本發(fā)明涉及血液透析過濾器和包含血液透析過濾器的裝置。

背景技術：

血液透析過濾療法利用過濾和透析(擴散)這兩者的效果，除去從小分子量物質到低分子量蛋白質這樣較廣的分子量范圍的尿毒癥物質。在該療法中采用這樣的方法：使透析液流向血液透析過濾器，并且，從血液側朝向透析液側進行大量的過濾，通過投放電解質液(置換液)來補充由此產(chǎn)生的過度的體液量的減少，能夠除去從小分子量物質到低分子量蛋白質這樣較廣的分子量范圍的尿毒癥物質等，提供一種作為更接近人類的腎小球功能的功能的治療法。

血液透析過濾療法被報告為對于關節(jié)痛、皮膚搔癢感、失眠、刺痛感、不安腿綜合癥等是有效的，也可知能降低淀粉樣變惡化的風險。

在血液透析過濾療法中存在掛袋型(日文：オフライン型)(瓶式)、在線型、推拉型等。掛袋型是使用輸液制劑作為置換液的古典的方式，作為專用的輸液制劑，向玻璃瓶或者軟袋中填充1l～2l的輸液進行準備，通過投放電解質液(置換液)來補充由血液透析過濾器產(chǎn)生的過度的體液量的減少。一般來講，1次使用5l～20l的市面上銷售的專用置換液作為置換液。

另一方面，在線型是不使用點滴(補充液)而使用自透析所使用的液體分開制作的液體直接用作補充液的方法。在線血液透析過濾療法與通常的血液透析過濾療法相比，具有能夠大量置換補充液這樣的優(yōu)點。此外，若不是患有特定疾患的患者，則掛袋型不適用保險，但根據(jù)2012年度的醫(yī)療報銷修訂，只要是透析患者，任何人都能夠享受在線型。因此，從醫(yī)療報銷修訂之后，進行在線型的血液透析過濾療法的透析設施有所增加。

在以往的掛袋型中置換液量較小，因此，血液透析過濾療法所使用的血液透析過濾器(血液過濾透析器)沿用血液透析療法所使用的中空纖維型膜組件的形狀，并未發(fā)明血液透析過濾用組件獨自的形狀。

作為著眼于例如血液透析過濾療法的血液透析過濾用組件的發(fā)明，存在以改善β2mg和白蛋白的分級特性為目的的發(fā)明(專利文獻1)，但在容器長度、中空纖維長度較長的狀態(tài)下，血液入口側的壓力升高。

此外，專利文獻2是與也包含血液透析過濾療法的中空纖維型體外循環(huán)用組件的形狀相關的發(fā)明，但卻是將血液透析過濾和血液過濾一概而論的發(fā)明，稱不上是根據(jù)血液透析過濾的原理的獨自的形狀的發(fā)明。實際上，缺少使透析液流動的觀點，在中空纖維膜束的填充率較密的狀態(tài)下透析液流路變窄。

現(xiàn)有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：日本特開2009－78121號公報

專利文獻2：日本專利第4992104號公報

在血液透析過濾療法中，由于最近在線型的急劇增長，因向取出血液得到的患者血添加大量的置換液而使血液入口側的血液流量變大，壓力損失變大，因此，血液入口壓力升高，考慮有治療中斷的風險。

另一方面，在血液透析過濾療法中，與血液透析療法相比可期待提高血中物質的除去量，因此，存在利用膜面積大的組件使透析液流量增加的傾向。因而，透析液側的壓力損失上升，考慮有加速膜劣化的風險。

技術實現(xiàn)要素：

發(fā)明要解決的問題

本發(fā)明鑒于以往并未著眼的所述問題點，其課題在于提供一種在施行血液透析過濾療法的過程中能夠將血液側和透析液側這兩側的壓力損失保持為低值的血液透析過濾器。

用于解決問題的方案

本發(fā)明人們?yōu)榱私鉀Q上述課題而進行了深入研究，其結果，發(fā)現(xiàn)通過使用賦予了卷曲形狀的中空纖維膜來作為內(nèi)置的中空纖維膜，在將中空纖維膜填充于筒狀容器時，其膜束填充率f(％)和中空纖維膜束的開口端面的開口率x(％)或者灌封加工所使用的固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y(％)滿足特定的條件，血液透析過濾器能夠將血液側和透析液側這兩側的壓力損失保持在低值，以致完成本發(fā)明。

即，本發(fā)明涉及以下的血液透析過濾器和包含該血液透析過濾器的血液透析過濾用裝置。

[1]一種血液透析過濾器，其包含筒狀容器和填充在該筒狀容器內(nèi)部的中空纖維膜的束即中空纖維膜束，其中，

所述中空纖維膜的兩端部利用固化性樹脂灌封加工在所述筒狀容器兩端部，并且在所述筒狀容器的兩端部成為開口端面，

所述中空纖維膜被賦予卷曲形狀，

所述筒狀容器內(nèi)的所述中空纖維膜束的填充率f(％)是53％以上且63％以下，所述中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l(mm)是325mm以下，

所述中空纖維膜束的有效膜面積a(m²)和所述中空纖維膜束的開口端面的開口率x(％)滿足下式(1)。

18+2×a＜x＜28+2×a(1)

[2]一種血液透析過濾器，其包含筒狀容器和填充在該筒狀容器內(nèi)部的中空纖維膜的束即中空纖維膜束，其中，

所述中空纖維膜的兩端部利用固化性樹脂灌封加工在所述筒狀容器兩端部，并且在所述筒狀容器的兩端部成為開口端面，

所述中空纖維膜被賦予卷曲形狀，

所述筒狀容器內(nèi)的所述中空纖維膜束的填充率f(％)是53％以上且63％以下，所述中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l(mm)是325mm以下，

所述中空纖維膜束的填充率f(％)和所述固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y(％)滿足下式(a)。

6.4+0.2×f＜y＜14.4+0.2×f(a)

[3]根據(jù)[1]或[2]所述的血液透析過濾器，其中，

有效膜面積a是1.6m²以上。

[4]根據(jù)[1]～[3]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述中空纖維膜的內(nèi)徑b是195μm以上且205μm以下。

[5]根據(jù)[1]～[4]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

將所述中空纖維膜束的兩開口端面之間的距離設為l(mm)、將所述筒狀容器的內(nèi)徑設為d(mm)時的l/d比是5.5以上且9.0以下。

[6]根據(jù)[1]～[5]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器具有透析液入口和透析液出口，

所述筒狀容器具有其內(nèi)周面直徑從透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上增加的部分。

[7]根據(jù)[1]～[6]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器具有透析液入口和透析液出口，

所述筒狀容器具有其內(nèi)周面直徑從透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上減少的部分。

[8]根據(jù)[1]～[7]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器的內(nèi)周面直徑從所述透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上暫且減少之后增加。

[9]根據(jù)[1]～[8]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器的透析液出口側的內(nèi)周面直徑的長邊方向上的平均錐度a是0.7％～1.5％。

[10]根據(jù)[6]～[9]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器的內(nèi)周面直徑最小的位置處于比所述透析液入口和所述透析液出口的中間靠所述透析液入口側的位置。

[11]根據(jù)[8]～[10]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器的從主體部的透析液出口側的端部到內(nèi)周面直徑最小的部位的長度l2與主體部的長度l3之比(l2/l3)是0.5～0.99。

[12]根據(jù)[6]～[11]中任一項所述的血液透析過濾器，其中，

所述筒狀容器還具有血液入口和血液出口，在長邊方向上，所述血液出口設置在所述透析液入口側，所述血液入口設置在所述透析液出口側。

[13]一種血液透析過濾用裝置，其中，

該血液透析過濾用裝置具有[1]～[12]中任一項所述的血液透析過濾器、連接于該血液透析過濾器的血液流路和透析液供給流路、以及自該透析液供給流路分支的置換液供給流路，

所述置換液供給流路在所述血液透析過濾器的血液入口的上游和/或血液出口的下游與血液流路連接。

[14]根據(jù)[13]所述的血液透析過濾用裝置，其中，

該血液透析過濾用裝置包括：

血液泵，其用于使血液經(jīng)由所述血液流路向所述血液透析過濾器流通；

透析液的供給泵，其用于經(jīng)由所述透析液供給流路向所述血液透析過濾器供給透析液；以及

置換液泵，其用于經(jīng)由所述置換液供給流路向所述血液流路輸送置換液。

發(fā)明的效果

采用本發(fā)明的血液透析過濾器，能夠實施將血液側和透析液側這兩側的壓力損失保持為低值的在線型的血液透析過濾療法。

在在線型的血液透析過濾療法中，在使患者血流入到血液透析過濾器之前補充置換液的前稀釋型中也具有顯著的效果，但在患者血通過了血液透析過濾器之后補充置換液的后稀釋型和所述的前稀釋型并用的并用型中也能發(fā)揮效果。

由此，血液入口的正壓和透析液出口的負壓變小，能夠實現(xiàn)穩(wěn)定地施行治療和抑制過濾性能下降。

附圖說明

圖1是中空纖維膜束的開口端面的開口率x(中空纖維膜束面積)和固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y的說明圖。

圖2是所述筒狀容器的內(nèi)周面直徑的長邊方向上的平均錐度a的說明圖。

具體實施方式

以下，詳細地說明用于實施本發(fā)明的方式(以下稱作“本實施方式”。)。

以下的本實施方式是用于說明本發(fā)明的例示，并不是將本發(fā)明限定于以下內(nèi)容的意思。本發(fā)明能夠在其主旨的范圍內(nèi)適當?shù)刈冃芜M行實施。

血液透析過濾器的中空纖維膜的材質并不限定于特定的材質，只要是血液透析器所使用的中空纖維膜的材料就可以利用。例如能夠列舉出纖維素系高分子、聚砜系高分子、聚丙烯腈系高分子、聚甲基丙烯酸甲酯系高分子、含有乙烯－乙烯醇共聚物的聚乙烯系高分子、聚酰胺系高分子、聚酯系高分子、聚烯烴系高分子等。

中空纖維膜能夠利用公知的技術來制造。

為了對疏水性高分子賦予親水性，也可以將混合親水性高分子而制膜成的材料用作中空纖維膜。作為親水性高分子，例如能夠列舉出聚乙烯吡咯烷酮(pvp)、聚乙二醇、聚乙烯醇、聚丙二醇等。從親水化的效果、安全性的方面考慮，特別優(yōu)選為聚乙烯吡咯烷酮，但并不特別地限定于此。

為了制作由疏水性高分子和親水性高分子形成的混合膜，首先將它們?nèi)芙庠谒鼈兊墓灿萌軇┲?，調制紡絲原液。

作為該共用溶劑，在親水性高分子是pvp的情況下，例如能夠列舉出二甲基乙酰胺(以下稱作dmac。)、二甲基亞砜、n－甲基－2－吡咯烷酮、二甲基甲酰胺、環(huán)丁砜、二氧雜環(huán)己烷等溶劑、或者將兩種以上上述溶劑混合而成的溶劑等。為了控制目標的中空纖維膜的孔徑，也可以向紡絲原液中添加水等添加物。

在制作中空纖維膜時，優(yōu)選使用管孔型的噴絲頭，同時向空中噴出來自噴絲頭的孔的紡絲原液、以及來自管的用于使該紡絲原液凝固的中空內(nèi)液。

作為中空內(nèi)液，可以使用水或者以水為主體的凝固液，與目標的中空纖維膜的透過性能相應地決定其組成等即可。一般來講，適當使用紡絲原液所使用的溶劑和水的混合溶液。例如可以使用0質量％～65質量％的dmac水溶液等。

與中空內(nèi)液一同從噴絲頭噴出來的紡絲原液在空中行進部(日文：空走部)行進，向設置在噴絲頭下部的以水為主體的凝固浴中導入、浸漬而完成凝固，經(jīng)過清洗工序等，利用濕潤狀態(tài)的中空纖維膜卷取機卷取，得到中空纖維膜束，之后進行干燥處理。或者也可以在經(jīng)過了上述清洗工序之后在干燥機內(nèi)進行干燥，得到中空纖維膜束。

內(nèi)置在本實施方式的血液透析過濾器中的中空纖維膜具有卷曲形狀。在以后述的填充率f是53％以上且63％以下的方式將中空纖維膜束填充在筒狀容器的內(nèi)部的情況下，從防止膜束在筒狀容器中固定在遠離中心的端部，抑制可能在血液透析過濾過程中發(fā)生的血液滯留于集管內(nèi)、透析液的部分流動(日文：片流れ)這樣的方面考慮，優(yōu)選的是中空纖維膜具有卷曲形狀。

