JPH08507472A - 複合濾過媒体の特徴化方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 この方法は、１種以上の繊維の直径が慣用の測定方法によって物理的に確かめることができない時でも、フィルターおよびアセンブリ（２０）の媒体層（２８，３０，３２）中の複合多種繊維マトリックス中の平均繊維直径を定量化する。

Description

【発明の詳細な説明】 複合濾過媒体の特徴化方法本発明の分野 本発明は一般的に、血液採取および処理システムおよび方法に関する。さらに 詳しくは、本発明は、輸血または長期間貯蔵前に赤血球から白血球を除去するた めのシステムおよび方法に関する。本発明の背景 ドナーから採取された全血の大部分は、今日ではそれ自体で貯蔵されず、そし て輸血のために使用されない。その代わり、全血は臨床的に証明された成分（典 型的には赤血球、血小板および血漿）に分離され、それらはそれら自体として貯 蔵され、多数の特定の症状および病的状態を処置するために使用される。例えば 、赤血球成分は貧血の処置に使用され、濃厚血小板成分は血小板減少症出血の制 御に使用され、そして血小板プア血漿成分は体積増量剤としてまたは血友病の処 置のための凝固因子VIIIの源として使用される。 プラスチックバッグがこれら血液成分の採取、処理および貯蔵のため広範な使 用を満たし、受け入れられて来た。 輸血のための全血成分の採取においては、受領者に望ましくない副作用を生じ させ得る不純物または他の物質の存在を最小化することが望ましい。例えば、可 能性ある発熱反応のため、特に頻繁に輸血を受けている受領者にとっては、実質 上白血球を含まない赤血球を輸血するのが好ましいと一般に考えられている。 白血球を除去するための一方法は赤血球を食塩水で洗浄すること による。この技術は、輸血に供し得る赤血球の数を減らし得るから、時間消費で 非効率的である。 白血球を除去する他の方法は濾過による。慣用の血液バッグシステム内でこれ を達成するためのシステムおよび方法は、Ｗｉｓｄｏｍの米国特許４，５９６， ６５７および４，７６７，５４１に、そしてＣａｒｍｅｎらの米国特許４，８１ ０，３７８および４，８５５，０６３に記載されている。血液バッグシステムの 白血球除去のための他のシステムおよび方法がