JPH0194902A - ポリスルホン中空繊維膜およびその製法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明はポリスルホン中空繊維膜およびその製法に関す
る。さらに詳しくは、内表面がスキン層、膜内部が微細
多孔構造、外表面が平均孔径５００〜５０００人の微孔
を開口率５〜５０チの割合で有する構造のポリスルホン
中空繊維膜およびその製法に関する。

〔従来の技術〕

近年、医療分野において選択的な透過性を有する膜を用
いる技術がめざましく進展しつつあυ、各種フィルター
類や、人工臓器として次々に実用−化されつつある。特
に膜の形状が中空繊維であると、占有体積あたシの膜面
積が多くとれ有利であり実用化例が増加しつつるる。ま
たこの医療用選択透過性分離膜の膜素材としては多種類
のポリマーが研究開発され、セルロース系、セルロース
アセテート系、ポリアミド系、ポリアクリロニトリル系
、ポリメチルメタクリレート系、ポリビニルアルコール
系、ポリスルホン系、ポリオレフィン系などのポリマー
が使用されている。

ポリスルホン系ポリマーは耐熱性、耐酸性、耐アルカリ
性、耐酸化性などの物理的及び化学的性質が優れている
ため、工業用分野では限外濾過膜をはじめ、逆浸透用や
気体分離用複合膜の支持体として注目され、検討されて
いる。例えば特開昭５４−１４５３７９号には、内表面
及び外表面に１０〜１００人の微細孔を有し、膜内部に
いくに従って徐々に細孔が大キく彦る傾斜型の両面スキ
ンタイプのポリスルホン中空繊維が記載されている。

特開昭５６−１０５７０４、’５６−１１５６０２号に
は膜の両面に顕微鏡的に観察し得る程度の小孔又は開孔
部をもたない両面スキンタイプで内部構造が管束状構造
、いわゆるフィンガーライク構造であるポリスルホン中
空繊維が記載されている。

また、特開昭５８−１１４７０２号には、内表面に平均
中５００Å以下のスリット状微細隙を有し。

外表面に平均孔径１０００〜５０００人の微孔を有する
スポンジ構造の膜が示されている。

さらに、特開昭５６−１５２７０４号には、内面および
／または外面に緻密層を有し、該緻密層に接してスポン
ジ層を有するポリスルホン中空繊維膜が、特開昭５７−
８２５１５号には、内面に緻密層を有し、該緻密層に接
して空洞を含むスポンジ層を有するポリスルホン中空繊
維膜が、特開昭５６−１５４０５１号には、表皮と多孔
性支持体からなる非対称なポリマーの膜が開示されてい
る。

また、ポリスルホン系ポリマーによる医療用中全繊維膜
としては、アミコン社のへモフィルターと、フレジニア
ス社のへモフローが知られている。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかしながら、上記特開昭５４−１４５３７９号に開示
されている膜は、両面にスキン層があるためか、または
内部構造のボアの連続性が低いためか、体液濾過膜とし
て濾過速度が低いという問題がある。また、特開昭５６
−１０５７０４号および５６−１１５６０２号に開示さ
れている膜も体液の濾過速度という点で不十分である。

さらに、特開昭５８−１１４７０２号に開示されている
膜は、濾過速度という点では十分であるが、体液の！要
な成分である血清アルブミンの透過率が大きすぎて血清
アルブミンの流失が起る。

特開昭５６−１５２７０４号に記載の両面に緻密層を有
する膜はアルブミンの透過率は小さく良好であるが、イ
ヌリンの透過率が低く、中分子量物質の除去効果に劣る
。

又、特開昭５７−８２５１５号に記載の膜及び特開昭５
６−１５４０５１号に記載の非対称膜は、耐圧性に劣る
という問題がある。

一方、アミコン社の−＼モフィルター膜（ＤＥＡＦＩＬ
ＴＥＲ）は、内表面に緻密なスキン層を有し、外表面に
は１０μｍ以上のマクロポアが多数存在し、かつ膜内部
はフィンガーライク構造で空孔率が大きいため、透水性
はかなり島いものもあるが、耐圧性が低い。

又、フレジニアス社のヘモフロー（ＨＥＭＯＦＬＯＷ　
）は、外表面に６０００人程度０細孔と、内表明に５０
０人程鹿の細孔があるスポンジ構造の膜であり、内表面
に細孔があるために、血液中の蛋白質がつまり易く、血
液の一過性能が経時的に低下し易い問題がある。

さらに、鐘淵化学工業■のサルフラックス（５ＵＬＦＬ
ＵＸ　）は内外表面に１０００−３０００人の細孔を有
するスポンジ構造の膜であるが、アルダばン等の蛋白質
の透過性が９０チ以上であり、本発明の膜とは異なる。

従って、本発明の目的は、濾過速度、耐圧性、耐熱性に
優れたポリスルホン中空繊維膜を提供することにある。

本発明の別の目的は、体液−過速度に優れ、イヌリンを
効率よく通過させるどともにβ２−ミクログロブリン（
β２−ＭＧ）やパイロジエン物質を阻止するなどシャー
プな分画性と、尿素などの低分子量物質の高い透析性を
有するポリスルホン中空繊維膜を提供することにある。

さらに本発明の別の目的は、上記ポリスルホン中空＠維
膜の製法を提供することにある。

また本発明の他の目的は、上記ポリスルホン中空繊維膜
を使用した体液処理方法を提供することにある。

さらに本発明の他の目的は、上記ポリスルホン中空繊維
膜を収容した体液処理装置を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明者らは上記目的を達成すべく鋭意検討し、本発明
に至った。すなわち本発明・は、内表面に一万倍の走査
型電子顕微鏡（ＳＥＭ）によっても孔の認められない緻
密なスキン層を有し、外表面に平均孔径５００〜５ｏｏ
ｏ人の微孔を開口率５〜５０％の割合で有し、膜内部が
微細孔構造であり、かつ血清アルブミンの透過率が１０
％以下、イヌリンの透過率が５０チ以上、透水速度が５
　Ｑ　ｍｌ／、ｌＪＨｇ・ぜ・１１１以上を示すポリス
ルホン中空繊維膜、及び合にも相分離を起さない量添加
した原液を、ノズルドラフト、６以上で加温加湿された
気体雰囲気中に押出して乾湿式紡糸するポリスルホン中
空繊維膜の製法である。