對中空纖維膜賦予卷曲的方法并沒有特別的限定。例如公知有以下的方法等：被稱作齒輪方式的、向具有嚙合齒且連續(xù)地旋轉的兩個齒輪之間壓入纖維，同時或者接著進行熱處理而固定卷縮的方法；通過在常溫下賦予適度的拉伸，得到扁平、異形纖維較少的卷曲纖維的方法；在卷繞在卷軸等上之后，以50℃以上的溫度實施熱處理而使卷曲固定化的方法；利用連續(xù)纖維條在隔開恒定間隔地行進的許多個纖維引導件之間蛇行運動的同時輸送，進行熱處理而熱固定的方法。

對于卷曲的間距、振幅并沒有特別的限定，例如優(yōu)選為間距0.1cm～2.0cm、振幅0.2mm～0.8mm左右的卷曲，更優(yōu)選為間距0.4cm～0.8cm，振幅0.4mm～0.6mm左右。

(中空纖維膜束的填充率f)

在本實施方式中，中空纖維膜的束(中空纖維膜束)通過利用固化性樹脂在筒狀容器兩端部對各中空纖維膜的兩端部進行灌封加工(在筒狀容器內(nèi)部配置有中空纖維膜束的狀態(tài)下使樹脂流入中空纖維膜束和容器之間及各中空纖維膜之間)而固定于筒狀容器。此外，各中空纖維膜的兩端部例如在灌封加工時其中空部被固化性樹脂填埋的情況下，通過切斷該部分等而在筒狀容器的兩端部具有開口端面(使各中空纖維膜的端面開口)。

筒狀容器內(nèi)的中空纖維膜束的填充率f需要是53％以上且63％以下，優(yōu)選為55％以上且60％以下。

通過使填充率f為63％以下，將透析液的流路確保得較寬，能夠將透析液側的壓力損失抑制得較低。

通過使填充率f為53％以上，抑制作為灌封材料的固化性樹脂的使用量，使后述的開口端面的開口率x處于適當?shù)姆秶?，能夠抑制血液側的壓力損失。另外，在填充率小于53％時，難以提高后述的端部的端面開口率。

中空纖維膜束的填充率f(％)是中空纖維膜部分的截面積的總和與血液透析過濾器的筒狀容器的截面積之比(中空纖維膜部分的截面積的總和/筒狀容器的截面積)的百分率。

血液透析過濾器的筒狀容器的截面積稱作內(nèi)側面積(容器內(nèi)部的空間的截面積)，在截面是圓的情況下，根據(jù)血液透析過濾器的筒狀容器的內(nèi)徑d來計算。血液透析過濾器的筒狀容器的內(nèi)徑在根據(jù)容器的長度方向上的部位不同而直徑不同的情況下使用長度方向上的中心部位的值，另外，在筒狀容器的截面不是圓形的情況下使用換算為作為相同截面積的正圓的直徑的值。

中空纖維膜部分的截面積的總和是用直徑為血液透析過濾器的中空纖維膜的外徑(c)(見后述)的圓的面積乘以中空纖維膜的根數(shù)計算出的值。在中空纖維膜之間存在間隔紗(為了對透析液進行整流等而配置在中空纖維膜之間的較細的纖維)等不是中空纖維膜的插入物的情況下，將也加上不是該中空纖維膜的插入物(間隔紗等)的截面積的總和(在間隔紗的情況下用具有其外徑的圓的面積乘以其根數(shù)計算出的值)而得到的值作為中空纖維膜部分的截面積的總和。

(中空纖維膜的內(nèi)徑、外徑、膜厚)

能夠根據(jù)由填充在血液透析過濾器內(nèi)的中空纖維膜束的被固化性樹脂灌封加工的端部的切斷面測量中空纖維膜的內(nèi)徑、外徑及膜厚，具體地講能夠如下地測量。

利用顯微鏡(例如數(shù)碼顯微鏡vh8000(株式會社基恩士制))觀察、測量中空纖維膜束的端部切斷面的中空纖維膜截面的最短徑、最長徑。針對每1個中空纖維膜截面(其中極端歪斜的中空纖維膜截面除外)，在最短徑向和最長徑向的兩個方向上分別測量內(nèi)徑和外徑，將各算術平均值作為該中空纖維膜截面的內(nèi)徑和外徑，將用(外徑－內(nèi)徑)/2計算出的值作為膜厚。對于任意的10個截面，像以上那樣進行中空纖維膜的外徑和內(nèi)徑的測量以及膜厚的計算，將10個截面的平均值作為血液透析過濾器的中空纖維膜的外徑(c)、內(nèi)徑(b)以及膜厚。另外，在兩端部的各值不同的情況下，采用根據(jù)各切斷面求出的值的平均值。

(兩開口端面之間的距離l)

中空纖維的兩開口端面之間的距離l是指，在血液透析過濾器內(nèi)從利用灌封材料(固化性樹脂)固定的中空纖維膜的一個開口端面到另一個開口端面的距離。兩開口端面之間的距離l不是中空纖維膜的長度而是血液透析過濾器內(nèi)的中空纖維膜的兩開口端面之間的距離，因此，即使在中空纖維膜存在撓曲的情況下也將其無視，而作為在血液透析過濾器內(nèi)利用灌封材料固定的中空纖維膜的兩開口端面之間的距離。

本實施方式的血液透析過濾器的中空纖維膜的兩開口端面之間的距離(兩端部的開口端面之間距離)l是325mm以下。更優(yōu)選為310mm以下，進一步優(yōu)選為290mm以下。通過使中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l設為325mm以下，使血液在中空纖維膜內(nèi)通過適當?shù)木嚯x，能夠防止血液側的壓力損失變大。此外，由于透析液側的流路同樣也是適當?shù)拈L度，因此，也能夠抑制透析液側的壓力損失。

中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l的下限并沒有特別的限定，但從易于安裝于透析裝置的方面考慮，優(yōu)選為200mm以上，更優(yōu)選為240mm以上。

(固化性樹脂)

作為用于對中空纖維膜束的兩端部進行灌封加工的固化性樹脂的材質，例如能夠列舉出聚氨酯樹脂、環(huán)氧樹脂、硅樹脂等，但并不特別限定于此。

(中空纖維膜束的有效膜面積a)

內(nèi)置在血液透析過濾器中的中空纖維膜束的有效膜面積并沒有特別的限定，但在血液透析過濾療法中，為了期待能利用大量的置換液提高血中物質的除去量，優(yōu)選為1.6m²以上，更優(yōu)選為2.0mm²以上。

根據(jù)中空纖維膜的有效長度l(mm)和內(nèi)徑b(μm)、圓周率π以及中空纖維膜束所含有的中空纖維膜的根數(shù)n的乘積來計算有效膜面積a(m²)(n×l×π×b×10^－9)。

在此，中空纖維膜的有效長度l是指，中空纖維膜中的、發(fā)生過濾、透析實際上作為半透膜發(fā)揮功能的部分的長度，中空纖維膜的兩端部的由固化性樹脂密封的部分不包含在有效長度中。即，有效長度l是中空纖維膜的固化性樹脂之間的部分的長度，在根據(jù)中空纖維膜的不同而其長度不同的情況下，使用中空纖維膜束所包含的全部中空纖維膜的平均值。

(中空纖維膜束的開口端面的開口率x)

在本實施方式的一個形態(tài)的血液透析過濾器中，中空纖維膜束的有效膜面積a(m²)和中空纖維膜束的開口端面的開口率x(％)滿足下式(1)。

18+2×a＜x＜28+2×a(1)

在此，中空纖維膜束的開口端面的開口率x(％)是中空纖維膜內(nèi)部面積(中空纖維膜內(nèi)空部分的面積的總和)與中空纖維膜束面積(中空纖維膜束的被灌封加工的部分的端部的外形(由連結固化性樹脂端面的位于中空纖維膜束的最外周的中空纖維膜的線包圍的大致正圓形的區(qū)域)(參照圖1)面積)之比，能夠如下地計算。

中空纖維膜束的開口端面的開口率x(％)＝(中空纖維膜內(nèi)部面積/中空纖維膜束面積)×100

如下地求出中空纖維膜束面積。由于填充在血液透析過濾器中的中空纖維膜束的被灌封加工的部分的外形是大致圓形，因此，利用游標卡尺在任意的5個方向上測量其直徑d1(圖1)。此時，不在中空纖維膜極端地偏離外形的部分(方向)測量直徑。計算出將上述5個方向的直徑的平均值作為直徑(mm)的圓的面積，將其作為中空纖維膜束面積(mm²)。

根據(jù)中空纖維膜內(nèi)徑b(μm)和血液透析過濾器的中空纖維膜束中所含有的中空纖維膜的根數(shù)n，利用下式計算出中空纖維膜內(nèi)部面積。

中空纖維膜內(nèi)部面積(mm²)＝n×π×{b/2}²×10^－6

通過使中空纖維膜束的開口端面的開口率x大于(18+2×a)，能夠將血液側的壓力損失抑制得較低。此外，通過使中空纖維膜束的開口端面的開口率x小于(28+2×a)，使血液透析過濾器的筒狀容器內(nèi)的填充率處于適當?shù)姆秶軌蚍乐雇肝鲆簜鹊膲毫p失增大。在中空纖維膜束的開口端面的開口率x達到(28+2×a)以上時，難以減小膜束的填充率。

(固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y)

在本實施方式的另一個形態(tài)的血液透析過濾器中，中空纖維膜束的填充率f(％)和灌封加工的固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y(％)滿足下式(a)。

6.4+0.2×f＜y＜14.4+0.2×f(a)

在此，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y(％)是指，中空纖維膜內(nèi)部面積(中空纖維膜內(nèi)空部分的面積的總和)與血液入口側的固化性樹脂端面(由用于灌封加工的固化性樹脂形成的端面)中的、在使用血液透析過濾器時成為血液流路(與血液接觸)的部分(參照圖1)的面積之比，能夠如下地計算。

固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y(％)＝(中空纖維膜內(nèi)部面積/固化性樹脂端面的面積)×100

在本實施方式這樣的、中空纖維膜的兩端部利用固化性樹脂灌封加工在筒狀容器兩端部的血液透析過濾器中，由安裝在固化性樹脂端面的集管等的形狀、結構及其安裝方法等自然決定固化性樹脂端面中的使用血液透析過濾器時成為血液流路的部分，通常比固化性樹脂端面的整個面小一些(參照圖1)。

如下地求出固化性樹脂端面的血液流路部的面積。由于固化性樹脂端面的血液流路部的外形是大致圓形，因此，利用游標卡尺在任意的5個方向上測量其直徑d0(圖1)。計算出將上述5個方向的直徑的平均值作為直徑(mm)的圓的面積，將其作為固化性樹脂端面的血液流路部的面積(mm²)。

根據(jù)中空纖維膜內(nèi)徑b(μm)和血液透析過濾器的中空纖維膜束中所含有的中空纖維膜的根數(shù)n，利用下式計算出中空纖維膜內(nèi)部面積。

中空纖維膜內(nèi)部面積(mm²)＝n×π×{b/2}²×10^－6

通過使固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y大于(6.4+0.2×f)，能夠將血液側的壓力損失抑制得較低。此外，通過使固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y小于(14.4+0.2×f)，使血液透析過濾器的筒狀容器內(nèi)的填充率處于適當?shù)姆秶?，能夠防止透析液側的壓力損失增大。在固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y達到(14.4+0.2×f)以上時，難以減小膜束的填充率。

中空纖維膜的內(nèi)徑b并沒有特別的限定，但在內(nèi)徑過小時，中空纖維膜束的開口端面的開口率x變小，因此，在有效膜面積a處于通常的范圍(大約是1.0m²以上且3.2m²以下左右)的情況下優(yōu)選為195μm以上。此外，在內(nèi)徑過大時，筒狀容器內(nèi)的中空纖維膜束的填充率變得過大，因此優(yōu)選為250μm以下，更優(yōu)選為230μm以下，進一步優(yōu)選為205μm以下。

中空纖維膜的膜厚并沒有特別的限定。

膜厚較薄的中空纖維膜的物質透過性較佳，但因膜厚變薄而中空纖維膜的強度變?nèi)?，因此，從中空纖維膜的強度的方面考慮，中空纖維膜厚優(yōu)選為20μm以上，更優(yōu)選為30μm以上。

從膜的透過性能的方面、中空纖維膜束的填充率、向殼體插入的容易性的方面考慮，中空纖維膜的膜厚優(yōu)選為55μm以下，更優(yōu)選為50μm以下。

在本實施方式的血液透析過濾器中，將中空纖維膜的開口端面之間距離設為l(mm)、將所述的筒狀容器的內(nèi)徑設為d(mm)時的l/d并沒有特別的限定，但優(yōu)選為5.5～9.0。

