【発明の詳細な説明】
血漿を精製する方法およびそれに適する装置技術分野
本発明は白血球の血漿および不所望の汚染物、特にウイルス汚染物を精製する
方法、およびこの用途に好適な装置に関する。発明の背景
血漿は、肉体を養い(feed)、維持する必要な活性物質を輸送する血液の連続的
液相である。血漿には、電解質、可溶性糖類および蛋白質、および無数の酵素、
抗原などが含まれる。全血はまた赤血球および白血球を含むが、これら構成要素
は、血漿の調製物中では実質的に除去される。血漿は、火傷犠牲者のような、重
病患者に投与されることが多い。血漿はまた、血友病を含む多くの病気を処置す
るのに、第ＶIII因子のような、或る構成要素が豊富にされた画分を提供するよ
うに、分画され得る。
不運なことに、肝炎やＨＩＶのような、多くの病因となるウイルスは、血液献
体者がこれらの病気に感染していた場合には、血漿により輸送されることがある
。かかる感染がなかったとしても、採取および後の処理期間中に血漿が汚染され
ることがある。遠心分離は赤血球および大半の白血球を除去するのに効果的であ
るが、超遠心分離法に頼らなければ、感染性ウイルスは一般に除去不能である。
かかる処理は一般にコスト高で、更に、そこに含有されるより大型分子の分離に
より、血漿の化学的組成を変化させることがある。
極小量でも感染因子を含有する血漿の投与は破滅的となることがあり、従って
、化学的滅菌剤を用いて血漿を滅菌する、多くの方法が提案されてきた。残念な
がら、感染因子を含有する、またはそれらに結合した白血球を血漿が含有する場
合は、感染因子はかかる処理工程によっては破壊され得ず、従って、感染のリス
クが未だ存在する。それゆえ、事実上、全ての白血球が除去されねばならない。
化学的滅菌の前の血漿の簡単な濾過には問題があり、というのは、「密な」膜
でさえ容易に通過し得る低分子量種および電解質に加えて、細孔寸法が小さすぎ
た場合は、より大型蛋白質種は膜上に分極ゲル被膜を急速に形成するという点で
、血漿が特異だからである。例えば、ヒト血漿のアルブミン画分は、60,000から
70,000の範囲の分子量のプレアルブミンおよびアルブミンを含有するが、フィブ
リノーゲン、および多様な免疫グロブリンは、300,000から１×106の範囲の分子
量を有する。脂肪および脂質の輸送に重要な、βリポ蛋白質は、３×106から20
×106の範囲の分子量を有する。
血漿がウイルスのような感染因子を含有している時は、これら因子を、特にレ
トロウイルスを完全に除去するのに要する細孔寸法のため、フィルターが急速に
詰まり、従って、大きなフィルタ面積または繰り返しフィルターを取り替える作
業を要する結果となる。詰まりは、従来通りに調製された血漿中に存在する、少
量であるが有限の白血球に関して、特に問題がある。白血球は変形可能であり、
白血球が細孔よりも物理的に大きくても、微細孔を詰まらせることがある。更に
、先に示したように、小さな細孔寸法もまた、血漿中に含有される所望の高分子
を濾過し得る。
白血球は、正電荷を帯びており、荷電部位を有する膜により、血漿から分離さ
れてきた。この態様で白血球を分離する能力によって、より大きな細孔寸法を有
する膜が使用できるようになるが、これは、除去作業が物理的分離よりもむしろ
、静電誘引によるためである。より大きな細孔寸法は有効流量を向上させる。残
念なことに、荷電膜は有限数の荷電部位しか有さず、これは膜の容量を制限する
。更に、所与の白血球は、それを濾過媒体に結合させる荷電部位に遭遇せずにフ
ィルタを通過し得る可能性が存在する。ランダムな「通過」は、肝炎やＨＩＶの
ような因子による感染の危険という観点で、許容できない。
好適なフィルターは、より大きな高分子の膜透過を可能にしながら白血球を除
去できるばかりか、有効な流量および容認可能な圧力で有効体積の血漿を処理し
ながら、白血球を除去しなければならない。
EP 0 554 460 Aは、白血球の選択的除去のための、１〜25μｍの平均細孔直径
を有する微孔性要素から調製されるフィルタ媒体に関連し、ここで、要素の総細
孔容積は0.40から0.95ml/要素１mlであり、１から30μｍの直径を有する細
孔の容積は、全細孔容積の少なくとも90％を占める。発明の要旨
本発明は、赤血球および実質量の白血球を除去するために遠心分離または濾過
に供された血漿を精製するプロセスに関連し、ここでは、残留白血球の全てまた
は実質的に全てが滅菌可能複数成分フィルタスタック(stack)の使用により除去
される。フィルタスタックはプレフィルタ、白血球維持中間親水性膜フィルタ（
「中間膜」）、および最終白血球維持安全親水性膜フィルタ（「最終膜」）から
構成される。
本発明はさらに、入口部および出口部を有する、好ましくは滅菌可能ポリマー
のハウジングを含むスチーム滅菌可能複数要素フィルタアセンブリに関連し、入
口部は入口ポートを含み、出口部は出口ポートを含み、入口部および出口部は入
口ポートと出口ポートとの間に流れチャネルを規定し、ハウジング内部に維持さ
れる１つ以上のプレフィルタは流れチャネルを横断して十分に延び、プレフィル
タは出口ポートよりも入口ポートに近接して配置され、２つ以上の親水性微孔性
膜はハウジング内部に維持され、好ましくはそこに密封シールされ、かつ、流れ
チャネルを横断して延び、中間親水性微孔性膜はプレフィルタに隣接し、かつ、
入口ポートより出口ポートに近接して配置され、少なくとも最終親水性微孔性膜
は中間膜に隣接し、その結果、精製されるべき血漿は、プレフィルタ、中間親水
性微孔性膜、次いで最終親水性微孔性膜の順番でこれらを通過しなければならな
い。
典型的には、本発明に従って生成された精製血漿は、肝炎およびＨＩＶのよう
な感染因子を不活性化および／または破壊するための処理（例えば、化学的処理
）に供される。図面の簡単な説明
図１は、本発明の一実施態様の組立フィルタの側面図である。
図２ａは、組立前のフィルタ装置の一実施態様の入口部の側面図である。
図２ｂは、本発明に従ったフィルタ装置の一実施態様の入口部の、シール表面
の方向から見た平面図である。
図３ａは、組立前のフィルタ装置の一実施態様の出口部の側面図である。
図３ｂは、本発明に従ったフィルタ装置の一実施態様の、シール表面の方向か
ら見た平面図である。
図４は、図３ｂのセクション４−４で破断したフィルタ装置の出口部の断面図
である。
図５は、図２および図３の領域Ｄの詳細図である。発明の詳細な説明
本発明に従って血漿を精製する方法においては、生鮮血漿または冷凍血漿はま
ず通例の処理に供され、ここで、事実上全ての赤血球および実質的部分の白血球
が除去される。全ての白血球が除去されるのが好ましいが、これは一般に現実的
ではなく、精製されるべき血漿は少数であるが有限の白血球数を含有することが
理解される。
作動中は、血漿は重力により、例えば、好ましくは約15インチから約48インチ
まで（約38.1cmから約121.9cm）の落差（head）で、より好ましくは約28インチ
（約71.1cm）の落差で、白血球濾過装置を通り、そこから、収集バッグなどであ
り得る収集容器内へと流れる。フィルタへの血漿源（すなわち、生鮮血漿、冷凍
血漿など）の装着は、従来手段により行われ得る。接続、供給、バイパス、後処
理などの特定の方法は、本明細書中で特許請求されているような、血漿から白血
球を除去する方法またはそれに適する装置の理解には必要ではない。
図１は、本複数成分フィルタの一実施態様を例示する。他の変形例は当業者に
は容易に自明となる。図１では、フィルタ１は２個の射出成形部、入口部２、お
よび出口部４から構成される。平面図では、装置は実質的に直線的であり、好ま
しくは丸みのある角を有する。しかし、装置の形状は重要ではなく、フィルタ構
成と同様に装置形状は、所与の応用例に適するように適合され得る。流れチャネ
ルは装置の最も外側の表面の内部壁５により形成され、これらは、例えば、約５
°から15°の、好ましくは約９°から10°の程良い角度で入口部の端部７から隆
起し、出口17から最も遠隔に位置する入口９および出口部の端部８からは最も
離れている。装置の流れチャネルは、入口流れチャネル10および出口流れチャネ
ル6をそれぞれ含む、封入容積を含む。隆起最外郭表面により形成されるランプ
は、入口９および出口17が配置される実質的に垂直の壁31および32により終端さ
れる。
図２ａは、図２ｂのセクション２ａで破断した本フィルタ装置の一実施態様の
入口部２の側面図である。参照番号９は入口で、そこを通って、処理されるべき
血漿が入口流れチャネル10に流入する。参照番号11は隆起環状部で、これは例え
ば圧縮シールのような、装置が組立てられた時のフィルタに対するシールを形成
する。参照番号13は、ほぼ三角形断面の隆起環状リブであり、これは、装置の入
口部２を出口部４に対してシールするために使用される（図１、図３ａ、図３ｂ
、および図４）。任意の換気穴15が図示されており、これは、微孔性疎水性膜に
より塞がれ、あるいは被覆され、空気が装置から脱出できるようにするが、液体
は漏らさない。
シール表面の方向から眺めた図2bを参照すると、装置の入口部の周囲は実質的
に平面状で、プレフィルタの周辺部を圧縮および／またはシールするように働く
隆起環状部11により包囲される。隆起環状部11から間隔を設けて離されて隆起環
状リブ13が設けられ、これは、装置の出口部の対応する隆起環状嵌合表面23（図
３ａ、図３ｂ、および図４）に対して押圧された場合に、圧力集中構造として働
く。他のシール配置が当業者には容易に自明となる。任意の換気穴15は、ポリテ
トラフルオロエチレンまたは好ましくは疎水性の他の微孔性換気性材料、例えば
0.02μｍの実質(nominal)細孔寸法を有するものに密封シールされる。
図３ａは図３ｂのセクション３ａで破断した側面図である。出口は17で示され
る。隆起環状嵌合表面23は対応する隆起環状リブ13（図２ａおよび図２ｂ）と嵌
合し、次いで、好ましくは超音波接着技術により、リブ13に対してシールされる
。出口チャネルは参照番号６で示される。出口チャネルは、最外郭表面の内部壁
５および親水性微孔性膜25ａおよび25ｂ（図５）の表面により包囲される空間に
より形成され、これはシール表面27にシールされる。
図３ｂを参照すると、装置の出口部が平面図に示される。好ましくは、出口チ
ャネル６は、図４に断面図で示されるように、フィルタのための支持部材を形成
する最外郭表面の内部壁から隆起する、複数のリブ21を含む。リブは一般に、フ
ィルタ膜の最下部表面の平面まで隆起し、濾過期間中にフィルタが変形、破裂、
または装置とのシールから分離されないことを確実にするための支持を提供する
。例えば、スクリーン、穿孔プレートなどのような他の支持部材も同様に使用さ
れ得る。フィルタが重力供給方式のような低圧力降下応用例でのみ使用される場
合、支持部材は除去され得る。
出口チャネルを包囲するのは隆起環状嵌合表面23であり、これは、隆起環状リ
ブ13（図２ａおよび図２ｂ）と共に、例えば超音波溶接により、装置を密封シー
ルするための手段を提供する。装置の組立の前に、親水性微孔性膜25ａおよび25
ｂ（図５）が、例えば熱シールにより、環状膜シール表面27に密封シールされる
。親水性微孔性膜のシールの後で、プレフィルタ29（図５）が膜の頂部の位置に
設置され、入口部１は出口部２の頂部に設置され、アセンブリは、好ましくは超