本発明のポリスルホン中空繊維膜は濾過速度に優れ、圧
密化指数０．２以下というきわめて耐圧性、耐熱性に優
れたものである。

とくに本発明のポリスルホン中空繊維ｌｌ！＠は後述す
る実施例からも明らかなように体液濾過速度が優れてい
るのみならず、イヌリンを効率よく透過させるとともに
β２−ＭＧやパイロジエン物質を阻止するなどシャープ
な分画性と、尿素などの低分子量物質の高い透析性を有
している。

本発明の中空繊維膜は、その内表面に一万倍のＳＥＭに
よっても孔の認められない緻密なスキン層を有し、外表
面に平均孔径５００〜５０００人の微孔を開口率５〜５
０ｑｂの割合で有し、膜内部が微細多孔よシなるスポン
ジ構造膜である。フレジニブス社のへモア０−は本発明
と同様にスポンジ構造であるが内表面が一万倍のＳＥＭ
で明らかに認められるような細孔よりなっておシ、この
点で本発明とは異なる。本発明の膜が７レジニアス社の
膜に比較して体液処理速度の経時低下が少ない理由は、
１つにはこの内表面構造の差によるものと推定される。

−万倍のＳＥＭによっても認められないとは、少なくと
も１００人より大きな孔が存在しないことを意味する。

本発明のポリスルホン中空繊維膜は、その外表面に平均
孔径５００〜５０００人の微孔を開口率５〜５０チの割
合で有する必要がある。これは外表面も孔の認められな
いような緻密なスキン層にすると濾過速度が遅くなると
ともに、該ポリスルホン中空ｆｉｌ！維膜を体液処理に
用いた場合、体液の濾過速度が遅くなるとともに、体液
処理によって除去したい物質であるβ２−ＭＧの除去性
能や、分子量数千〜１万付近のいわゆる中分子量物質の
透過性も低くなり、さらには、尿素など低分子量物質の
拡散透過性も著しく低下するためである。ここで、外表
面の微孔の平均孔径とは、 ここでＤ；平均孔径 Ｄｉ；　ｉ個目の微孔の実測径 Ｄｎ；ｎ個目の微孔の実測径 なおりｌ、Ｄｎ　の実測径は微孔が円形に近い場合はそ
の直径を示し、微孔が円形でない場合には、その微孔と
同一面積の円の直径を示す。

で示されるものである。外表面の平均孔径が５００人未
満であると透水速度が小さくなシ過ぎる。平均孔径が５
ｏｏｏ　Ａを越えると血清アルブミンの透過が高くなり
すぎるだけでなく、耐圧性が″低くなる傾向があシ好ま
しくない。また外圧濾過の場合、分子量子方以上の大分
子量物質などが膜内部にまで侵入してくることとなシ、
−過速度の低下が早いばかシでなく、逆洗あるいは薬洗
によっても膜の再生が十分にはできない傾向にあり、好
ましくない。平均孔径が１５００〜３５００人であると
さらに好ましい。なお本発明の場合、１００Å以下の微
細孔は平均孔径の計算には含まれていない。九だし１０
０Å以下の微細孔２が本発明の目的、効果を損なわない
程度に存在していてもよい。また外表面の微孔は均一孔
径であることが好ましいが、とくに均一である必要はな
く、不均一であってもよい。

本発明にいう開口率とは外表面に開口している微孔の全
孔面積の外表面積に対する割合を百分率で示したもので
ある。開口率が５チ未満であると透水性や、中分子量物
質の透過性が低いので好ましくない。開口率が５０チを
越えると表面強度が小さくなシ、取扱い時、膜が損傷し
易いので好ましくない。開口率が１０〜４０％であると
膜の透過性能と機械的性能のバランスの点でさらに好ま
しい。

本発明において、膜内部は微細多孔構造となっている。

ここで微細多孔構造とは網目状構造、ハニカム構造、微
細間隙構造などのスポンジ構造である。本発明のポリス
ルホン中空繊維膜は実質的に巨大空洞のないスポンジ構
造であるので、経時的に安定した透過性能が得られるほ
が耐圧性、とくに長期間使用時における抗圧密化性が優
れ、さらに強度も優れている。

次に本発明のポリスルホン中空繊維膜は圧密化指数０．
２以下でおることも大きな特徴のひとつである。ここで
圧密化指数αとは次式で表わされる。

ａ　＝　１〜　ＫＶ４／ＫＶＩ Ｋｖｌ：　１００℃の熱水を外圧方式にょシ濾過圧Ｉ　
Ｋｐ　／　ｃｓｉで濾過した時の透水速度（ｎｉ”／ｒ
ｎ”・ｈｒ−ｊｐ／ａＪ） ＫＶ４　ａ　１００℃の熱水を外圧方式により濾過圧４
　Ｋｐ／ｃｒＩで濾過した時の透水速度（＆／ｎ？−ｈ
ｒ−Ｋｐ／ｃｄ） この圧密化指数ａが０．２以下、すなわちＯ〜０．２を
示すということは耐圧性、とくに高温時でも耐正性が優
れ、さらにｐ過速度の経時低下の少ないことを意味して
いる。αが０．２よシ大きいものは、長時間−過処理を
行う場合に、膜の目詰シにともなう圧力上昇によって圧
密化が起り、ｐ過処理速度が急激に低下する傾向がある
ので好ましくない。