在本實施方式的血液透析過濾器中，也可以是筒狀容器具有透析液入口和透析液出口，筒狀容器具有其內(nèi)周面直徑從透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上增加的部分。在這種情況下，能夠將透析液出口側的筒狀容器內(nèi)的空間體積確保得較多，在相對于透析液入口側而言在透析液出口側流量增加的血液透析過濾過程中，能夠特別有效地防止透析液出口周邊的、透析液側的壓力損失上升。

在本實施方式的血液透析過濾器中，也可以是筒狀容器具有透析液入口和透析液出口，筒狀容器具有其內(nèi)周面直徑從透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上減少的部分。在這種情況下，能夠促進在血液透析過濾過程中從透析液入口流入的透析液流入到中空纖維膜束的內(nèi)部的流動，關系到中空纖維膜束的有效過濾面積的有效率的利用。

在本實施方式的血液透析過濾器中，也優(yōu)選的是，筒狀容器具有透析液入口和透析液出口，筒狀容器的內(nèi)周面直徑從透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上暫且減少之后增加。由此，能夠同時實現(xiàn)促進透析液向中空纖維膜束的內(nèi)部流入的效果和能夠充分地確保透析液出口側的筒狀容器內(nèi)的空間體積的效果。并且，在筒狀容器的內(nèi)周面直徑單純增加、單純減少的容器中，由于容器成型上的問題，錐度的傾斜角度有限制，但在內(nèi)周面直徑暫且減少之后增加的結構中，能夠做成更強傾斜的錐度，因此，能夠充分地發(fā)揮上述效果。

在本實施方式的血液透析過濾器中，在筒狀容器的內(nèi)周面直徑在長邊方向上暫且減少之后增加的情況下，其透析出口側的錐度(內(nèi)周面直徑的長邊方向上的平均錐度)a優(yōu)選為0.7％～1.5％。a更優(yōu)選為0.8％以上，進一步優(yōu)選為0.9％以上，特別優(yōu)選為1.0％以上。在a小于0.7％時，無法充分地確保透析液出口側的筒狀容器內(nèi)的空間體積，因此并不優(yōu)選。另一方面，在a大于1.5％時，筒狀容器的重心自中央偏離，在離心成形時中空纖維膜組件不能取得平衡，有時會發(fā)生制造不良，因此并不優(yōu)選。

在此，筒狀容器的透析液出口側的內(nèi)周面直徑的長邊方向上的平均錐度a是指，內(nèi)周面直徑的最大值和透析出口側的最小值之差與從筒狀容器的主體部的透析液出口側的端部到內(nèi)周面直徑變?yōu)樽钚〉牟课坏拈L度之比。

另外，筒狀容器的主體部是指，夾在透析液入口(端口)和透析液出口(端口)之間的外周面沒有突起等的平滑的部分。

例如，在將筒狀容器的主體部的透析出口側的內(nèi)周面直徑的最大值定義為d2(mm)、將最小值定義為d1(mm)、將從主體部的透析液出口側的端部到內(nèi)徑是d1的部位的長度定義為l2(mm)時，利用以下的算式來定義圖2那樣的筒狀容器的透析液出口側的內(nèi)周面直徑的長邊方向上的平均錐度a。

a(％)＝100×(d2－d1)/l2

也可以是，在筒狀容器的內(nèi)周面直徑從透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上暫且減少之后增加的情況下，筒狀容器的形狀在長邊方向上不對稱，內(nèi)周面直徑變?yōu)樽钚〉奈恢锰幱诒韧肝鲆喝肟诤屯肝鲆撼隹诘闹虚g靠透析液入口側的位置。通過使內(nèi)周面直徑變?yōu)樽钚〉奈恢锰幱谕肝鲆喝肟趥?，透析液出口側的筒狀容器的錐度變小(出口側的傾斜變平緩)，能夠不僅由透析液出口部也由筒狀容器的長邊方向上的一定區(qū)域承受對透析液出口部施加的壓力，因此，能夠緩和對透析液出口部局部地施加的壓力，在血液透析過濾時長邊方向上的透析液的流速均勻化，能夠抑制透析液出口側的流速急劇增大。由此，能夠緩和透析液出口側的急劇的負壓。

在本實施方式的血液透析過濾器中，從主體部的透析液出口側的端部到內(nèi)周面直徑最小的部位的長度l2與筒狀容器的主體部的長度l3之比(l2/l3)優(yōu)選為0.5～0.99。更優(yōu)選為0.6～0.95，特別優(yōu)選為0.75～0.9。在l2/l3小于0.5的情況下，在血液透析過濾過程中長邊方向上的透析液的流速的變化變大。另一方面，在l2/l3大于0.99時，促進從透析液入口流入的透析液流入到中空纖維膜束的內(nèi)部的流動的效果極小。

在本實施方式的血液透析過濾器中，優(yōu)選的是，筒狀容器還具有血液入口和血液出口，在長邊方向上，透析液入口設置在血液出口側，透析液出口設置在血液入口側。由此，成為血液和透析液的流動在筒狀容器的長邊方向上逆行的結構，血液過濾效率上升。

使用在血液透析過濾器的入口附近和出口附近的血液流路上設置分支管路地安裝的壓力檢測器，在血液的循環(huán)過程中測量血液入口側壓力和血液出口側壓力，利用下式(2)來計算血液側的壓力損失。

血液側的壓力損失＝血液入口側壓力－血液出口側壓力(2)

血液側的壓力損失的值與血液粘度、血液流量相關。

在以下的實施例的評價試驗中采用的牛血液條件和血液流量的情況下，血液側的壓力損失優(yōu)選小于150mmhg。

使用在血液透析過濾器的入口附近和出口附近的透析液流路上設置分支管路地安裝的壓力檢測器，在透析液的循環(huán)過程中測量透析入口側壓力和透析液出口側壓力，利用下式(3)來計算透析液側的壓力損失。

透析液側的壓力損失＝透析液入口側壓力－透析液出口側壓力(3)

透析液側的壓力損失的值與透析液粘度、透析液流量相關。

在以下的實施例的評價試驗中采用的透析液條件和總透析液流量的情況下，透析液側的壓力損失優(yōu)選小于20mmhg。

能夠使用本實施方式的血液透析過濾器，遵照本領域技術人員所周知的技術常識來組裝血液透析過濾用裝置。

即，本實施方式的血液透析過濾器能夠與血液流路、血液泵、透析液流路、透析液供給泵、置換液供給流路以及置換液供給泵組合而做成血液透析過濾用裝置。

具體地講，在血液透析過濾器上連接血液流路，在血液泵的作用下通過血液流路向血液透析過濾器供給血液，另外，在血液透析過濾器上連接透析液供給流路，在透析液供給泵的作用下通過透析液供給流路向血液透析過濾器供給透析液。并且，以自透析液供給流路分支且連接于血液流路的方式設置置換液供給流路，在置換液泵的作用下向血液流路輸送置換液(透析液)。