音波溶接により、共に接着される。
図４を参照すると、装置の出口部は、図３ｂのセクション４−４で破断して示
される。出口チャネル６およびリブ21は明瞭に見ることができる。親水性膜26は
リブおよびプレフィルタに当接し、その両方は明瞭にするために単一ユニットと
して図示される。膜シール表面27、内部壁５、および隆起環状嵌合表面23もまた
図示される。
図５は、装置が組立てられた場合の、最終微孔性親水性膜25ｂ、中間微孔性親
水性膜25ａ、プレフィルタ29、および多様な環状表面の相対的ジオメトリの設置
を例示する。親水性微孔性膜25ａおよび25ｂはシール表面27に対してシール、好
ましくは熱シールされ、リブ21により出口チャネル６を横断して支持される。プ
レフィルタ29は、シール表面27の頂部にある中間親水性微孔性膜と環状隆起部11
との間に捕捉される。隆起環状リブ13は熱シールプロセスにおいて変形し、隆起
環状嵌合表面23と単体構造を形成する。血漿流は入口９を通って入口チャネル10
に入り、プレフィルタ29、中間膜25ａ、および最終膜25ｂを通って出口チャネル
６に入り、そこから出口17（図１）へ出る。
使用に際して、入口９は血漿供給源に接続され、血漿供給源は重力流により、
または例えば、蠕動式ポンプまたはプランジャー式ポンプの使用による圧力下で
、
血漿を供給することができる。空気は任意の換気口15を通して置換され、血漿は
プレフィルタ29を、次いで親水性微孔性膜25ａおよび25ｂを通過する。プレフィ
ルタは「深さタイプ(depth-type)」プレフィルタであり、従って、大半の大赤血
球と顆粒球および他の大型粒子は流量を著しく減じることなく、プレフィルタに
より捕獲され得る。プレフィルタを通過する白血球または粒子のうちでも、全て
の白血球のうちほぼ全てが、中間親水性白血球捕獲微孔性膜により、処理バッグ
の中へ入るのを事実上何度でも阻止される。例えば、中間膜を通過する極度に小
型の白血球のような、どんな白血球でも、最終膜により事実上十分に維持され、
それゆえ、フィルタを通過する血漿は実質的に白血球を含有せず、フィルタを横
断する圧力供与はハウジングからフィルタが分離したり破裂したりする程は高く
なく、また、最終膜の微細孔を白血球が無理矢理通れる程度まで白血球を変形す
る程は高くない。後者の事象が起こらないことを確実にするために、最終膜の最
大細孔寸法は、最小白血球直径よりも著しく小さくなるように、選択される。血
漿中の白血球濃度が少なくとも約103の因数により、好ましくは約104の因数によ
り低減されるように、白血球を除去するのが最も望ましい。最も好ましくは、最
終白血球濃度は０である。
プレフィルタは大型粒子およびゼラチン状物質を除去する機能を実施し、中間
フィルタの詰まりを阻止する。プレフィルタはまた、大型白血球の実質的部分、
すなわち、大赤血球および顆粒球をも除去できる。中間膜は小型白血球のほぼ実
質的部分を除去し、その結果、中間膜を出る血漿は好ましくは約90％より多い白
血球が除去された状態になる。最終膜は中間膜よりも小さい細孔を有し、濾過が
完了した血漿中には白血球が事実上残留しないことを確実にする。
細孔寸法に関しては、細孔寸法およびその種類は、特定フィルタ要素の機能を
念頭に置いて選択されねばならない。例えば、プレフィルタについては、迅速な
濾過のために比較的大型の細孔寸法が選択されるが、これは実質的に全ての大型
粒子を保持する。プレフィルタが膜タイプの深さプレフィルタである場合、例え
ば、好ましい細孔寸法は約３μｍから約10μｍである。この比較的大きな細孔寸
法が必要になるのは、膜フィルタの細孔寸法範囲が、通常は良好に制御されるか
らである。しかし、プレフィルタは不織の深さタイプのフィルタを備えるのが好
ましい。かかるフィルタは無数のソースから入手可能であり、例えば、ファイバ
ーグラス、不織または溶融吹き込みポリプロピレン、ポリエステルなどからなり
得、約0.5μｍから約５μｍの実質または「平均」細孔寸法を有していればよい
。より小さな平均細孔寸法は、かかる材料の比較的広い細孔寸法範囲、および、
深さタイプのフィルタが存在する代替の流体流路の反映である。最も好ましいプ
レフィルタは、HB-5341グラスフィルタ媒体としてHollingsworth & Voseから入
手できる、不織ファイバーグラスプレフィルタである。
中間膜フィルタは、十分に小さい細孔寸法範囲を有する、親水性膜フィルタで
あり、プレフィルタと組み合わせた場合で、約80％を越える白血球、より好まし
くは、約90％を越える白血球、最も好ましくは約95％を超過した白血球がプレフ
ィルタと中間膜との組み合わせにより維持される。言い換えると、中間膜はわず
か約20％の白血球、好ましくはわずか約10％、最も好ましくは、わずか約５％の
白血球しか通過させない。それでも、せいぜい約１％の白血球が中間膜を通過す
るのがより好ましい。膜の細孔寸法は幾分変化し得るが、約0.9から約2.0μｍの
範囲にあるのが好ましく、約0.9から約1.5μｍの範囲にあるのがより好ましい。
膜が親水性である限りは、中間膜の組成はそれほど重要ではない。従って、表面
を親水性にするように処理された、本質的に疎水性の膜が、本質的に親水性の膜
と同様に、好適である。膜は、例えば、ポリアクリレート、ナイロン、ポリフッ
化ビニリデン、ポリプロピレン、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、セルロ
ースアセテート、またはニトロセルロースから作製され得る。荷電膜も同様に好
適である。ナイロン膜は本明細書における使用に極めて好適である。特に好適な
Inc．から入手可能な、1.2μｍの実質細孔寸法を有する、ポリエーテルスルホン
微孔性膜である。
最終膜は、血漿濾液が実質的に白血球を含有しないように選択される。中間フ
ィルタは、より小さい細孔寸法を利用することにより、白血球を含有しない血漿
を提供するように選択されるが、最終膜を備えずにより小さな細孔の中間膜を使
用することは、２つの顕著な不利益を有する。第１に、より小さい細孔寸法は、
その細孔が白血球で詰まってゆくせいで、濾過の開始後すぐに、流れを低減させ
てしまう。第２に、例えば、白血球の周知の歪みにより、または、膜の完全性に
影響を及ぼす偶発的損傷により、白血球が細孔を通過するようになった場合は、
僅かとはいえ、白血球を含有する血漿の危険性は重大である。
従って、実質的に完全な白血球除去を確実にするのに十分に小さい細孔寸法を
提供するように、最終フィルタが選択される。プレフィルタおよび中間膜フィル
タにより、極めて大部分の白血球および大型粒子およびゲルが除去されているの
で、最終膜の小さな細孔寸法は濾過レートを過度に遅くすることはない。中間膜
の場合と同様に、最終膜は親水性であり、同時に荷電膜であり得る。最終膜の細
孔寸法範囲は約0.3から約1.5μｍであり、中間膜よりも小さいか、それに等しい
細孔寸法であることが好ましい。約0.4μｍから約1.0μｍの細孔寸法範囲が好適
であり、約0.7μｍから約1.0μｍの範囲が好ましい。特に好適なのは、0.8μｍ
フィルタの表面積、またはその有効濾過面積（EFA）は、濾過されるべき血漿
体積および所望の流量に応じて、調節され得る。例えば、本装置は、平面状の実
質的に矩形フィルタカプセルを参照しながら例示されてきた。しかし、本フィル
タスタックが使用されるならば、襞状円筒型フィルタ、スパイラル巻回式円筒型
フィルタなどを含む他の形状も同様に有用である。内部容積は最小限にすべきで
あり、その結果、フィルタ自体による血漿の維持が可能な限り小さくなる。一般
に、１psiぐらいで約１〜約10ml/min/cm2の最小流量が望ましく、約２〜３ml/mi
n/cm2の最小流量がより好ましい。もちろん、より高い流量が望ましい。フィル
タは、好ましくは、フィルタが「詰まった」と思われる程度まで流量が減る前に
、最小で約300mlのヒト血漿を濾過し得るべきである。濾過効率は、通常の白血
球濃度を含有する、従来調製された血漿からの104の白血球減少が可能となるよ
うであるべきである。最も好ましい場合は、濾液中には白血球は存在しない。本
発明に従った好ましい装置を用いれば、少なくとも１つのプレフィルタ、中間親
水性微孔性膜、および最終親水性微孔性膜を組み入れれば、好適なフィルタ面積
は特に制限されることはない。例えば、襞状またはスパイラル状要素を備えたカ
ートリッジ式フィルタは、大容量濾過用に設計され得、一方、単一血漿ユニット
の濾過のために、小型ユニットが設けられ得る。例えば後者の場合、好適なフ
ィルタ寸法は約15から約20cm2のEFAを有する。しかし、0.1m2から数平方メート
ルまたはそれより広いEFAを有するユニットも適している。
プレフィルタ材料は、脱粒(partlcie shedding)についてのUSP要件およびクラ
スVI級毒性要件を満たすべきである。好ましくは、この材料はヨーロッパ地域社
会毒性要件をも同様に満たす。
同一または異なる細孔寸法を有する多様なプレフィルタの組み合わせもまた有
用である。一般に、ポリプロピレンのような疎水性材料は、材料を親水性にする
親水化剤を用いて処理されるべきである。かかる薬品は、当業者には公知である
。中間親水性微孔性膜および最終親水性微孔性膜は、好ましくは、超音波接着の
ような従来技術により、フィルタハウジングに熱シールされ得るものである。粘
着的に接着され得る、または溶剤接着され得る膜もまた受容可能である。
先に示されたように、親水性微孔性膜は本質的に親水性であるり得るか、親水
性にするように処理された疎水性膜表面であり得る。膜はまた、白血球維持の補
助をするように、負電荷を帯びた部位を含んでもよいが、細孔寸法が、細孔寸法
のみが白血球の通過を実質的に阻止するようなものであることが、最も重要であ
る。好適な細孔寸法の親水性微孔性膜は市販で入手可能であり、例えば、米国特
許第3,876,738号、第4,340,479号、第4,473,474号、第4,673,504号、第4,708,80
3号、第4,711,793号、第5,076,935号、第4,900,449号、第4,964,990号、第5,108
,607号に開示されるプロセスにより製造され得、これらの特許は本明細書中に参
考として援用される。好ましい親水性微孔性膜は、Pall Gelman Sciencesから入
本発明の複数成分フィルタアセンブリのためのハウジングは、好ましくは、射
出成形ポリマーから調製される。ポリマーは熱可塑性または熱硬化性ポリマーで
あり得、滅菌可能であるべきである。更に、ポリマーは水溶液の存在下、毒性金
属、オリゴマー、モノマー、または触媒を溶出してはいけない。最後に、熱シー
ル可能な、または溶剤接着可能な熱可塑性材料が使用できるが、ポリマーは超音
波溶接技術またはＲＦ溶接技術によりシール可能であるのが好ましい。好適なポ
リマーの中には、アモルファスポリアミド、高温ポリアクリル酸、およびポリエ
ステルがあり、ポリカーボネートが最も好ましい。好ましいポリカーボネートは
、
Mlles，Inc.から入手可能なMAKROLON 2658-1112 Naturalである。
一連の血漿精製スクリーニング試験は、従来式に調製されたウシ血清および28
インチ(71.1cm）落差を用いて行われた。この試験のために、47mmのステンレス