本発明のポリスルホン膜の内径は、５０μｍ〜５００μ
ｍ１好ましくは１００〜３５０　ｐ　ｍ　、さらに好ま
しくは１５０〜３００４ｍ％膜厚は５〜２５０μｍ１好
ましくは１０〜１００μｍ１さらに好ましくは２０〜７
０μｍである。内径が５０μｍ以下だと中空繊維同志が
密に詰多すぎて、液密にモジュール化する事が困礫であ
、９．５００μｍ以上だとモジュールが大きくなシすぎ
て取扱いが不便である。また膜厚が５μｍ以下だと紡糸
が困難でリークが発生し易（，２５０μｍ以上では透水
性や、低分子物質の拡散透過性が著しく低下する。

本発明のポリスルホン中空繊維膜は前述のような構造上
の性能を有するとともに、血清アルブミンの透過率が１
０％以下、好ましくは５％以下、さらに好ましくは、５
チ以下、イヌリン透過率が５０％以上、好ましくは７０
チ以上、さらに好ましくは５ｏｑｂ以上、透水速度が３
７℃で６０ｔｔｔｌ／ｇ　Ｈｇ−ｒｌ　−Ｈｒ以上、好
ましくは２００１１４　／　ＵＨｇ　−♂・Ｈｒ以上、
より好ましくは５００ゴ／　ｍｓ　Ｈｇ−ぜ、Ｈｒ以上
、さらに好ましくは１０００　ｍｌ／　ｔｖＨｇ　ｅ　
ｒｎ”・Ｈｒ以上である事が必要である。

血清アルブミンは体液の重要な成分であるため、この透
過率が１０％より高いと、患者の膠質浸透圧を調整する
ために体液処理にともなって新鮮な血清アルブミンを補
給する必要が生じ、医療費が高くなるために好ましくな
い。分子＋ｉｋ５０００付近の物質のマーカーであるイ
ヌリンの透過性が５０−以下だと、体液処理の目的の１
つである分子量が数千〜１万付近のいわゆる中分子量物
質の除去効果が不足する。また透水性が６０ゴ／。Ｈｇ
・♂・Ｈｒ以下だと、体液の透過速度が遅く、体液処理
に多大の時間を要するため不都合である。

この様な性能を満足する本発明のポリスルホン膜を用い
ると、バクテリア、細菌、ウィルス類を完全に阻止する
事はもちろん、細菌の分泌物で発熱性物質（パイロジエ
ン）と言われているリポポリサッカライドも完全に阻止
する事ができる。また、本発明の膜のもう一つの特徴は
、長期血液透析患者中に蓄積しているβ２−ＭＧに対す
る特異的な透過挙動である。すなわち、本発明の膜を用
いて、β２−ＭＧを含有する血液の透析、または濾過を
行うと、膜透過液側（濾過源側）ではβ２−ＭＧ濃度が
実際上ゼロに近いにもかかわらず、血液中のβ２−ＭＧ
が経時的に減少する。この理由は明らかではないが、膜
構造および膜材質に起因して、膜表面、もしくは膜壁内
にβ２−ＭＧが保持されるためか、ポリスルホンとβ２
−ＭＧの間に特異的親和性があるためと推定される。こ
のよりなβ２−ＭＧの特異的挙動を利用すれば、濾過量
をそれ程多くしなくてもβ２−ＭＧが容易に除去できる
ことも本発明のメリットの１つである。

なお、本発明における透過性は次の方法で測定する。

（１）内径基準で１〜の表面積を有するように算定した
本数の中空繊維膜束の両端を、常法によりウレタンで円
筒製筺体に液密に固定した後、中空繊維束の両端を開口
せしめ、有効長２４．５　ｃｍの人工腎様モジュールを
製作する。このモジュール化７０−のエタノール水溶液
に室温下に振動させながら６０分間−浸漬し、十分にポ
リスルホン膜のウェット化を行い、膜中の空気をエタノ
ール水溶液に置換し、ついでエタノール水溶液を生理食
塩水に置換して密栓保存する。

（２）透水性は上記七ジュールの中空繊維膜の中空部に
３７℃の生理食塩水を血液ポンプで流（内部潅流）して
測定する。すなわち該モジュールの出口側を閉止し、内
圧全濾過方式で生理食塩水を透過させた場合のＴＭＰ　
（）ランスメンブレンプレッシャー）を、少なくとも４
つの異なった流量下に測定し％ＴＭＰとＦ液流量との関
係をグラフ化し、その勾配よシ透水速度を決定する。

（８）血清アルブミン、イヌリン、β２−ＭＧＯ透過性
の測定は、ヘマトクリット３０％、総蛋白６．０±０．
２ｆ／ｄｌ、血清アルブミン４±０．５ｆ／ｄｌ。

β２−ＭＧ２０±５　Ｗ　／　Ｊ　ｓイヌリン２０±５
ｑ／ｄｌに調整したＡＣＤＣＤ加液血液いて行う。すな
わち、前述の様にして生理食塩水に置換されたモジュー
ルに、調整された３７℃の牛血液を２００Ｍ１／ｍｉｎ
　テ内部潅流し、　ＴＭＰ　１００ｗｍＨｇノもとて３
０分間循環−過を行った後、モジュール入口側血液、出
口側血液およびＦ液を採取し、各物質の濃度を分析して
、次式に従って透過率（％）を算出する。

なお、各物質の分析は次の方法によって行う。

血清アルブミン：、　Ｂ　ＣＧ法 β２−ＭＧ：グラ°ザイムＥＩＡ−ＴＥＳＴ（和光紬薬
）イヌリン＝３−インドール酢酸法 （４）　　パイロジエン透過性の測定は、モジュール、
回路等を全て所定の方法によってパイロジエンフリー化
した後、牛血のかわシにリポポリサッカライド１０ｎｆ
／１１Ｌｌの水溶液を用いて、前項（８）と同様にして
行う。なお、パイロジエンの分析はワコーリムルスシン
グルテスト（和光紬薬社製）を用いて行う。