另外，置換液既可以輸送到在血液通過血液透析過濾器之前所通過的血液流路(前稀釋法，置換液供給流路在血液入口的上游與血液流路連接)，也可以輸送到在血液通過了血液透析過濾器之后所通過的血液流路(后稀釋法，置換液供給流路在血液出口的下游與血液流路連接)。

從防止血液濃縮的方面考慮，優(yōu)選采用前稀釋法。在這種情況下，至少1個置換液供給流路在血液透析過濾器的血液流入口的跟前(血液入口的上游)與血液流路連接。

＜實施例＞

以下，列舉實施例和比較例更詳細地說明本發(fā)明，但本發(fā)明并不限定于以下的實施例。另外，以下的實施例、比較例中的血液透析過濾器所使用的筒狀容器只要沒有特別的說明，其內(nèi)周面直徑在長邊方向上就是均勻的。

[關于評價試驗]

血液透析過濾器分別利用1l生理食鹽水清洗內(nèi)部，以血液透析過濾器的中心為高度105cm的方式固定在個人用多用途透析裝置dbg－03(日機裝公司制)上，連接于體外循環(huán)用的回路。

將4500ml添加了作為抗凝固劑的肝磷酯系抗凝固劑的牛血液作為血液池，在血液透析過濾器的有效膜面積a是2.2m²的情況下，在血液流量300ml/分鐘、總透析液流量600ml/分鐘、置換液流量300ml/分鐘的在線型前稀釋血液透析過濾條件下，保持37℃的同時在所述的裝置中循環(huán)。在有效膜面積a不是2.2m²的情況下，將血液流量、總透析液流量及置換液流量設為與有效膜面積成比例的值。

使用將牛血液的血球比率調制為32±2％、將蛋白濃度調制為6.0±0.5g/dl而成的牛血液。此時將體外循環(huán)用的回路的前端浸泡在血液池中，使從血液透析過濾器的血液流出口側流出來的血液返回進行再循環(huán)，而透析液側以一次通過的方式流動。此外，透析裝置固定在地面上，血液池以液面為105cm的方式設置。人工腎臟透析用劑使用碳酸氫鹽(日文：キンダリー)透析液劑(扶桑藥品工業(yè)公司制)。

在循環(huán)過程中，利用在連接于血液透析過濾器的血液流路的血液口附近和出口附近設置分支管路地安裝的壓力檢測器、以及在連接于血液透析過濾器的透析液流路的透析液入口附近和出口附近設置分支管路地安裝的壓力檢測器，連接于數(shù)據(jù)記錄器(graftech公司制)以1秒為單位測量各壓力60分鐘。由于透析液側的壓力值的絕對值根據(jù)高度而變化，因此，將透析液側的兩分支管路的液面高度恒定地保持為105cm。

使用表格計算軟件excel(微軟公司制)分別以橫軸為循環(huán)時間(秒)、以縱軸為壓力值(mmhg)，標記提取的各4個壓力點(血液入口側、血液出口側、透析液入口側、透析液出口側)的數(shù)據(jù)，根據(jù)圖表上的3600點做成三次的近似式，從而從該式的常數(shù)項讀取循環(huán)剛剛開始之后(以下稱作“初始”。)的壓力。根據(jù)各壓力的初始值計算出所述的血液側的壓力損失和透析液側的壓力損失。

(實驗1)

[實施例1、2、3及比較例1、2]

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的13000根中空纖維膜插入到容器內(nèi)徑為42.5mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器1(實施例1)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的13000根中空纖維膜插入到容器內(nèi)徑為44.6mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器2(實施例2)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的13000根中空纖維膜插入到容器內(nèi)徑為41.4mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器3(實施例3)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且沒有卷曲形狀的13000根中空纖維膜插入到容器內(nèi)徑為38.6mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器4(比較例1)。

將內(nèi)徑b為185μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的14500根中空纖維膜插入到容器內(nèi)徑為45.8mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器5(比較例2)。

在實施例1中，中空纖維膜束的填充率f是58.9％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是23.3％。

在實施例2中，中空纖維膜束的填充率f是53.5％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是22.8％。

在實施例3中，中空纖維膜束的填充率f是62.0％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是23.8％。

在比較例1中，中空纖維膜束的填充率f是71.4％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是28.3％。

在比較例2中，中空纖維膜束的填充率f是50.8％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是20.0％。

使用滿足式(1)的關系的實施例1～3及不滿足式(1)的關系的比較例1和2的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表1中。

在實施例1中，血液側的壓力損失的初始值是138mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是14mmhg。

在實施例2中，血液側的壓力損失的初始值是139mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是7mmhg。

在實施例3中，血液側的壓力損失的初始值是138mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是19mmhg。

相對于此，在中空纖維膜束的填充率f是71.7％且不滿足式(1)的比較例1的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是139mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是34mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是高值。

另一方面，在中空纖維膜束的填充率f是50.8％且不滿足式(1)的比較例2的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是160mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是5mmhg，血液側的壓力損失的初始值是高值。

[表1]

[實施例4、5、6、7及比較例3、4]

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的13000根中空纖維膜插入到容器直徑為43.8mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器6(實施例4)。

將內(nèi)徑b為220μm、膜厚34μm且賦予了卷曲形狀的12000根中空纖維膜插入到容器直徑為41mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器7(實施例5)。

將內(nèi)徑b為240μm、膜厚23μm且賦予了卷曲形狀的11000根中空纖維膜插入到容器直徑為40.7mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器8(實施例6)。

將內(nèi)徑b為250μm、膜厚30μm且賦予了卷曲形狀的10500根中空纖維膜插入到容器直徑為40.7mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器9(實施例7)。

將內(nèi)徑b為180μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的14500根中空纖維膜插入到容器直徑為42.5mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器10(比較例3)。

將內(nèi)徑b為255μm、膜厚43μm且沒有卷曲形狀的10500根中空纖維膜插入到容器直徑為40.7mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器11(比較例4)。

在實施例4中，中空纖維膜束的填充率f是55.4％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是23.0％。

在實施例5中，中空纖維膜束的填充率f是59.2％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是27.1％。

在實施例6中，中空纖維膜束的填充率f是54.3％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是30.9％。

