.) zu nennen.
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Unter anderen oben beispielhaft genannten Materialien
erwiesen sich die Verbundfasern, welche aus einem
Acrylnitrilfaserkern und einer Schicht eines Acrylsalzkopolymers gebildet
sind, als am geeignetsten. Informationen zu den
Ultraabsorpti
onsfasern sind in einem Katalog von Toyo Spinning Co., Ltd.
mit dem Titel "LANSEAL, ultra-absorbent fibers", zu finden.
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Ist das zu verwendende, den Verengungsabschnitt bildende
Element 81 aus einem Harz gemacht, so kann der
Verengungsabschnitt 8 durch teilweises Füllen der Lücke zwischen dem
Umfang des Bündels 4 und der Innenwandfläche des
Zylinderhauptkörpers 31 und der Lücke zwischen den benachbarten
Hohlfasermembranen 41 gebildet werden. Ist das den Verengungsabschnitt
bildende Element 81 aus Fasern gemacht, so kann der
Verengungsabschnitt durch Wickeln der Fasern oder eines Aggregats
davon um das Bündel 4 bzw. durch Zusammenfügen der Fasern oder
des Aggregats davon durch die Lücke zwischen den benachbarten
Hohlfasermembranen 41 gebildet werden. Wahlweise können die
Fasern mit einem Harz imprägniert und verfestigt werden.
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Das Bündel 4 kann in eine Vielzahl von Bündeln geteilt
werden, und das den Verengungsabschnitt bildende Element 81
kann in derselben Weise wie oben beschrieben angeordnet
werden, um den Verengungsabschnitt 8 an jedem der Teilbündel zu
bilden.
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Bei dem erfindungsgemäßen Dialysator liegt das
Verdichtungsverhältnis der Hohlfasermembrane in dem
Verengungsabschnitt in dem Bereich von 105 bis 200%, vorzugsweise in dem
Bereich von 120 bis 180%, auf der Grundlage des
Verdichtungsverhältnisses in den Abschnitten, bei welchen es sich nicht um
den Verengungsabschnitt handelt. Beträgt das
Verdichtungsverhältnis weniger als 105%, so ist die Druckdifferenz zwischen
Stromaufwärtsseite und Stromabwärtsseite gering, so daß es
schwierig ist, die Flüssigkeit wirksam zu ersetzen, und
übersteigt das Verdichtungsverhältnis 200%, so ist es möglich, daß
die Hohlfasermembrane zusammengedrückt werden.
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Für eine bequeme Herstellung ist das den
Verengungsabschnitt bildende Element 81 geeigneterweise aus einem Material
hergestellt, welches die Eigenschaft aufweist, mit
Dialyseflüssigkeit anzuschwellen (Dialyseflüssigkeits-
Absorptionsfähigkeit). Die Dialyseflüssigkeits-
Absorptionsfähigkeit dieses Materials liegt in dem Bereich von
mindestens 10 Gew.-%, vorzugsweise in dem Bereich von 10 bis
2.600 Gew.-%, und weiter vorzugsweise in dem Bereich von 50
bis 2.000 Gew.-%. Es wird von dem Dialyseflüssigkeitsmaterial
in dem Dialysator die Dialyseflüssigkeit und nicht Wasser
absorbiert. Die Dialyseflüssigkeit ist in zahlreichen Arten
bekannt. Die verschiedenen Arten davon weisen
Wasserabsorptionskapazitäten auf, welche mehr oder weniger verschieden
voneinander sind. Obwohl die Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität des Diayseflüssigkeits-Schwellmaterials
durch die Ionenstärke von Elektrolyten in einer Lösung
beeinflußt ist, besteht eine geringe Differenz zwischen ein- und
zweiwertigen Ionenkonzentrationen in der allgemein verwendeten
Dialyseflüssigkeit, so daß eine Änderung des
Gewichtszunahmeverhältnisses gering ist, selbst wenn sich die
Dialyseflüssigkeit ändert.
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Zusammensetzungen der typischen Dialyseflüssigkeiten sind
in Tabelle 1 dargestellt. Die Wasserabsorptionskapazität einer
bestimmten Dialyseflüssigkeit ist daher bestimmt durch
tatsächliches Messen des Absorptionsverhältnisses auf der
Grundlage der Tonenstärke und Verringern dieser
Absorptionskapazität auf die von Wasser.
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Die Beziehung zwischen der Menge an zu verwendendem
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterial und der Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität davon ist durch die folgende Gleichung
ausgedrückt.