以上の様に本発明のポリスルホン中空繊維膜は体液処理
膜、特に、β２−ＭＧの蓄積が顕著である長期血液透析
患者の血液透析濾過膜として優れた性能を有している。

次に本発明のポリスルホン中空繊維膜の製法について述
べる。

従来より膜の透過性能を改善するために製膜原液に変性
剤を添加する方法が行なわれており、ポリマーと溶媒の
種類によシ各檀のものが報告されている。例えば、原液
の溶媒和効果を増大させる、いわゆる膨潤剤として、　
Ｚｎα２等の無機塩、アルコール等の有機物がある。そ
の他膨潤剤としてポリエチレングリコール（ＰＥＧ）が
６る。

変性剤としてのＰＥＧは、水溶性であシ製膜後容易に抽
出除去できるため取扱い性が良い、各種の分子量を有し
たものがあるため種類を選択することによシ透過性能を
コントロールしうる、ポリスルホンの溶媒に対するＰＥ
Ｇの溶解度が大であるため高分子量物であるにもかかわ
らず比較的添加量を大にすることができる。高分子量物
であるため原液粘度を増大させる性質を有している等の
多くの利点を有している。

このうち、原液への添加量を増加することは透過性能、
特に透水性を増大することができ有効である。また原液
の粘度に関して、通常透水性はポリマー濃度が小の時程
大となシ有利であるが、ポリマー濃度が小であると原液
粘度が小となシ、製膜安定性は悪くなる傾向がある。た
とえば中空繊維の場合、ある粘度以上でなければ紡糸が
困難となること等から、ＰＥＧ添加による増粘効果は有
利である。

ＰＥＧを用いたポリスルホン膜の製法については特開昭
５０−８９４７５号や５４−２６２８３号がすでに知ら
れているが、いづれもパッチ式の平膜に関する製法であ
り、得られる膜も表面に０．０３μｍ〜１０μｍ程度の
細孔を有する精密濾過（倣粒子等の除去に用いる）膜で
あり、本発明の目的とするような、体液処理膜として極
めて特定された物質透過性を有し、かつ内表面は緻密な
スキン層よりなシ外表面には平均孔径５００〜５０００
人の微孔を開口率５〜５０％の割合で有する微細多孔（
スポンジ）構造膜については何ら開示されていない。

また特開昭５８−１１４７０２号にはポリスルホンに対
して、ＰＥＧを相分離するまで添加した原液を用いて中
空繊維膜を製造する技術が示されているが、この方法に
よって得られる膜では血清アルブミンの透過性が高すぎ
て、本発明の目的とする体液処理膜として使用する事が
できない。

本発明者らは多くの紡糸実験から、前述のような体液処
理に好適な構造と透過性能を有するボ、リスルホン中空
繊維膜を製造するためには、ポリスルホンとポリエチレ
ングリコールをこれらの共通溶媒であるＮ−メチルピロ
リドン、ジメチルアセトアミドおよびジメチルスルホキ
サイドのうちの少なくとも１種類を含む溶媒に溶解した
紡糸原液を調製し、次いでこれを環状ノズルから押出し
て中空繊維を製造するに際し、ポリエチレングリコール
（ＰＥＧ）の添加率をポリスルホンに対して８０チ以上
、かつ該原液を１００℃に加熱した場合にも相分離を起
さない量添加した原液を、ノズルビラフト、６以上で調
温調湿した気体雰囲気中に押出して乾湿式紡糸する事が
重要である事を見い出した。以下、本発明の製造方法を
さらに詳しく述べる。

本発明のポリスルホン中空繊維膜の製法において、紡糸
原液中のポリスルホン濃度は１２〜３０重量％、好まし
くは１５〜２２重量％である。１２重量％未満では得ら
れた膜の強度が十分でなく、一方３０重量係を越えると
ポリマー濃度が大のため、およびＰＥＧの添加量を大と
することができないため、十分な透過性能を有する膜が
得られず好ましくない。

ポリスルホンとＰＥＧの共通溶媒は、ポリスルホンおよ
びＰＥＧを溶解し、かつポリスルホンに対し凝固能を有
する凝固液に対し相溶性のあるもの、たとえばジメチル
スルホキクド、ジメチルアセトアミド、Ｎ−メチルピロ
うトン等の極性有機溶媒があげられる。このうちジメチ
ルアセトアミドとＮ−メチルピロリドンが、ポリスルホ
ンとの親和性の面から最適である。

本発明におけるＰＥＧの添加量はポリスルホンに対して
８０重量−以上、かつ該原液を１００℃に加熱しても相
分離を起さない量でアシ、通常好ましい添加量は１２０
〜２５０重量％、さらに好ましくは１６０〜２００重量
％である。

本発明において相分離現象を示す量とはＰＥＧを１００
℃のポリスルホンと溶媒の混合液に添加していった時、
ポリスルホンおよび／またはＰＥな透水性を得る事がで
きず、相分離を起す置板上に添加すると紡糸調子が不安
定になシ、血清アルブミンの透過性が大きくなシすぎて
、体液処理膜として不都合である。

本発明に用いられるＰＥＧは、分子！４００〜２０００
０、好ましくは６００〜２０００のものが用いられる。

４００未満のものは添加量の増大に見あうほどの膜の透
過性能の向上が得難く、一方２００００を越えるものは
添加量を大とすることができず、十分な透過性能が得ら
れない。