在實施例7中，中空纖維膜束的填充率f是60.9％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是31.4％。

在比較例3中，中空纖維膜束的填充率f是56.8％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是21.1％。

在比較例4中，中空纖維膜束的填充率f是73.7％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是33.3％。

使用滿足式(1)的關系的實施例4～7及不滿足式(1)的關系的比較例3和4的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表2中。

在實施例4的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是137mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是10mmhg。

在實施例5的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是117mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是16mmhg。

在實施例6的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是101mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是9mmhg。

在實施例7的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是97mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是16mmhg。

相對于此，在開口端面的開口率x是21.1％且不滿足式(1)的關系的比較例3的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是172mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是13mmhg，血液側的壓力損失的初始值是高值。

另一方面，在開口端面的開口率x是33.3％且不滿足式(1)的關系的比較例4的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是94mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是30mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是高值。

[表2]

[實施例8、9、10及比較例5]

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚40μm且賦予了卷曲形狀的17000根中空纖維膜插入到容器直徑為47.7mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是204mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器12(實施例8)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚40μm且賦予了卷曲形狀的14500根中空纖維膜插入到容器直徑為43.8mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是241mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器13(實施例9)。

將內(nèi)徑b為205μm、膜厚40μm且賦予了卷曲形狀的11500根中空纖維膜插入到容器直徑為39.6mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是290mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器14(實施例10)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚40μm且賦予了卷曲形狀的10400根中空纖維膜插入到容器直徑為36.9mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是340mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器15(比較例5)。

在實施例8中，中空纖維膜束的填充率f是58.6％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是220mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是26.1％。

在實施例9中，中空纖維膜束的填充率f是59.3％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是257mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是25.7％。

在實施例10中，中空纖維膜束的填充率f是59.7％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是310mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是24.7％。

在比較例5中，中空纖維膜束的填充率f是59.9％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是360mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是23.9％。

使用滿足式(1)的關系的實施例8～10及不滿足式(1)的關系的比較例5的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表3中。

在實施例8的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是104mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是9mmhg。

在實施例9的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是122mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是13mmhg。

在實施例10的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是149mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是19mmhg。

相對于此，在中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是360mm且不滿足式(1)的關系的比較例5的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是190mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是24mmhg，血液側和透析液側這兩側的壓力損失的初始值是高值。

[表3]

[實施例11、12、13、14]

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的6400根中空纖維膜插入到容器直徑為30mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是241mm、有效膜面積a是1.0m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器16(實施例11)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的9500根中空纖維膜插入到容器直徑為36.4mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是1.6m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器17(實施例12)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的15400根中空纖維膜插入到容器直徑為46mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器18(實施例13)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的19000根中空纖維膜插入到容器直徑為51mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器19(實施例14)。

在實施例11中，中空纖維膜束的填充率f是58.2％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是257mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是20.5％。

在實施例12中，中空纖維膜束的填充率f是58.6％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是21.5％。

在實施例13中，中空纖維膜束的填充率f是59.5％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是24.6％。

在實施例14中，中空纖維膜束的填充率f是59.8％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，中空纖維膜束的開口端面的開口率x是26.2％。

使用滿足式(1)的關系的實施例11～14的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表4中。

在實施例11的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是123mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是10mmhg。

在實施例12的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是135mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是14mmhg。

在實施例13的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是138mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是15mmhg。

在實施例14的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是136mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是14mmhg。

即，實施例11的血液透析過濾用組件的血液側和透析液側這兩側的壓力損失的初始值是與實施例9相同程度，實施例12、13、14的血液透析過濾用組件的血液側和透析液側這兩側壓的力損失的初始值是與實施例1相同程度。

[表4]

(實驗2)

[實施例15～17及比較例6、7]

在實施例15中，針對在實施例1中使用的血液透析過濾器1進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是58.9％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是21.1％。

在實施例16中，針對在實施例2中使用的血液透析過濾器2進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是53.5％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是20.6％。

在實施例17中，針對在實施例3中使用的血液透析過濾器3進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是62.0％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是21.6％。

在比較例6中，針對在比較例1中使用的血液透析過濾器4進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是71.4％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是25.3％。

在比較例7中，針對在比較例2中使用的血液透析過濾器5進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是50.8％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是18.2％。

使用滿足式(a)的關系的實施例15～17及不滿足式(a)的關系的比較例6和7的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表5中。

在實施例15中，血液側的壓力損失的初始值是138mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是14mmhg。

在實施例16中，血液側的壓力損失的初始值是139mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是7mmhg。

在實施例17中，血液側的壓力損失的初始值是138mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是19mmhg。

相對于此，在中空纖維膜束的填充率f是71.4％的比較例6的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是139mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是34mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是高值。

另一方面，在中空纖維膜束的填充率f是50.8％的比較例7的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是160mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是5mmhg，血液側的壓力損失的初始值是高值。

[表5]

[實施例18～20及比較例8、9]

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚40μm且賦予了卷曲形狀的14930根中空纖維膜插入到容器直徑為43.8mm的筒狀容器并進行過灌封加工，成型為有效長度l是241mm、有效膜面積a為2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器20(實施例20)。

將內(nèi)徑b為175μm、膜厚48μm且賦予了卷曲形狀的14500根中空纖維膜插入到容器直徑為42.5mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a為2.1m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器21(比較例8)。

在實施例18中，針對在實施例4中使用的血液透析過濾器6進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是55.4％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是20.9％。

在實施例19中，針對在實施例5中使用的血液透析過濾器7進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.2％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是24.5％。

在實施例20中，針對新得到的血液透析過濾器20進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是61.0％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是257mm，固化性樹脂的端面的開口率y是24.0％。

在比較例8中，針對新得到的血液透析過濾器21進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.0％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是18.1％。

在比較例9中，針對在比較例4中使用的血液透析過濾器11進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是73.7％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是30％。

使用滿足式(a)的關系的實施例18～20及不滿足式(a)的關系的比較例8和9的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表6中。

在實施例18的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是137mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是10mmhg。

在實施例19的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是117mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是16mmhg。

在實施例20的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是120mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是15mmhg。

相對于此，在固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是18.1％且不滿足式(a)的關系的比較例8的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是184mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是16mmhg，血液側的壓力損失的初始值是高值。

另一方面，在固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是30％且不滿足式(a)的關系的比較例9的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是94mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是30mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是高值。

[表6]

[實施例21～23及比較例10]

在實施例21中，針對在實施例8中使用的血液透析過濾器12進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是58.6％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是220mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是23.8％。