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wobei ρ eine Dichte der Dialyseflüssigkeit, Dh ein
Innendurchmesser des Gehäuses, D&sub0; ein Außendurchmesser der
Hohlfasermembran, N eine Anzahl der Hohlfasermembrane, l eine Länge des
Verengungsabschnitts, H eine Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität [(M'-m')/m')]X100, M' ein Gewicht des
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterials in dem mit
Dialyseflüssigkeit angeschwellten Zustand, m' ein Gewicht des
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterials in dem getrockneten Zustand und m
ein Gewicht des Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterials ist.
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Nebenbei sei erwähnt, daß die Beziehung zwischen der
Länge, l, des Verengungsabschnitts und der verfügbaren Länge, L,
des Moduls wie folgt ausgedrückt ist.
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l/L ≤ 1/3
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Das Verfahren zum Unterbringen des Dialyseflüssigkeits-
Schwellmaterials und das Verfahren zum Auftragen des
Schwellharzes sind unten dargestellt.
(a) Verfahren zum Unterbringen der Dialyseflüssigkeits-
Schwellfaser
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Ein Bündel von Hohlfasermembranen wird durch Herstellen
von Ketten oder Schüssen erhalten, jeweils gebildet aus einem
Bündel von bis zu einigen zehn Hohlfasern und Schüssen oder
Ketten von Dialyseflüssigkeits-Schwellfasern, durch Weben der
Ketten und Schüsse zu dem Ausmaß, daß bewirkt wird, daß die
Mittelabschnitte der Hohlfasermembrane in einer festgelegten
Breite (Länge von nicht mehr als 1/3 der verfügbaren Längen
der Hohlfasern) verflochten sind, und durch Rollen der
resul
tierenden Bindung um die Enden der Dialyseflüssigkeits-
Schwellfasern, wobei die Mittelabschnitte der
Hohlfasermembrane nach der Bildung eines Reedschirms darin derart
zusammengefügt sind, daß der Reedschirm in der fertigen Rolle beinhaltet
ist.
(b) Verfahren zum Auftragen eines Schwellharzes
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Ein Bündel von Hohlfasermembranen ist aus einem Bündel von
bis zu einigen zehn Hohlfasermembranen gebildet, wobei das
Bündel von Hohlfasermembranen in einer Richtung verteilt wird,
wobei ein Dialyseflüssigkeits-Schwellelement auf die
Mittelabschnitte der Hohlfasermembrane, eine festgelegte Breite (Länge
von nicht mehr als 1/3 der verfügbaren Länge der Hohlfasern)
abdeckend, aufgetragen wird, wobei ermöglicht wird, daß das
aufgetragene Dialyseflüssigkeits-Schwellharz trocknet bzw.
aushärtet, und wobei die verbleibenden der verteilten Bündel
um ein Ende der Dialyseflüssigkeits-Schwellharzschicht nach
der Bildung eines Reedschirms gerollt werden.
-
Der Durchschnitt der Druckdifferenz (Druckverlust) auf der
Stromaufwärtsseite 71 und der Stromabwärtsseite 72 der
Dialyseflüssigkeit relativ zu dem Verengungsabschnitt 9 liegt
geeigneterweise etwa in dem Bereich von 1,33 bis 13,3 kPa (10
bis 100 mmHg), vorzugsweise in dem Bereich von 4 bis 9,3 kPa
(30 bis 70 mmHg). Die Einhaltung dieses spezifischen Rahmens
ermöglicht eine wirksame Durchführung der Massenverschiebung
von Blut und Dialyseflüssigkeit. Das Material des den
Verengungsabschnitt bildenden Elements 81 für den
Verengungsabschnitt 8, die Verteilungsdichte, der Verteilungsbereich und
ähnliches sind geeignet eingestellt, um die oben spezifizierte
Druckdifferenz zu erhalten.
-
Obwohl die Position zum Bilden des Verengungsabschnitts 8
in den zweiten Flußwegen nicht spezifisch begrenzt ist, ist
sie vorzugsweise derart, daß das Verhältnis der Länge des
Flußweges der Dialyseflüssigkeit auf der Stromaufwärtsseite 71
zu der Länge des Flußweges der Dialyseflüssigkeit auf der
Stromabwärtsseite 72 etwa in dem Bereich von 2 : 1 bis 1 : 2
liegt. Die Einhaltung dieses spezifischen Bereichs ermöglicht
ein wirksames Durchführen der Massenverschiebung von Blut und
der Dialyseflüssigkeit. Bei dem beispielhaft dargestellten
Aufbau ist der Verengungsabschnitt 8 in dem Mittelabschnitt in
der Richtung der Länge der zweiten Flußwege derart
ausgebildet, daß die Länge der Flußwege auf der Stromaufwärtsseite 71
und die Länge der Flußwege auf der Stromabwärtsseite 72 der
Dialyseflüssigkeit praktisch gleich sind.