原液の調製に際しては、通常ポリスルホン、ＰｇＧおよ
びこれらの共通溶媒の混合物をポリスルホンとＰＥＧの
溶媒に対する溶解速度を考慮して、通常８０℃〜１３０
℃さらにはｉｏｏ℃〜１３０℃で加熱攪拌すると均一な
溶液が得られるので、ついでこれを０〜６０℃、好まし
くは１０〜４０℃に冷却して紡糸原液とする。

この原液を用いて湿式紡糸を行うと、外表面はｗ１密な
スキン層が形成され易く、本発明で求められる平均孔径
５００〜５０００人の大きな孔径の細孔が５〜５０チの
開口率で存在するような外表面構造を得るためには、乾
湿式紡糸が好適である。

ここにいう乾湿式紡糸とは紡糸原液を一旦気体（大てい
の場合空気）に押し出し、次いで凝固液中に導入する方
式、すなわち、ノズルが凝固液に浸漬されていない方式
をいう。ノズル吐出面と凝固液表面の距離すなわち気中
走行距離をドライゾーン長と定義すると、ドライゾーン
長は０．１〜２００ｃｍがよい。０．１αより短いとわ
ずかな凝固液の波立ちでもノズルが凝固液に浸漬されて
しまうので実質的に乾湿式紡糸することはできない。２
００工を越えると糸揺れが大きく正常な紡糸ができない
。よシ好適なドライゾーン長は０６５〜５０１で、１〜
３０ｃＩＬが紡糸性と膜性能のバランス上段もよい。従
来中空繊維膜の細径化と紡糸速度向上の目的で乾湿式紡
糸をしたシ、ドライゾーン中で溶媒を蒸発させて表面に
スキン層を得る目的で乾湿式紡糸する場合が多いが、本
発明の場合には、外表面にスキン層を作らせるのではな
く、むし２ろ逆に微孔を形成させるものであり、ドライ
ゾーン中に存在する微量の水分により緩徐な凝固を生起
せしめる。従って従来の乾湿式紡糸の目的および作用効
果とは明らかに異なっている。本発明の乾湿式紡糸の効
果はドライゾーン長が０．１　ｃｍと非常に短くてもド
ライゾーン長Ｑｃａの湿式紡糸とは明確か違いを示す点
でも特徴的である。このドライゾーン長やドライゾーン
の雰囲気により外表面の孔径を制御しうる。ドライゾー
ンを加温加湿する事は、外表面に平均孔径５００〜５０
００人の孔径の細孔を形成する上で重要な因子であり、
好ましくは３０℃ｘ７０１ＲＨ以上もしくは相当する水
蒸気圧以上、さらに好ましくは４０℃ｘ９０％ＲＨ以上
もしくは相当する水蒸気圧以上に加温加湿を行うと表面
開口率の大きな中空繊維膜を得る事ができる。

原液吐出から第一ローラー間でのノズルドラフト、即ち
、「第一ローラーの回転速度／原液吐出線速度」の値も
、膜構造および透過性に大きく影響する因子で・あシ、
ノズルドラフトが、６以上、好ましくは２．４以上、さ
らに好ましくは２．８以上で紡糸する事が本発明の体液
処理膜を得るため重要である。ノズルドラフトが、６よ
シ小さいと膜構造が緻密になりす、ぎて、イヌリンの透
過性が低くなる傾向にある。

凝固浴はポリスルホンと、ＰＥＧの共通溶媒に混和性が
あシ、かつボリスルホイの非溶媒であれば特に限定はな
い。一般には水あるいは溶媒（好ましくはジメチルアセ
トアミドやＮ−メチルピロリドン）と水の混合液が使用
される。さらに界面活性剤などを添加すると好都合な場
合がある。環・　状ノズルのニードルに流す内部凝固流
体は、凝固性液体、非相溶性液体、気体（空気、窒素）
など特に限定はないが、水、溶媒と水との混合液などの
凝固性液体がよい。その中でも中空繊維膜内表面に１万
倍のＳＥＭで観察しても孔の認められないような緻密な
スキン層を形成するためには溶媒と水の混合液、溶媒／
水の重量比が０／１　ｏ　ｏ〜８５／１５の凝固性液体
が優れている。溶媒／水の比率が０／１００〜７０／３
０であれば紡糸性と膜性能のバランスの上で最適である
。

凝固後、溶媒およびＰＥＧを除去するために６０℃以上
、好ましくは９０℃以上の温水中で洗浄が行なわれる。

また必要に応じＰＥＧの除去と耐圧性の向上のために水
を主成分とした浴中で温熱処理を行なうことができる。

通常湿潤膜を乾燥すると透水性が低下するが、湿熱処理
によシ乾燥後も透水性を保持することができ、有効であ
る。

本発明のポリスルホン中空繊維膜は束ねられ、その両・
端部はポリウレタン樹脂等の熱硬化性樹脂によシハウジ
ングに固定され、モジュール化される。誼モジュールは
、必要に応じＥＯＧ滅菌、Ｔ綿滅菌、高圧蒸気滅菌等の
公知の方法で数置処理を施された後、体液等の処理装置
としてｆ過、濃縮等に供される。このような体液処理装
置を使用するには、動脈圧を駆動力として血液処理に使
用してもよいし、又、必要に応じてポンプを使用して体
液処理に供してもよい。

本発明のポリスルホン中空繊維膜を使用して体液処理を
行なうと、例えば腹水中の各種成分を濃縮する場合は濃
縮時間が従来法であるセルロース系中空糸を使用する場
合に比べて大巾に短縮できる。又、希釈血液中の各種血
液成分を濃縮する場合は、従来法である遠心分離法に比
べて同等の所要時間で血漿蛋白を失わずに処理すること
が可能である。