鋼フィルタホルダーを利用して、主要膜およびプレフィルタを保持した。未濾過
のウシ血清は、American Biologic Tech.，Inc.から得た。
これらスクリーニング試験の結果として、好適なプレフィルタおよび膜フィル
タの選択は簡単ではなかったことが分かった。1.2μｍポリエーテルスルホンの
単一膜が事実上直ちに詰まった。プレフィルタと一緒に採用された場合は、好適
な流量は或るプレフィルタを用いた「清浄な」血漿で達成され得たが、他の血漿
サンプルを用いると、詰まりが即座に発生した。試みた多くの組み合わせのうち
の幾つかは、脱粒、重金属の漏出、高いｐＨの容認可能なレベルを超過した。こ
れら試験は２段階（プレフィルタと単一膜）が不適であること、深さタイプのプ
レフィルタを含む、最小３段階のフィルタスタックが必要であったことを示した
。
血漿（白血球除去）フィルタ装置の試験は、最小限の血漿ユニットの取り扱い
で、厳密な無菌技術の下で滅菌バリア層流フード中で実施された。白血球除去フ
ィルタ装置は、17cm2の有効濾過面積（EFA）を有するグラスファイバー／Supo
日の朝まで冷凍状態に維持された。８℃の一定温度の循環水浴槽を用いて、血漿
を溶かした。４個の個別ユニットからの血漿（255mLから410mLの体積範囲）は３
Ｌ滅菌崩壊可能混合バッグに一緒にプールされ、その後、できるだけ早急に（30
分以内で）試験が実施された。血漿は28インチ（71.1cm）の落差で、Medic al S
pecialties 103インチの換気型投薬セットを介して、崩壊可能バッグから送達さ
れた。
４つの白血球除去フィルタ装置は、Ｍ１、Ｍ２、Ｍ３、およびＭ４とラベルを
付され、ルーエル式ロック拡張セット（全長６インチ（15.2cm））へと濾過して
入れられ、これは次に、上述の投薬セットに装着された。（空気塞栓が装置Ｍ１
を閉鎖したために、他の３つの装置からのデータのみが報告される。）10秒、１
分、２分、５分、10分、15分、20分、25分、および30分の時間間隔でフィルタ装
置を経由して送達された血漿の量は、測定され、記録された。血漿流は連続的
であり、中断されなかった。試験完了後、血漿サンプルはバイオハザードとして
処理され、次いで（121℃、30分間のオートクレーブにより）滅菌され、適切に
廃棄処理された。試験中に使用された全ての材料は、同様に滅菌され、必要なら
ば廃棄処理された。流量データは表１に提示される。
本発明は例示と具体例とにより詳細に記載されてきたが、本発明が関連する技
術分野の当業者には、添付の請求の範囲に規定されるように発明を実施するため
の、多様な代替の設計および実施態様が認識されるだろう。 Description: A method for purifying plasma and an apparatus suitable therefor Technical field The present invention relates to a method for purifying leukocyte plasma and unwanted contaminants, in particular viral contaminants, and to a device suitable for this application. Background of the Invention Plasma is a continuous liquid phase of blood that transports the necessary actives to feed and maintain the body. Plasma contains electrolytes, soluble sugars and proteins, and countless enzymes, antigens, and the like. Whole blood also contains red and white blood cells, which components are substantially eliminated in plasma preparations. Plasma is often administered to critically ill patients, such as burn victims. Plasma can also be fractionated to provide a component-enriched fraction, such as factor VIII, for treating many diseases, including hemophilia. Unfortunately, many pathogenic viruses, such as hepatitis and HIV, may be transported by plasma if blood donors have been infected with these diseases. Even without such infection, plasma may be contaminated during harvest and subsequent processing. Although centrifugation is effective at removing red blood cells and most white blood cells, infectious viruses are generally not removable without resorting to ultracentrifugation. Such treatments are generally costly and can alter the chemical composition of plasma due to the separation of larger molecules contained therein. The administration of plasma containing infectious agents, even at very low doses, can be catastrophic, and therefore many methods have been proposed to sterilize plasma using chemical sterilants. Unfortunately, if the plasma contains leukocytes containing or bound to the infectious agent, the infectious agent cannot be destroyed by such processing steps, and thus the risk of infection still exists. Therefore, virtually all leukocytes must be removed. Simple filtration of plasma prior to chemical sterilization is problematic if the pore size is too small, in addition to low molecular weight species and electrolytes that can easily pass through even "dense" membranes This is because plasma is unique in that larger protein species rapidly form a polarized gel coat on the membrane. For example, the albumin fraction of human plasma contains pre-albumin and albumin with molecular weights ranging from 60,000 to 70,000, whereas fibrinogen and various immunoglobulins contain 300,000 to 1 × 10 6 Has a molecular weight in the range of Β-lipoprotein, which is important for fat and lipid transport, is 3 × 10 6 From 20 × 10 6 Has a molecular weight in the range of When the plasma contains infectious agents such as viruses, the filters clog quickly due to these factors, especially due to the pore size required to completely remove the retrovirus, and therefore a large filter area or repetition. As a result, it is necessary to replace the filter. Clogging is particularly problematic for small but finite white blood cells present in conventionally prepared plasma. Leukocytes are deformable and can clog micropores, even if they are physically larger than the pores. Furthermore, as indicated above, small pore sizes can also filter out desired macromolecules contained in plasma. Leukocytes are positively charged and have been separated from plasma by membranes with charged sites. The ability to separate leukocytes in this manner allows the use of membranes with larger pore sizes because the removal operation is by electrostatic attraction rather than physical separation. Larger pore sizes increase the effective flow rate. Unfortunately, charged membranes have only a finite number of charged sites, which limits the capacity of the membrane. Further, there is the potential that a given leukocyte may pass through the filter without encountering a