-
Bei dieser Erfindung sind der Aufbau des
Verengungsabschnitts 8, das Verfahren zum Bilden desselben, die
Eigenschaften desselben und ähnliches nicht auf die oben
beschriebenen beschränkt. Es ist lediglich erforderlich, daß sie
derart sind, daß sie die Druckdifferenz auf die
Dialyseflüssigkeit auf der Stromaufwärtsseite und der Stromabwärtsseite der
Dialyseflüssigkeit relativ zu dem Verengungsabschnitt
übertragen.
-
Obwohl das oben beschriebene Ausführungsbeispiel die
Verwendung des Dialysators 1 für die Behandlung von Blut
betrifft, kann die dadurch zu behandelnde Körperflüssigkeit
statt dessen ein Blutbestandteil wie beispielsweise Blutplasma
sein.
-
Nachfolgend wird der Dialysator dieser Erfindung genau
unter Bezugnahme auf Arbeitsbeispiele beschrieben.
Beispiel 1
-
Es wurde ein Bündel von etwa 5.000 Polysulfon-
Hohlfasermembranen mit einem Außendurchmesser von 280 um
und
einem Innendurchmesser von 200 um (mit einem verfügbaren
Membranbereich von 0,5 m²) gebildet. Insgesamt 2 g an
Dialyseflüssigkeits-Absorptionsfasern aus Verbundfasern, umfassend eine
Akrylnitrilfaser-Innenschicht und eine Akrylatkopolymer-
Außenschicht [hergestellt von Toyo Spinning Co., Ltd., und
vertrieben unter der Handelsbezeichnung "LANSEAL F", mit einer
Dialyseflüssigkeits-Absorptionskapazität von 1,963%], wurden um
dem Umfang des Bündels in dem Mittelabschnitt davon in der
Richtung der Länge über eine Breite von 2 cm gewickelt. Dann
wurde dieses Bündel von Hohlfasermembranen in einen
Zylinderhauptkörper aus Polycarbonat mit einer verfügbaren Länge von
175 mm und einem Innendurchmesser von 30 mm eingeführt und mit
einer Einlaßöffnung und einer Auslaßöffnung für die
Dialyseflüssigkeit in solch einer Weise versehen, daß ein Auftreten
einer Lücke zwischen den Absorptionsfasern und dem
Zylinderhauptkörper vermieden wird.
-
Nachfolgend wurde ein Vergußmaterial aus Polyurethan in
die gegenüberliegende Endabschnitte von in dem
Zylinderhauptkörper eingefügten Hohlfasermembranen injiziert und ein
Aushärten ermöglicht, um die individuellen Hohlfasermembrane in
Position zu befestigen. Die gegenüberliegenden Enden der
ausgehärteten Pfropfen des Vergußmaterials wurden zerteilt, um
die individuellen Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer
Bluteinlaßöffnung ausgestattete Abdeckung und eine mit einer
Blutauslaßöffnung ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an
den gegenüberliegenden Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers
angebracht und daran wasserdicht durch Verschmelzung
befestigt, um einen Dialysator des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus
zu erhalten.
Gegenversuch 1
-
Das gleiche Bündel von etwa 5.000 Polysulfon-
Hohlfasermembranen (verfügbarer Membranbereich 0,5 m²) wie in
Beispiel 1 verwendet wurde in einen mit einer Einlaßöffnung
und einer Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit versehenen
Zylinderhauptkörper eingeführt. Anschließend wurde ein
Vergußmaterial in die gegenüberliegenden Endabschnitte der in den
Zylinderhauptkörper eingeführten Hohlfasermembrane injiziert
und ein Aushärten ermöglicht, um die individuellen
Hohlfasermembrane in Position zu befestigen. Die gegenüberliegenden
Enden der ausgehärteten Pfropfen von Vergußmaterial wurden
zerteilt, um die individuellen Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine
mit einer Bluteinlaßöffnung ausgestattete Abdeckung und eine
mit einer Blutauslaßöffnung ausgestattete Abdeckung wurden
getrennt an den gegenüberliegenden Endabschnitten des
Zylinderhauptkörpers angebracht und daran wasserdicht durch
Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator zu erhalten.
-
Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrugen jeweils 175 mm und 30 mm.
Beispiel 2
-
Es wurde ein Bündel von etwa 11.000 Polysulfon-
Hohlfasermembranen gebildet, welche mit jenen in Beispiel 1
(verfügbarer Membranbereich 1,6 m²) identisch sind. Insgesamt 2
g derselben Absorptionsfasern (Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität 1,963) wie in Beispiel 1 verwendet wurden
um den Umfang des Bündels in dem Mittelabschnitt in der
Richtung der Länge davon über eine Länge von 2 cm gewickelt. Das
Bündel von Hohlfasermembranen wurde in einen
Zylinderhauptkörper eingeführt, welcher mit einer Einlaßöffnung und einer
Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit versehen ist, in einer
derartigen Weise, daß ein Auftreten einer Lücke zwischen den
Absorptionsfasern und der Innenwandfläche des
Zylinderhauptkörpers vermieden wird.
-
Anschließend wurde ein Vergußmaterial in die
gegenüberliegenden Endabschnitte der in den Zylinderhauptkörper
eingeführten Hohlfasermembrane injiziert und ein Aushärten ermöglicht,
um die individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten.
Die gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen
Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung
ausgestattete Abdeckung und eine mit einer Blutauslaßöffnung
ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran
Wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator
des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus zu erhalten.
-
Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrugen jeweils 235 mm und 39 mm.
Gegenversuch 2
-
Die Ergebnisse des Vorgangs für eine leitungsgebundene
Dialyse und Filtration (Vor-Verdünnungsverfahren),
veröffentlicht in der früheren Literatur [Kenichi Murayama et al.:
"Nephros and Dialysis", Vol. 34, Sonderausgabe mit dem Titel
"High Performance Membrane", 93, P117 (1993)] werden genannt.
Diese Ergebnisse sind in untenstehender Tabelle 2 dargestellt.
Der verfügbare Membranbereich des Dialysators betrug 1,6 m²,
eine Größe identisch zu der aus Beispiel 1.
-
Das Molekulargewicht von β&sub2; Mikroglobulin, dem in dem
Gegenversuch 2 zu entnehmenden gelösten Stoff, betrug 11.800. Da
sich dies etwa dem Molekulargewicht von 12.400 von oben
genanntem Cytochrom annähert, wird davon ausgegangen, daß das
Dialyse- und Filtrationsmodul von identischer Leistung
praktisch denselben Durchsatzwert aufweist.
Beispiel 3
-
Es wurde ein Bündel von etwa 4.000 Polyamid-
Hohlfasermembranen mit jeweils einem Außendurchmesser von 335
um und einem Innendurchmesser von 215 um (verfügbarer
Membranbereich 0,4 m²) gebildet. Insgesamt 2 g der selben
Absorptionsfasern (Dialyseflüssigkeits-Absorptionskapazität 1,963%) wie
in Beispiel 1 verwendet wurden um den Umfang des Bündels in
dem Mittelabschnitt in der Richtung der Länge davon über eine
Länge von 2 cm gewickelt. Dieses Bündel von Hohlfasermembranen
wurde in einen Zylinderhauptkörper, versehen mit einer
Einlaßöffnung und einer Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit,
derart eingeführt, daß ein Auftreten einer Lücke zwischen den
Absorptionsfasern und der Innenwandfläche des
Zylinderhauptkörpers vermieden wird.
-
Anschließend wurde ein Vergußmaterial in die
gegenüberliegenden Endabschnitte der Hohlfasermembrane, welche in den
Zylinderhauptkörper eingeführt sind, injiziert und ein Aushärten
ermöglicht, um die individuellen Hohlfasermembrane in Position
zu halten. Die gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten
Pfropfen des Vergußmaterials wurden zerteilt, um die
individuellen Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer
Bluteinlaßöffnung ausgestattete Abdeckung und eine mit einer
Blutauslaßöffnung ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den
gegenüberliegenden Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers
angebracht und daran wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um
einen Dialysator des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus zu
erhalten.
-
Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser der
Zylinderhauptkörpers betrug jeweils 175 mm und 30 mm.
Gegenversuch 3
-
Ein Bündel von etwa 4.000 Polyamid-Hohlfasermembranen
(verfügbarer Membranbereich 0,4 m²) wurde in den mit einer
Einlaßöffnung und einer Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit
versehenen Zylinderhauptkörper eingeführt. Dann wurde ein
Vergußmaterial in die gegenüberliegenden Endabschnitte der
individuellen Hohlfasermembrane, eingeführt in den
Zylinderhauptkörper, injiziert und ein Aushärten ermöglicht, um die
individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten. Die
gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen Hohlfasermembrane
zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung ausgestattete
Abdeckung und eine mit einer Blutauslaßöffnung ausgestattete
Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran wasserdicht
durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator zu
erhalten. Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrug jeweils 175 mm und 30 mm.