〔実施例〕

以下、実施例によシ本発明をさらに具体的に説明するが
、本発明はこれらにより何ら限定されるものではない。

実施例１ ポリスルホン（ユニオンカーバイト社製、ニーデルＰ１
７００）２０１（置部、ポリエチレングリコール（三洋
化成工業物製、ＰＥＧす６００、分子量６００）３６重
量部及びＮ、Ｎ−ジメチルアセトアミド（ＤＭＡ）４４
重量部を混合、加熱攪拌して均一透明な原液を調製した
。該原液の粘度は２５℃で１２１ポイズであった。２５
℃にて１６時間静置し、脱泡した後、外径０．７０　ｍ
、内径０．２８　ｍ１１の環状ノズルよシ、内部凝固液
として、Ｑ　ｅＣ７分のＤＭＡ５５重量％水溶液を導入
しながら、０．８８ｃｃ／分の速度で、相対湿度９５％
、４０℃に調整した空中に押し出した０１０ｍの空中走
行後、３０℃の水中に導いて凝固させ、１０．５ｍ／分
の速度で中空糸を捲きとった。このときのノズルドラフ
トは２．９であった。該中空糸を型枠に捲きとシ、定長
で９５℃の水中で残存溶媒とＰＥＧを洗浄除去し、外径
３８０μｍ、内径２４０μｍの中空糸を得た。該中空糸
の圧密化指数を前述の方法に従って測定したところ、０
．１４であり良好であった。

該中空糸をＳＥＭで観察したところ、中空糸の内面には
一万倍の倍率でも孔の認められない緻密なスキン層が存
在し、外表面は平均孔径２０００人の孔が開口率２０％
で存在し、膜内部はスポンジ構造であることが認められ
た。

得られた中空繊ｉ膜の膜性能を前述した方法に従って評
価したところ、透水速度は１１００ｍｇ／ｕＨｇ−♂・
ｈｒ、アルブミンの透過率は０チ、イヌリンの透過率は
９５チ、β２−ＭＧの透過率は０％であった。なお、モ
ジュール入口でのβ２−ＭＧの濃度は３０分後に初期の
約６０チまで減少していた。又、□パイロジエンの透過
は認められなかった。

実施例２　　　　゛ 溶媒をＮ−メチルピロリドン（ＮＭＰ　）に変更し、内
部凝固液をＮＭＰ０５０重量％水溶液を用いた以外は実
施例１と同様の方法で、外表面に平均１０００人の孔が
開口率１５チで存在する、外径３８０μｍ１内径２４０
μｍの中空糸を得た。該柑空糸の圧密化指数は０．１０
であった。又、該中空糸の膜性能は、透水速度が５６０
　ｄ、／＋ｙＪＨｇ　−ｒｌ　・ｈｒ、イヌリンの透過
率が６２チである以外は実施例１と同様であった。

比較例１ 原液吐出量を、２０ｅｅ／分、ノズルドラフトを、３で
行なう以外は実施例１と同じ条件で紡糸し、外観上は実
施例１とほぼ同じ中空糸（外径３８５μｍ１内径２４０
μｍ）を得た。

該中空糸の圧密化指数は０．１２．透水速度は６５６　
ｄ／ｗＨｇ−ｒａ’　・ｈｒ　、　７　／Ｌ／プミンの
透過率０％。

βｚ−ＭＧの透過率Ｏｔｓであり、又パイロジエンの透
過は認められなかったが、イヌリンの透過率が４８チと
低いものであった。又、ノズルドラフトが小さいため、
凝固浴中での中空糸の張力が低下し、捲とシローラーか
ら外れがちであり、紡糸が不安定であった。

実施例３ ノズル外径０．６５ｍ、内径０．２８ｍの環状ノズルよ
り０．９４ｃｃ／分の速度で吐出し、ノズルドラフトを
２．０で実施する以外は実施例１と同じ条件で紡糸し、
外径３８０μｍ１内径２５０μｍの中空糸を得た。

該中空糸の圧密化指数は０．１５、透水速度は６００　
ｄ／ｌｌｌｌＨｇ　’　ｍ　・ｈｒ　ｓ　７１Ｌ’プミ
ンノ透過率ＯＳ、イヌリンの透過率８０％、βｇ−ＭＣ
の透過率０％であった。な訃、β２−ＭＧのモジエール
入口での濃度の減少は実施例１と同じ傾向であった。又
、パ本発明の中空糸膜６．５００本を束ねて、その両端
部をポリウレタン樹脂によシ円筒形のノ・ウジングに固
定し、モジュール（有効膜面積、３　ｄ　）を作製した
。このモジュールを組込んだ回路により、肝硬変患者よ
り採取した腹水を循環し、腹水中の各種成分の濃縮を行
った。腹水導入流量＝２００ｒＩｔｌ／ｍ１ｎ一定の下
でモジュールの入口圧力が２００ｊＩＪＨｇとなるよう
モジュール出口側回路に設置したクレンメによシ濾液流
量を調整した。この時の液量および濃度の変化を表１に
示す。

表　　　　　　１ この様に本発明の中空糸膜を用いることによシ、濃縮所
要時間をセルロース系中空糸膜による従来法の半分に短
縮することができた。また、中空糸膜内壁へのタンパク
付着等によるタンパクロスがほとんどなく、アルブミン
などが高率で濃縮回収される一方、小分子量成分は等濃
度で濾過排出されるため尿毒物質は濃縮されず、電解質
のバランスも一定に保たれ、極めて生理的なタンパク濃
縮が可能であることが分る。

実施例５ 本発明の中空糸膜６，５００本を束ねて、その両端部を
ポリウレタン樹脂によシ円筒形のノ・ウジングに固定し
、モジュール（有効面積、３♂）を作製した。このモジ
ュールを組込んだ回路により、関心暫時に使用され九人
工心肺装置回路中に残存した希釈血液を循環し、各種血
液成分の濃縮を行った。血液循環流量＝　２５０１Ｌｔ
／ｍ１ｎ一定の下でモジュールの濾過圧力が２００　ｗ
　Ｈｇとなるようモジュール出口側回路に設置したクレ
ンメにより調整した。

この時の液量および濃度の変化を表２に示す。

以下余白 表　　　　　　２ この様に本発明の中空糸膜を用いることにょシ、遠心分
離装置を用いる従来法と同等の棧縮所要時間で処理が可
能である。さらに、従来は廃棄せざるをえなかった各種
血漿成分とくに蛋白質を有効に回収することができ、ま
た、小分子量成分は等濃度で濾過排出されるため電解質
のバランスも一定に保たれ、極めて生理的なタンパク濃
縮が可能である。ことが分る。

実施例６ 中空糸ポリスルホン膜で、、３ｒＩｔ及び０．４ｎ？の
モジュールを作成し、牛血液で一過試験を行ったところ
、次のような結果となった。

各モジュールの牛血液−過試験結果 牛血液　へマドクリット　３８チ、総蛋白濃度　６ｆ／
ｄｔ血液流量　２００ｒ！ｌｌ／ｍｉｎ 牛血液０ＵＦＲが、１５〜４５　ｔｔｔ／ｒｒｈ　ｈｒ
−ＩＩＪＩＨｇの結果が得られた。イヌリンの透過率は
、０．８２から０．９５を示した。また、同時に、βｚ
−ＭＧ、アルブミンの透過率を測定したところ、全ての
点で、０であった。

、３ｎ？モジユールを、慢性腎不全患者の治療用として
、臨床使用した。特にβ２−　Ｍ　Ｇの血液中の濃度が
高い患者に対して、２０リツトルの濾過及び、１８リツ
トルの補液を行う血液濾過を施行したところ、β２−Ｍ
Ｇの治療前の濃度が、６９１８７／１に対し、治療後の
値は、ａ６ｙ／Ｊに減少した。

Ｆ液中のβ２−ＭＧの濃度は検出限界外であった。

次表に他の例も示した０ 血液濾過施行時のβ２−ＭＧ治治療前後面血液流量２０
０　ＩＥ４／ｍｉｎ　　濾過圧　２００〜２５０ｆｉＨ
ｇ治療時間　４．５〜５，５時間 以上のように、このモジュールは、牛血液での濾過試験
結果のように、β２−ＭＧの透過率がＯであるにもかか
わらず、血液濾過を施行することによってβ２−ＭＧの
除去が可能であることがわかった。

実施例７ ０．４ｒＩ！モジユールは、腎不全患者や心不全患者な
どに、ＣＡＶＨ（持続的血液濾過法）として臨床使用し
た。ＣＡ￥Ｈは、動脈圧を駆動力とじて血流を得、濾過
を行うシステムであるので、低圧でも高いＵＦＲを有す
るモジュールの特徴を十分に発揮させることが可能であ
った。次表に施行例を示した。

ＣＡＶＨ施行例 １Ｏ例の症例において、このモジュールは、血栓の形成
も少なく、安定した濾過性能が得られた。

実施例８ 、３Ｉモジユールを血液透析に用いた。９症例において
、種々の溶質のクリアランス及び除去率を次表に示した
。

、３♂モジユールでの血液透析におけ る各溶質のクリアランスおよび除去率。

ＣＬ：クリアランス（ｄ／ｍ１ｎ） 除去率；（透析前値−透析後位）÷透析前値Ｘ　１００
（（転）、３ｎ？モジユールは、小分子量物質の透析性
にも優れ、十分に血液透析器としての性能を有している
。同時にβトブイクログロプリンも除去できることが分
かった。

実施例９及び比較例２〜５ 本発明の中空繊維膜についてβ２−ＭＧおよびアルブミ
ンの透過性能の評価を行なった。

本発明の中空４Ｒ維膜１００本を束ね、その両端部をエ
ポキシ樹脂により円筒形のハウジングに固定し、有効膜
面積が１００−のモジュールを作製した。

β２−ＭＧを含む腹膜透析廃液を濃縮し、該濃縮液と牛
血漿とを混合して得た総タンパク濃度７　ｒ　７ｄｌ、
アルブミン濃度３　ｆ　／ｄｔおよびβ２−ＭＧ濃度２
０Ｗ／１の血漿を実験に使用した。

第３図に示す装置を用い、循環流速ＣＱＢ）４ｎ！、７
分、濾過流速（Ｑ　Ｆ　）　０．４ｍｌ／分の条件で循
環濾過を行ない、経時的にビーカー内の血漿および濾過
血漿を採取し、血漿成分の分析を行なった（実施例９）
、。

又、比較のなめフレジニアス社のポリスルホン膜〔ヘモ
フロー（Ｆ−８０））および３種の試作ポリスルホン膜
Ａ、Ｂ及びＣについて、各々有効膜面積１００　ｃｓｌ
のモジュールを作製し、実施例９と同様にして濾過実験
を行なった（各々比較例２〜５）。

ポリスルホン膜Ａ：平均孔径０．２μｍでアルブミンの
透過率１００　％の均質多孔質膜 ポリスルホン脱Ｂ：平均孔径０．０２μｍのスリット状
孔を有する緻密なスキン層と ０．５〜３μｍの孔を有するスポン ジ構造の支持層からなυ、ア ルブミンの透過率９５チ、イヌリ ンの透過率１００チの非対称膜 ポリスルホン膜Ｃニー万倍のＳＥＭによっても孔の認め
られない緻密なスキン 層と５〜１０ｐｍのフィンガーラ イク構造のボイドが存在する 支持層を有するアルブミンの 透過率０チ、イヌリンの透過 率３０％の非対称膜 第４図にビーカー内の血漿中のβ２−ＭＧ残存率の経時
変化を示したが、フレジニアス社のポリスルホン膜およ
び３種の試作ポリスルホン膜では濾過開始１時間後若干
βｚ−ＭＧ残存率の低下がみられるがその後５時間はぼ
一定の濃度を示すのに対し、本発明の膜は経時的にβｚ
−ＭＧ残存率が減少し、５時間後ビーカー内の血漿中の
βｚ−ＭＧ濃度はほぼ０となった。