在實施例22中，針對在實施例9中使用的血液透析過濾器13進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.3％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是257mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是23.3％。

在實施例23中，針對在實施例10中使用的血液透析過濾器14進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.7％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是310mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是22.2％。

在比較例10中，針對在比較例5中使用的血液透析過濾器15進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.9％，中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是360mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是21.4％。

使用滿足式(a)的關系的實施例21～23及不滿足式(a)的關系的比較例10的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表7中。

在實施例21的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是104mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是9mmhg。

在實施例22的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是122mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是13mmhg。

在實施例23的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是149mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是19mmhg。

相對于此，在中空纖維膜的兩開口端面之間的距離l是360mm的比較例10的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是190mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是24mmhg，血液側和透析液側這兩側的壓力損失的初始值是高值。

[表7]

[實施例24～27]

在實施例24中，針對在實施例11中使用的血液透析過濾器16進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是58.2％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是257mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是19.4％。

在實施例25中，針對在實施例12中使用的血液透析過濾器17進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是58.6％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是20.0％。

在實施例26中，針對在實施例13中使用的血液透析過濾器18進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.5％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是22.3％。

在實施例27中，針對在實施例14中使用的血液透析過濾器19進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.8％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是24.0％。

使用滿足式(a)的關系的實施例24～27的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表8中。

在實施例24的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是123mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是10mmhg。

在實施例25的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是135mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是14mmhg。

在實施例26的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是138mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是15mmhg。

在實施例27的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是136mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是14mmhg。

即，實施例24的血液透析過濾用組件的血液側和透析液側這兩側的壓力損失的初始值是與實施例22相同程度，實施例25、26、27的血液透析過濾用組件的血液側和透析液側這兩側的壓力損失的初始值是與實施例15相同程度。

[表8]

(實驗3)

[實施例28～32]

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的13430根中空纖維膜插入到容器直徑為42.5mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器22(實施例28)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚43μm且賦予了卷曲形狀的13430根中空纖維膜插入到容器直徑是43mm、在距主體部的透析液入口側的端部10mm的位置容器直徑(內(nèi)周面直徑)成為最小值42.5mm的在長邊方向上不對稱的筒狀容器，并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器23(實施例29)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚30μm且賦予了卷曲形狀的13400根中空纖維膜插入到容器直徑為38.8mm的筒狀容器并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器24(實施例30)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚30μm且賦予了卷曲形狀的13400根中空纖維膜插入到容器直徑是39.3mm、在距主體部的透析液入口側的端部30mm的位置容器直徑(內(nèi)周面直徑)成為最小值38.8mm的在長邊方向上不對稱的筒狀容器，并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器25(實施例31)。

將內(nèi)徑b為200μm、膜厚30μm且賦予了卷曲形狀的13400根中空纖維膜插入到容器直徑是39.2mm、在距主體部的透析液入口側的端部40mm的位置容器直徑(內(nèi)周面直徑)成為最小值38.7mm的在長邊方向上不對稱的筒狀容器，并進行灌封加工，成型為有效長度l是266mm、有效膜面積a是2.2m²的組件。在筒狀容器的兩端部安裝集管，利用γ射線(25kgy)進行照射滅菌，得到血液透析過濾器26(實施例32)。

在實施例28中，針對新得到的血液透析過濾器22進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是60.8％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，開口端面的開口率x是24.1％，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是21.8％。

在實施例29中，針對新得到的血液透析過濾器23進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是57.8％(內(nèi)周面直徑最小的部位的填充率g(＝中空纖維膜部分的截面積的總和/筒狀容器的截面積的百分率)是60.8％)，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，開口端面的開口率x是24.1％，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是21.8％。

在實施例30中，針對新得到的血液透析過濾器24進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是59.9％，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，開口端面的開口率x是28.8％，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是25.9％。

在實施例31中，針對新得到的血液透析過濾器25進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是58.4％(內(nèi)周面直徑最小的部位的填充率g(＝中空纖維膜部分的截面積的總和/筒狀容器的截面積的百分率)是59.9％)，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，開口端面的開口率x是28.8％，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是25.9％。

在實施例32中，針對新得到的血液透析過濾器26進行了測量。中空纖維膜束的填充率f是58.7％(內(nèi)周面直徑最小的部位的填充率g(＝中空纖維膜部分的截面積的總和/筒狀容器的截面積的百分率)是60.2％)，中空纖維膜的兩開口端面的距離l是286mm，開口端面的開口率x是28.8％，固化性樹脂的端面的血液流路部的開口率y是25.9％。

使用滿足式(1)和(a)這兩者的關系的實施例28～32的血液透析過濾器，對所述的血液透析過濾條件下的壓力損失進行了評價。將其結果表示在表9中。

在實施例28的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是137mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是16.7mmhg。

在實施例29的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是137mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是16.2mmhg。

即，在筒狀容器具有其內(nèi)周面直徑從所述透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上暫且減少之后增加的形狀時，在內(nèi)周面直徑變得最小的位置處于比透析液入口和透析液出口的中間靠透析液入口側的位置、即是在長邊方向上不對稱的形狀的情況(血液透析過濾器39)下，與內(nèi)周面直徑變得最小的位置位于透析液入口和透析液出口的中間、即是在長邊方向上對稱的形狀的情況(血液透析過濾38)相比，減少了透析液側的壓力損失。

在實施例30的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是135mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是19.8mmhg。

在實施例31的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是135mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是18.8mmhg。

在實施例32的血液透析過濾器中，血液側的壓力損失的初始值是135mmhg，透析液側的壓力損失的初始值是18.6mmhg。

即，在筒狀容器具有其內(nèi)周面直徑從所述透析液入口朝向透析液出口在長邊方向上暫且減少之后增加的形狀時，在內(nèi)周面直徑變得最小的位置處于比透析液入口和透析液出口的中間靠透析液入口側的位置、即是在長邊方向上不對稱的形狀的情況(血液透析過濾器41)下，與內(nèi)周面直徑變得最小的位置位于透析液入口和透析液出口的中間、即是在長邊方向上對稱的形狀的情況(血液透析過濾40)相比，減少了透析液側的壓力損失。

[表9]

產(chǎn)業(yè)上的可利用性

本發(fā)明的血液透析過濾器能夠應用于各種血液透析過濾療法。

本發(fā)明基于2014年12月25日向日本特許廳申請的日本專利申請(日本特愿2014－262758)，其內(nèi)容作為參照援引于此。