Beispiel 4
-
Es wurde ein Bündel von etwa 6.000 Polyamid-
Hohlfasermembranen, identisch mit jenen in Beispiel 3
(verfügbarer Membranbereich 0,7 m²) verwendeten, gebildet. Insgesamt 3
g Zelluloseharz (Dialyseflüssigkeits-Absorptionskapazität 50%)
wurde auf den Umfang des Bündels in dem Mittelabschnitt in der
Richtung der Länge davon über eine Breite von 2 cm aufgetragen
und getrocknet. Das Bündel von Hohlfasermembranen wurde in den
mit einer Einlaßöffnung und einer Auslaßöffnung für eine
Dialyseflüssigkeit versehenen Zylinderhauptkörper eingeführt.
-
Anschließend wurde ein Vergußmaterial in die
gegenüberliegenden Endabschnitte der Hohlfasermembrane, eingeführt in den
Zylinderhauptkörper, injiziert und ein Aushärten ermöglicht,
um die individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten.
-
Die gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen
Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung
ausgestattete Abdeckung und eine mit einer Blutauslaßöffnung
ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran
wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator
des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus zu erhalten.
-
Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrug jeweils 175 mm und 30 mm.
Gegenversuch 4
-
Ein Bündel von etwa 6.000 Polyamid-Hohlfasermembranen
(verfügbarer Membranbereich 0,7 m²) wurde in einen
Zylinderhauptkörper, versehen mit einer Einlaßöffnung und einer
Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit, eingeführt. Dann wurde
ein Vergußmaterial in die gegenüberliegenden Endabschnitte der
individuellen Hohlfasermembrane, eingeführt in den
Zylinderhauptkörper, injiziert und ein Aushärten ermöglicht, um die
individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten. Die
gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen
Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung
ausgestattete Abdeckung und eine mit einer Blutauslaßöffnung
ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran
wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator zu
erhalten. Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrug jeweils 175 mm und 30 mm.
Beispiel 5
-
Es wurde ein Bündel von Polyacrylnitril-Hohlfasermembranen
(verfügbarer Membranbereich 0,6 m²) mit jeweils einem
Außendurchmesser von 305 um und einem Innendurchmesser von 245 um
gebildet. Urethanharz (Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität von etwa 10%) wurde in Form einer Schicht
auf den Umfang des Bündels in dem Mittelabschnitt in der
Richtung der Länge davon aufgetragen, und, zur gleichen Zeit,
wurden etwa 3 g des gleichen Urethanharzes teilweise auf den
Innenabschnitt des Bündels gepackt, um die Lücke zwischen den
benachbarten Hohlfasermembranen über eine Länge von 1 cm zu
füllen. Dieses Bündel von Hohlfasermembranen wurde in einen
Zylinderhauptkörper, versehen mit einer Einlaßöffnung und
einer Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit, derart
eingeführt, daß sich die Lücke zwischen der Schicht von Urethanharz
und der Innenwandfläche des Zylinderhauptkörpers verringert.
-
Anschließend wurde ein Vergußmaterial in die
gegenüberliegenden Endabschnitte der in den Zylinderhauptkörper
eingeführten Hohlfasermembrane injiziert und ein Aushärten ermöglicht,
um die individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten.
Die gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen
Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung
ausgestattete Abdeckung und eine mit einer Blutauslaßöffnung
ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran
wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator
des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus zu erhalten.
-
Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrugen jeweils 175 mm und 30 mm.
Gegenversuch 5
-
Das gleiche Bündel von etwa 4.500 Polyacrylnitril-
Hohlfasermembranen (verfügbarer Membranbereich 0,6 m²) wie in
Beispiel 1 verwendet wurde in einen Zylinderhauptkörper,
versehen mit einer Einlaßöffnung und einer Auslaßöffnung für eine
Dialyseflüssigkeit, eingeführt. Dann wurde ein Vergußmaterial
in die gegenüberliegenden Endabschnitte der individuellen
Hohlfasermembrane, eingeführt in den Zylinderhauptkörper,
injiziert und ein Aushärten ermöglicht, um die individuellen
Hohlfasermembrane in Position zu halten. Die
gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von Vergußmaterial wurden
zerteilt, um die individuellen Hohlfasermembrane zu öffnen.
Eine mit einer Bluteinlaßöffnung ausgestattete Abdeckung und
eine mit einer Blutauslaßöffnung ausgestattete Abdeckung
wurden getrennt an den gegenüberliegenden Endabschnitten des
Zylinderhauptkörpers angebracht und daran wasserdicht durch
Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator zu erhalten.
-
Die verfügbare Länge und der Innendurchmesser des
Zylinderhauptkörpers betrugen jeweils 175 mm und 30 mm.
Beispiel 6
-
Die Dialysatoren der Beispiele 1 bis 5 und der
Gegenversuche 1 bis 5 wurden jeweils in einen in Fig. 1 dargestellten
Kreislauf zur extrakorporalen Blutzirkulation eingesetzt und
einer In-Vitro-Experimental-Dialyse unter Verwendung von
Cytochrom C (Molekulargewicht = 12.400) in Übereinstimmung mit dem
von der Japanese Society for Artificial Organs gesetzten
Standard zur Bewertung einer künstlichen Niere unterzogen.
-
Eine Dialyseflüssigkeit, welche 40% Glycerol beinhaltet,
wurde als Lösung auf der Blutseite verwendet. Die Menge des
entnommenen Wassers (Flußvolumen einer Dialyse) wurde auf 10
ml/min festgelegt. Infolge des Flusses der Dialyse-
Lösungsflüssigkeit schwollen die Absorptionsfasern bzw. das
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterial an, um einen
Verengungsabschnitt in dem Abschnitt des Bündels, auf welchem die
Absorptionsfasern gewickelt wurden bzw. auf welchen das
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterial aufgetragen wurde, anzuheben. Die
Ergebnisse des Tests sind in Tabelle 2 dargestellt.
Tabelle 1
Tabelle 2
-
Wie in Tabelle 2 dargestellt, war der durch den Dialysator
des Beispiels 1 erzielte Durchsatzwert von Cytochrom C (die
Menge einer Lösung auf der Blutseite, für welche die
Konzentration von Cytochrom C in 200 ml einer Lösung auf der
Blutseite 0 erreicht) um 11 ml/min höher als der, welcher durch
den Dialysator des Gegenversuchs 1 erzielt wurde, was anzeigt,
daß die Leistung des früheren Dialysators merkbar höher war
als diejenige des späteren Dialysators.
-
Aus Tabelle 2 ist klar zu entnehmen, daß der durch den
Dialysator des Beispiels 2 erzielte Durchsatzwert höher war
als derjenige, der durch den Dialysator des Gegenversuchs 2
erzielt wurde. Diese Tatsache zeigt an, daß die Verwendung des
Dialysators des Beispiels 2 ein Ausführen der therapeutischen
Dialyse mit hoher Wirksamkeit ermöglicht, indem die Entnahme
von Wasser wie herkömmlich praktiziert gesteuert wird, ohne
die Verwendung irgendeiner zusätzlichen Vorrichtung zur
Vorverdünnung erforderlich zu machen.
-
Wie in Tabelle 2 dargestellt, war der durch den Dialysator
des Beispiels 3 erzielte Durchsatzwert von Cytochrom C mehr
als viermal so hoch wie derjenige, der durch den Dialysator
des Gegenversuchs 1 erzielt wurde, was anzeigt, daß die
Leistung des früheren Dialysators im Vergleich zu derjenigen des
späteren Dialysators bemerkenswert hoch war.
-
Aus Tabelle 2 ist klar zu entnehmen, daß der durch den
Dialysator des Beispiels 3 erzielte Durchsatzwert von
Cytochrom C um 4 ml/min höher war als derjenige, welcher durch den
Dialysator des Gegenversuchs 4 erzielt wurde, was anzeigt, daß
die Leistung des früheren Dialysators im Vergleich zu
derjenigen des späteren Dialysators bemerkenswert hoch war.
-
Aus Tabelle 2 ist klar zu entnehmen, daß der durch den
Dialysator des Beispiels 4 erzielt Durchsatzwert von Cytochrom
C um 12 ml/min höher ist als derjenige, welcher durch den
Dialysator des Gegenversuchs 5 erzielt wurde, was anzeigt, daß
die Leistung des früheren Dialysators im Vergleich zu
derjenigen des späteren Dialysators bemerkenswert hoch war.
Beispiel 7
-
Es wurde ein Bündel von etwa 6.000 Polyamid-
Hohlfasermembranen mit einem Außendurchmesser von 335 um, einem
verfügbaren Membranbereich von 0,7 m² und UFR = 62,9
ml/m²/hr/1,33 kPa (ml/m²/hr/mmHg) gebildet. Insgesamt 2 g
derselben Absorptionsfasern (mit einer Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität von 1,963%) wie in Beispiel 1 verwendet
wurden um den Umfang des Bündels über eine Länge von 2 cm
gewickelt. Das Bündel wurde in einen Zylinderhauptkörper mit
einer verfügbaren Länge von 175 mm und einem Innendurchmesser
von 32 mm eingeführt und mit einer Einlaßöffnung und einer
Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit versehen.
-
Anschließend wurde ein Vergußmaterial in die
gegenüberliegenden Endabschnitte von in den Zylinderhauptkörper
eingeführten Hohlfasermembranen injiziert und ein Aushärten ermöglicht,
um die individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten.
Die gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen
Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung
ausgestattete Abdeckung und eine mit einer Blutausgangsöffnung
ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran
wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator
des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus zu erhalten.
Gegenversuch 6
-
Ein Dialysator wurde durch Einhalten der Vorgehensweise
des Beispiels 7 erhalten, unter Einführen des Bündels von
Hohlfasermembranen in den mit einer Eingangsöffnung und einer
Ausgangsöffnung für eine Dialyseflüssigkeit ausgestatteten
Zylinderhauptkörper mit einem Verengungsabschnitt in dem
Mittelabschnitt davon (der Innendurchmesser des
Verengungsabschnitts 29,5 mm, die Breite des Verengungsabschnitts 20 mm,
der Innendurchmesser des Hauptkörpers verschieden von dem
Verengungsabschnitt 32 mm und die verfügbare Länge des
Hauptkörpers 175 mm).
Beispiel 8
-
Die Dialysatoren des Beispiels 7 und des Gegenversuchs 6
wurden jeweils in einen Kreislauf zur extrakorporalen
Blutzirkulation, dargestellt in Fig. 1, eingesetzt und einer In-
Vitro-Experimental-Dialyse unter Verwendung von β&sub2;-
Mikroglobulin (β&sub2;-MG, Molekulargewicht = 11.800) in
Übereinstimmung mit dem Standard zur Bewertung einer künstlichen
Niere, festgelegt von der Japanese Society for Artificial Organs,
unterzogen.
-
Ein menschliches Blutserum (Gesamtproteinkonzentration 6,5
g/dl) wurde als Lösung auf der Blutseite verwendet. Die Menge
des entnommenen Wassers (Flußvolumen der Dialyse) wurde auf 10
ml/min festgelegt. Die Ergebnisse dieses Tests sind in Tabelle
3 dargestellt.
Tabelle 3
Beispiel 9
-
Es wurde ein Bündel von etwa 10.000 Polysulfon-
Hohlfasermembranen mit einem Außendurchmesser von 280 um, einem
verfügbaren Membranbereich von 1,5 m² und UFR = 46,0
ml/m²/hr/1,33 kPa (ml/m²/hr/mmHg) gebildet. Insgesamt 2 g
derselben Absorptionsfasern (mit einer Dialyseflüssigkeits-
Absorptionskapazität von 1,963%) wie in Beispiel 1 verwendet
wurden um den Umfang des Bündels über eine Länge von 2 cm
gewickelt. Das Bündel wurde in einen Zylinderhauptkörper mit
einer verfügbaren Länge von 235 mm und einem Innendurchmesser
von 32 mm und ausgestattet mit einer Einlaßöffnung und einer
Auslaßöffnung für eine Dialyseflüssigkeit eingeführt.
-
Anschließend wurde ein Vergußmaterial in die
gegenüberliegenden Endabschnitte der in den Zylinderhauptkörper
eingeführten Hohlfasermembrane injiziert und ein Aushärten ermöglicht,
um die individuellen Hohlfasermembrane in Position zu halten.
Die gegenüberliegenden Enden der ausgehärteten Pfropfen von
Vergußmaterial wurden zerteilt, um die individuellen
Hohlfasermembrane zu öffnen. Eine mit einer Bluteinlaßöffnung
ausgestattete Abdeckung und eine mit einer Blutauslaßöffnung
ausgestattete Abdeckung wurden getrennt an den gegenüberliegenden
Endabschnitten des Zylinderhauptkörpers angebracht und daran
wasserdicht durch Verschmelzung befestigt, um einen Dialysator
des in Fig. 2 dargestellten Aufbaus zu erhalten.
-
Es wurden zwei Dialysatoren des Beispiels 9 gebildet.
Einer davon wurde in den Gegenfluß-Kreislauf zur extrakorporalen
Blutzirkulation, dargestellt in Fig. 1, eingesetzt, und der
andere in einen Parallelfluß-Kreislauf, und einer In-Vitro-
Experimental-Dialyse unter Verwendung von β&sub2;-Mikroglobulin (β&sub2;-
MG, Molekulargewicht 11.800) in Übereinstimmung mit dem
Standard zur Bewertung einer künstlichen Niere, festgelegt von der
Japanese Society for Artificial Organs, unterzogen.
-
Heparinisiertes Rinderblut (präpariert mit einer
physiologischen Salzlösung zu einem Hämatokrit von 30% und einer
Gesamtproteinkonzentration von 6,5 g/dl und mit β&sub2;-MG) wurde als
Lösung auf der Blutseite verwendet. Die Menge des entnommenen
Wassers (Flußvolumen einer Dialyse) wurde auf 10 ml/min
festgelegt.
-
CL (β&sub2;-MG) ml/min
-
Gegenfluß 93,0
-
Parallelfluß 73,2
-
Die Ergebnisse bei dem Parallelfluß waren beinahe
dieselben wie diejenigen des Gegenflusses.
-
Bei dem Dialysator der vorliegenden Erfindung, wie oben
beschrieben, ist der Verengungsabschnitt in der Mitte der
Länge der zweiten Flußwege für den Fluß der Dialyseflüssigkeit
ausgebildet, um eine vorgeschriebene Druckdifferenz auf die
Dialyseflüssigkeit auf der Stromaufwärtsseite und der
Stromabwärtsseite der Dialyseflüssigkeit relativ zu dem
Verengungsabschnitt zu übertragen. Die einzige Nutzung dieses Dialysators
ermöglicht daher ein Ausführen der Massenverschiebung zwischen
der Körperflüssigkeit unter Behandlung und der
Dialyseflüssigkeit mit verbesserter Leistung hinsichtlich Dialyse und
Filtration, ohne die zusätzliche Verwendung einer speziellen
Vorrichtung erforderlich zu machen.
-
Genauer wird, wenn der Dialysator derart angepaßt ist, daß
der Druck der Dialyseflüssigkeit, welche durch die zweiten
Flußwege fließt, höher ist als der Druck der
Körperflüssigkeit, welche durch die ersten Flußwege fließt, auf der
Stromaufwärtsseite der Dialyseflüssigkeit relativ zu dem
Verengungsabschnitt, und der Druck der Dialyseflüssigkeit, welche
durch die zweiten Flußwege fließt, niedriger ist als der Druck
der Körperflüssigkeit, welche durch die ersten Flußwege
fließt, auf der Stromabwärtsseite der Dialyseflüssigkeit
relativ zu dem Verengungsabschnitt, die oben erwähnte
Massenverschiebung mit merkbarer Verbesserung der Leistung der Dialyse
und Filtration wirksam ausgeführt, da die Filtration von einer
zur anderen der Körperflüssigkeit und der Dialyseflüssigkeit
und die Filtration in Umkehrrichtung vor und nach dem
Verengungsabschnitt innerhalb eines Dialysators ausgeführt werden.
-
Wird der Verengungsabschnitt gebildet, indem bewirkt wird,
daß das den Verengungsabschnitt bildende Element zwischen dem
Umfang des Bündels von Hohlfasermembranen und der
Innenwandfläche des Gehäuses liegt oder die Lücke zwischen den
benachbarten Hohlfasermembranen füllt, so kann die Bildung davon
leicht erreicht werden und die oben erwähnten Druckkennlinien
können stabil erhalten werden.
-
Ist das den Verengungsabschnitt bildende Element aus einem
Dialyseflüssigkeits-Schwellmaterial hergestellt, im besonderen
mit einer Dialyseflüssigkeits-Absorptionskapazität von nicht
weniger als 10%, so kann das Bündel von Hohlfasermembranen
leicht in das Gehäuse eingeführt werden, und, aufgrund des
Anschwellens des Verengungsabschnitts infolge des Flusses der
Dialyseflüssigkeit dort hindurch während der Verwendung des
Dialysators, dazu gebracht werden, fest an dem Gehäuse zu
haften.
-
Beinhaltet der Dialysator darin eine UFR-
Steuereinrichtung, welche in der Lage ist, die von der
Körperflüssigkeit, welche durch die ersten Flußwege fließt, zu
entnehmende Wassermenge einzustellen, so können die oben
erwähnten Druckkennlinien und die zu entnehmende Wassermenge
angemessen festgelegt werden, um für den besonderen Krankheitsfall
geeignet zu sein.