又、実施例９および比較例２〜５について、アルブミン
およびβ２−ＭＧのＳＣ１透水速度およびβｚ−ＭＧの
残存率を表３に示す。

１）濾過開始１時間後の濾液中の濃度／ビーカー中の濃
度２）　Ｃａａ過３過量時間後−カー中濃度／濾過開始
前濃度）　：＜　１００以上の結果から、本発明の中空
繊維膜の効果は明らかである。

〔発明の効果〕

本発明により得られるポリスルホン中空繊維膜線、バク
テリア、細菌、ウィルス等を阻止することができるので
、水精製等の工業膜、体液濾過や液処理膜として極めて
有用である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のポリスルホン中空繊維膜の内表面の芋
す電子顕微鏡写真（倍率１００００倍）である。 第２図は本発明のポリスルホン中空繊維膜の外表面の電
子顕微鏡写真（倍率５０００倍）である。 第３図は実施例９及び比較例２〜５の濾過実験に用いた
装置の概略図である。 第４図は実施例９及び比較例２〜５の濾過実験で得られ
た血漿中のβ２−　Ｍ　Ｇ残存率の経時変化を示すグラ
フである。 １・・・・・・モジュール　　　　２・・・・・・ロー
ラーポンプ３・・・・・・ビーカー　　　　４・・・・
・・血　　漿５・・・・・・攪拌子　　　　６・・・・
・・スターラー７・・・・・・恒温水槽 ８・・・・・・実施例９のポリスルホン膜９・・・・・
・比較例２のポリスルホン膜１ｏ・・・・・・比較例３
のポリスルホン膜１１・・・・・・比較例４のポリスル
ホン膜１２・・・・・・比較例５のポリスルホン膜特許
出願人　　株式会社　り　ラ　し

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、内表面に一万倍の電顕観察（ＳＥＭ）によっても孔
   の認められない緻密なスキン層を有し、外表面に平均孔
   径５００〜５０００Åの微孔を開孔率５〜５０％の割合
   で有し、膜内部が微細多孔構造であり、かつ血清アルブ
   ミンの透過率が１０％以下、イヌリンの透過率が５０％
   以上、透水速度が６０ｍｌ／ｍｍＨｇ・ｍ＾２・Ｈｒ以
   上を示すポリスルホン中空繊維膜。 ２、β＿２−ミクログロブリンの透過率がゼロである請
   求項１記載のポリスルホン中空繊維膜。 ３、外表面の微孔の平均孔径が１０００〜３５００Åで
   ある請求項１または２記載のポリスルホン中空繊維膜。 ４、外表面の微孔の開孔率が１０〜４０％である請求項
   １〜３のいずれか１項記載の ポリスルホン中空繊維膜。 ５、透水速度が２００ｍｌ／ｍｍＨｇ・ｍ＾２・Ｈｒ以
   上である請求項１〜４のいずれか１項記載のポリスルホ
   ン中空繊維膜。 ６、パイロジエンの透過率がゼロである請求項１〜５の
   いずれか１項記載のポリスルホン中空繊維膜。 ７、圧密化指数が０．２以下を示す請求項１〜６のいず
   れか１項記載のポリスルホン中空繊維膜。 ８、ポリスルホンとポリエチレングリコールをこれらの
   共通溶媒であるＮ−メチルピロリドン、ジメチルアセト
   アミドおよびジメチルスルホキサイドのうちの少なくと
   も１種類を含む溶媒に溶解した紡糸原液を環状ノズルか
   ら押出して中空繊維を製造するに際し、ポリエチレング
   リコールを、ポリスルホンに対して８０重量％以上、か
   つ該原液を１００℃にした場合にも相分離を起さない量
   添加した原液を、ノズルドラフト１．６以上で加温加湿
   された気体雰囲気中に押出して乾湿式紡糸することを特
   徴とするポリスルホン中空繊維膜の製法。 ９、紡糸原液中のポリスルホンの濃度が１２〜３０重量
   ％である請求項８記載のポリスルホン中空繊維膜の製法
   。 １０、ポリエチレングリコールの添加量がポリスルホン
   に対し１２０〜２５０重量％である請求項８また９記載
   のポリスルホン中空繊維膜の製法。 １１、ポリエチレングリコールの添加量がポリスルホン
   に対し１６０〜２００重量％である請求項８〜１０のい
   ずれか１項記載のポリスルホン中空繊維膜の製法。 １２、共通溶媒がジメチルアセトアミドである請求項８
   〜１１のいずれか１項記載のポリスルホン中空繊維膜の
   製法。 １３、共通溶媒がＮ−メチルピロリドンである請求項８
   〜１２のいずれか１項記載のポリスルホン中空繊維膜の
   製法。 １４、乾湿式紡糸においてドライゾーン長が０．１〜２
   ００ｃｍである請求項８〜１３のいずれか１項記載のポ
   リスルホン中空繊維膜の製法。 １５、乾湿式紡糸においてドライゾーン長が０．５〜３
   ０ｃｍである請求項８〜１４のいずれか１項記載のポリ
   スルホン中空繊維膜の製法。 １６、内部凝固液が水、またはポリスルホンとポリエチ
   レングリコールの共通溶媒と水の混合液を用いる請求項
   ８〜１５のいずれか１項のポリスルホン中空繊維膜の製
   法。 １７、内部凝固液がポリスルホンとポリエチレングリコ
   ールの共通溶媒／水の重量比が０／１００〜８５／１５
   の混合液である請求項８〜１６のいずれか１項記載のポ
   リスルホン中空繊維膜の製法。 １８、外部凝固液が水である請求項８〜１７のいずれか
   １項記載のポリスルホン中空繊維膜の製法。