charged site that binds it to the filtration media. Random "passage" is unacceptable in view of the risk of infection by factors such as hepatitis and HIV. Suitable filters must not only be able to remove leukocytes while allowing larger polymer membranes to permeate, but must also remove leukocytes while processing an effective volume of plasma at an effective flow rate and acceptable pressure. EP 0 554 460 A relates to a filter media prepared from microporous elements having an average pore diameter of 1 to 25 μm for the selective removal of leukocytes, wherein the total pore volume of the element is The volume of pores having a diameter of 0.40 to 0.95 ml / ml element and having a diameter of 1 to 30 μm occupies at least 90% of the total pore volume. Summary of the Invention The present invention relates to a process for purifying plasma that has been subjected to centrifugation or filtration to remove red blood cells and substantial amounts of white blood cells, wherein all or substantially all of the residual white blood cells are sterilizable multi-component filters. Removed by use of a stack. The filter stack consists of a prefilter, a leukocyte-retaining intermediate hydrophilic membrane filter ("intermediate membrane"), and a final leukocyte-retaining safe hydrophilic membrane filter ("final membrane"). The present invention further relates to a steam-sterilizable multi-element filter assembly including a housing of a preferably sterilizable polymer having an inlet and an outlet, wherein the inlet includes an inlet port, the outlet includes an outlet port, and the inlet includes The portion and the outlet portion define a flow channel between the inlet port and the outlet port, one or more pre-filters maintained inside the housing extend sufficiently across the flow channel, and the pre-filter is higher than the outlet port. Close to the inlet port, two or more hydrophilic microporous membranes are maintained within the housing, preferably hermetically sealed therein, and extend across the flow channel to form an intermediate hydrophilic microporous membrane. The membrane is located adjacent to the prefilter and closer to the outlet port than the inlet port, and at least the final hydrophilic microporous membrane is adjacent to the intermediate membrane. As a result, the plasma to be purified must pass through them in the order of a prefilter, an intermediate hydrophilic microporous membrane and then a final hydrophilic microporous membrane. Typically, purified plasma produced according to the present invention is subjected to a treatment (eg, a chemical treatment) to inactivate and / or destroy infectious agents such as hepatitis and HIV. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES FIG. 1 is a side view of an assembled filter according to an embodiment of the present invention. FIG. 2a is a side view of the inlet of one embodiment of the filter device before assembly. FIG. 2b is a plan view of the inlet of an embodiment of the filter device according to the invention, as seen from the direction of the sealing surface. FIG. 3a is a side view of the outlet of one embodiment of the filter device before assembly. FIG. 3b is a plan view of one embodiment of the filter device according to the invention, as seen from the direction of the sealing surface. FIG. 4 is a cross-sectional view of the outlet of the filter device taken along section 4-4 of FIG. 3b. FIG. 5 is a detailed view of a region D in FIGS. 2 and 3. Detailed description of the invention In the method of purifying plasma according to the present invention, fresh or frozen plasma is first subjected to a customary process, in which virtually all red blood cells and a substantial part of white blood cells are removed. Preferably, all leukocytes are removed, but this is generally not practical and it is understood that the plasma to be purified contains a small but finite number of leukocytes. In operation, the plasma is gravity driven, for example, with a head of preferably about 15 inches to about 48 inches (about 38.1 cm to about 121.9 cm), more preferably about 28 inches (about 71.1 cm). Through the leukocyte filtration device and from there into a collection container, which may be a collection bag or the like. Attachment of a plasma source (ie fresh plasma, frozen plasma, etc.) to the filter can be done by conventional means. The particular method of connection, supply, bypass, work-up, etc., is not necessary for an understanding of a method for removing leukocytes from plasma or a device suitable therefor, as claimed herein. FIG. 1 illustrates one embodiment of the present multi-component filter. Other variations will be readily apparent to those skilled in the art. In FIG. 1, the filter 1 is composed of two injection molded parts, an inlet part 2 and an outlet part 4. In plan view, the device is substantially straight, and preferably has rounded corners. However, the shape of the device is not critical and the device shape, as well as the filter configuration, can be adapted to suit a given application. The flow channels are formed by inner walls 5 on the outermost surface of the device, which are, for example, from the inlet end 7 at an angle as good as about 5 ° to 15 °, preferably about 9 ° to 10 °. It is raised and furthest from the end 9 of the inlet 9 and the outlet 8 located farthest from the outlet 17. The flow channels of the device include an enclosed volume that includes an inlet flow channel 10 and an outlet flow channel 6, respectively. The ramp formed by the raised outermost surface is terminated by substantially vertical walls 31 and 32 where the inlet 9 and outlet 17 are located. Fig. 2a is a side view of the inlet 2 of one embodiment of the present filter device, broken at section 2a of Fig. 2b. Reference numeral 9 is an inlet through which the plasma to be treated flows into the inlet flow channel 10. Reference numeral 11 is a raised annulus, which forms a seal for the filter when the device is assembled, such as a compression seal. Reference numeral 13 is a raised annular rib of substantially triangular cross section, which is used to seal the inlet 2 of the device against the outlet 4 (FIGS. 1, 3a, 3b and 4). ). An optional ventilation hole 15 is shown, which is blocked or covered by a microporous hydrophobic membrane, allowing air to escape from the device, but not leaking liquid. Referring to FIG. 2b, viewed from the direction of the sealing surface, the periphery of the inlet of the device is substantially planar and is surrounded by a raised annulus 11 which serves to compress and / or seal the periphery of the prefilter. . Provided spaced apart from the raised annulus 11 is a raised annular rib 13 which is opposed to a corresponding raised annular mating surface 23 (FIGS. 3a, 3b and 4) at the outlet of the device. When pressed, it acts as a pressure concentration structure. Other seal arrangements will be readily apparent to those skilled in the art. Optional ventilation holes 15 are hermetically sealed to polytetrafluoroethylene or other microporous, preferably hydrophobic, breathable material, eg, having a nominal pore size of 0.02 μm. FIG. 3a is a side view, broken at section 3a of FIG. 3b. The exit is indicated at 17. The raised annular mating surface 23 mates with a corresponding raised annular rib 13 (FIGS. 2a and 2b) and is then sealed against the rib 13, preferably by ultrasonic bonding techniques. The exit channel is designated by reference numeral 6. The outlet channel is formed by the space surrounded by the innermost wall 5 of the outermost surface and the surface of the hydrophilic microporous membranes 25a and 25b (FIG. 5), which is sealed to the sealing surface 27. Referring to FIG. 3b, the outlet of the device is shown in plan view. Preferably, the outlet channel 6 includes a plurality of ribs 21 rising from the inner wall of the outermost surface forming a support for the filter, as shown in cross section in FIG. The ribs generally rise to the plane of the bottom surface of the filter membrane and provide support to ensure that the filter does not deform, rupture, or separate from the seal with the device during filtration. Other support members, such as, for example, screens, perforated plates, etc., may be used as well. If the filter is used only in low pressure drop applications, such as gravity feed, the support member can be removed. Surrounding the outlet channel is a raised annular mating surface 23, which together with the raised annular ribs 13 (FIGS. 2a and 2b) provides a means for hermetically sealing the device, for example, by ultrasonic welding. Prior to assembly of the device, hydrophilic microporous membranes 25a and 25b (FIG. 5) are hermetically sealed to annular membrane sealing surface 27, for example, by heat sealing. After sealing of the hydrophilic microporous membrane, a prefilter 29 (FIG. 5) is installed at the top of the membrane, the inlet 1 is installed at the top of the outlet 2 and the assembly is preferably ultrasonically welded. Are bonded together. Referring to FIG. 4, the outlet of the device is shown broken at section 4-4 in FIG. 3b. The outlet channel 6 and the rib 21 are clearly visible. The hydrophilic membrane 26 abuts the ribs and prefilter, both of which are shown as a single unit for clarity. The membrane sealing surface 27, interior wall 5, and raised annular mating surface 23 are also shown. FIG. 5 illustrates the placement of the final microporous hydrophilic membrane 25b, the intermediate microporous hydrophilic membrane 25a, the pre-filter 29, and the relative geometry of the various annular surfaces when the device is assembled. The hydrophilic microporous membranes 25a and 25b are sealed, preferably heat sealed, to the sealing surface 27 and are supported across the outlet channel 6 by ribs 21. The prefilter 29 is captured between the intermediate hydrophilic microporous membrane on top of the sealing surface 27 and the annular ridge 11. The raised annular ribs 13 deform during the heat sealing process to form a unitary structure with the raised annular mating surface 23. Plasma flow enters the inlet channel 10 through the inlet 9, enters the outlet channel 6 through the prefilter 29, the intermediate membrane 25a, and the final membrane 25b, and exits therefrom to the outlet 17 (FIG. 1). In use, the inlet 9 is connected to a plasma source, which can supply the plasma by gravity flow or under pressure, for example by using a peristaltic or plunger pump. Air is displaced through optional vent 15 and plasma passes through prefilter 29 and then through hydrophilic microporous membranes 25a and 25b. The prefilter is a "depth-type" prefilter, so that most large red blood cells and granulocytes and other large particles can be captured by the prefilter without significantly reducing flow rates. Almost all of the leukocytes or particles, among the leukocytes or particles that pass through the pre-filter, are virtually prevented from entering the processing bag by the intermediate hydrophilic leukocyte capture microporous membrane. For example, any leukocytes, such as extremely small leukocytes, that pass through the intermediate membrane, are substantially sufficiently retained by the final membrane, and therefore, the plasma that passes through the filter is substantially free of leukocytes, and the filter passes through the filter. The transverse pressure application is not high enough to separate or rupture the filter from the housing and not high enough to deform the leukocytes to the extent that they can be forced through the micropores in the final membrane. To ensure that the latter event does not occur, the maximum pore size of the final membrane is chosen to be significantly smaller than the minimum leukocyte diameter. White blood cell concentration of at least about 10 in plasma Three Preferably about 10 Four It is most desirable to remove leukocytes, as reduced by a factor of Most preferably, the final leukocyte concentration is zero. The pre-filter performs the function of removing large particles and gelatinous substances and prevents clogging of the intermediate filter. The prefilter can also remove a substantial portion of large white blood cells, ie, large red blood cells and granulocytes. The intermediate membrane removes substantially a substantial portion of the small leukocytes, such that the plasma exiting the intermediate membrane is preferably free of more than about 90% of the white blood cells. The final membrane has smaller pores than the intermediate membrane, ensuring that virtually no leukocytes remain in the filtered plasma. As for the pore size, the pore size and its type must be selected with the function of the particular filter element in mind. For example, for pre-filters, a relatively large pore size is selected for rapid filtration, which retains substantially all large particles. If the prefilter is a membrane-type depth prefilter, for example, the preferred pore size is from about 3 μm to about 10 μm. This relatively large pore size is required because the pore size range of the membrane filter is usually well controlled. However, the pre-filter preferably comprises a non-woven depth type filter. Such filters are available from a myriad of sources, for example, may be comprised of fiberglass, nonwoven or meltblown polypropylene, polyester, etc., and may have a real or "average" pore size of about 0.5 μm to about 5 μm. I just need. The smaller average pore size is a reflection of the relatively large pore size range of such materials, and the alternative fluid flow path where depth type filters exist. The most preferred prefilter is a non-woven fiberglass prefilter available from Hollingsworth & Vose as HB-5341 glass filter media. Intermediate membrane filters are hydrophilic membrane filters having a sufficiently small pore size range, and when combined with a prefilter, greater than about 80% white blood cells, more preferably greater than about 90% white blood cells, most preferably. The white blood cells exceeding about 95% are maintained by the combination of the prefilter and the intermediate membrane. In other words, the intermediate membrane allows only about 20% of the white blood cells to pass, preferably only about 10%, and most preferably only about 5%. Still, it is more preferred that at most about 1% of the leukocytes pass through the intermediate membrane. The pore size of the membrane may vary somewhat, but preferably ranges from about 0.9 to about 2.0 μm, more preferably from about 0.9 to about 1.5 μm. As long as the membrane is hydrophilic, the composition of the interlayer is not critical. Thus, essentially hydrophobic membranes, treated to render the surface hydrophilic, are preferred, as are essentially hydrophilic membranes. The membrane can be made, for example, from polyacrylate, nylon, polyvinylidene fluoride, polypropylene, polysulfone, polyethersulfone, cellulose acetate, or nitrocellulose. Charged membranes are likewise suitable. Nylon membranes are highly suitable for use herein. Especially suitable Inc. Is a polyethersulfone microporous membrane having a substantial pore size of 1.2 μm, available from R & D Co., Ltd. The final membrane is selected so that the plasma filtrate is substantially free of leukocytes. The intermediate filter is selected to provide a leukocyte-free plasma by utilizing a smaller pore size, but using a smaller pore intermediate membrane without a final membrane is twofold. Has significant disadvantages. First, the smaller pore size reduces flow soon after filtration begins, because the pores become increasingly packed with leukocytes. Second, if the leukocytes pass through the pores, for example, due to known distortions of the leukocytes, or due to accidental damage affecting membrane integrity, the leukocytes may contain The danger of developing plasma is significant. Thus, the final filter is selected to provide a pore size small enough to ensure substantially complete leukocyte removal. The small pore size of the final membrane does not unduly slow down the filtration rate, since the pre-filter and the intermediate membrane filter have removed the vast majority of leukocytes and large particles and gels. As with the intermediate membrane, the final membrane is hydrophilic and can at the same time be a charged membrane. The pore size range of the final membrane is from about 0.3 to about 1.5 μm, and is preferably smaller than or equal to the intermediate membrane. A pore size range of about 0.4 μm to about 1.0 μm is preferred, and a range of about 0.7 μm to about 1.0 μm is preferred. Particularly preferred is 0.8 μm The surface area of the filter, or its effective filtration area (EFA), can be adjusted depending on the plasma volume to be filtered and the desired flow rate. For example, the device has been illustrated with reference to a planar, substantially rectangular filter capsule. However, if the present filter stack is used, other shapes are equally useful, including pleated cylindrical filters, spiral wound cylindrical filters, and the like. The internal volume should be minimized, so that the maintenance of the plasma by the filter itself is as small as possible. Generally, about 1 psi to about 10 ml / min / cm at about 1 psi Two A minimum flow of about 2-3 ml / min / cm Two Is more preferred. Of course, higher flow rates are desirable. The filter should preferably be able to filter a minimum of about 300 ml of human plasma before the flow is reduced to a point where the filter is considered "clogged". Filtration efficiency is 10% from conventionally prepared plasma containing normal leukocyte concentrations. Four Should be able to enable leukopenia. In the most preferred case, there are no leukocytes in the filtrate. With the preferred device according to the present invention, the preferred filter area is not particularly limited if at least one prefilter, an intermediate hydrophilic microporous membrane and a final hydrophilic microporous membrane are incorporated. . For example, a cartridge-type filter with folds or spiral elements can be designed for large-volume filtration, while a small unit can be provided for filtration of a single plasma unit. For example, in the latter case, suitable filter dimensions are about 15 to about 20 cm Two With EFA. But 0.1m Two Units having an EFA from 2 to several square meters or more are also suitable. The pre-filter material should meet USP requirements for partlcie shedding and Class VI toxicity requirements. Preferably, this material meets the European social toxicity requirements as well. Various prefilter combinations having the same or different pore sizes are also useful. Generally, hydrophobic materials such as polypropylene should be treated with a hydrophilizing agent that renders the material hydrophilic. Such drugs are known to those skilled in the art. The intermediate hydrophilic microporous membrane and the final hydrophilic microporous membrane are preferably those that can be heat sealed to the filter housing by conventional techniques such as ultrasonic bonding. Membrane that can be adhesively adhered or solvent adhered are also acceptable. As indicated above, the hydrophilic microporous membrane can be essentially hydrophilic or can be a hydrophobic membrane surface that has been treated to make it hydrophilic. The membrane may also include negatively charged sites to assist in leukocyte maintenance, but the pore size is such that only the pore size substantially blocks the passage of leukocytes. But most importantly. Hydrophilic microporous membranes of suitable pore size are commercially available, for example, U.S. Patent Nos. No. 5,076,935, 4,900,449, 4,964,990, 5,108,607, which patents are incorporated herein by reference. Preferred hydrophilic microporous membranes are available from Pall Gelman Sciences. The housing for the multi-component filter assembly of the present invention is preferably prepared from an injection molded polymer. The polymer can be a thermoplastic or thermoset polymer and should be sterilizable. Further, the polymer must not elute toxic metals, oligomers, monomers, or catalysts in the presence of an aqueous solution. Finally, heat sealable or solvent bondable thermoplastic materials can be used, but the polymer is preferably sealable by ultrasonic or RF welding techniques. Among suitable polymers are amorphous polyamides, high temperature polyacrylic acids, and polyesters, with polycarbonate being most preferred. A preferred polycarbonate is MAKROLON 2658-1112 Natural, available from Mlles, Inc. A series of plasma purification screening tests were performed using conventionally prepared bovine serum and a 28 inch (71.1 cm) head. For this test, a 47 mm stainless steel filter holder was utilized to hold the primary membrane and prefilter. Unfiltered bovine serum was obtained from American Biologic Tech., Inc. The results of these screening tests showed that the selection of a suitable pre-filter and membrane filter was not straightforward. A single membrane of 1.2 μm polyether sulfone clogged virtually immediately. When employed with a prefilter, suitable flow rates could be achieved with "clean" plasma using one prefilter, but clogging occurred immediately with other plasma samples. Some of the many combinations attempted have shattered, leaked heavy metals, and exceeded acceptable levels of high pH. These tests showed that two stages (pre-filter and single membrane) were inadequate, and that a minimum of three stages of filter stack were required, including a depth-type pre-filter. Testing of the plasma (leukocyte removal) filter device was performed in a sterile barrier laminar flow hood under strict aseptic techniques with minimal handling of plasma units. The leukocyte removal filter device is 17 cm Two Fiber / Supo with effective filtration area (EFA) It was kept frozen until the morning of the day. Plasma was lysed using a constant temperature circulating water bath at 8 ° C. Plasma from four individual units (volume range from 255 mL to 410 mL) was pooled together in 3 L sterile disintegrable mixing bags, and then tested as soon as possible (within 30 minutes). Plasma was delivered from a collapsible bag through a 103 inch ventilated medication set with a 28 inch (71.1 cm) head. The four leukocyte depletion filter devices are labeled M1, M2, M3, and M4 and are filtered into a luer-type lock expansion set (6 inches (15.2 cm) long), which is then Of the dosing set. (Only data from the other three devices are reported because the air embolus closed device M1.) 10 seconds, 1 minute, 2 minutes, 5 minutes, 10 minutes, 15 minutes, 20 minutes, 25 minutes, And the amount of plasma delivered via the filter device at 30 minute time intervals was measured and recorded. Plasma flow was continuous and uninterrupted. After the study was completed, the plasma samples were treated as biohazard, then sterilized (by autoclaving at 121 ° C. for 30 minutes) and properly discarded. All materials used during the test were similarly sterilized and discarded if necessary. The flow data is presented in Table 1. Although the present invention has been described in more detail by way of illustration and specific examples, those skilled in the art to which the present invention pertains will have various alternatives to practice the invention as defined in the appended claims. Alternative designs and implementations will be recognized.
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，
ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ
Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，ＣＮ，Ｊ
Ｐ，ＮＯ
(72)発明者 サター，マーク エイ.
アメリカ合衆国 ミシガン 48130，デク
スター，クアイル リッジ ドライブ
7660
(72)発明者 ボートン，ノエル ティー.
アメリカ合衆国 ミシガン 48118，チェ
ルシー，デンス ドライブ 17860
(72)発明者 ビスチョフ，ダニエル エフ.
アメリカ合衆国 イリノイ 60050，マッ
クヘンリー，レイントゥリー コート
4913
(72)発明者 チャプマン，ジョン
アメリカ合衆国 イリノイ 60046，レイ
ク ビラ，ケビン アベニュー 67
(72)発明者 ハーマン，ロバート イー.
アメリカ合衆国 イリノイ 60046，リン
デンハースト，ノースゲイト ロード
542
(72)発明者 サン，チョン―ソン
アメリカ合衆国 イリノイ 60045，レイ
ク フォレスト，ゴルフ レーン 530────────────────────────────────────────────────── ───
Continuation of front page
(81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE,
DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, L
U, MC, NL, PT, SE), AU, CA, CN, J
P, NO
(72) Inventor Sutter, Mark A.
United States Michigan 48130, Dec
Star, Quail Ridge Drive
7660
(72) Inventor Bourton, Noel Tee.
United States Michigan 48118, Che
Lucy, Dense Drive 17860
(72) Inventors Bischoff, Daniel F.
United States Illinois 60050,
Kuhenry, Raintree Court
4913
(72) Inventor Chapman, John
United States Illinois 60046, Ray
Kubira, Kevin Avenue 67
(72) Inventor Harman, Robert E.
United States Illinois 60046, Lynn
Denhurst, Northgate Road
542
(72) Inventor San, Jung-Song
United States Illinois 60045, Ray
Ku Forest, Golf Lane 530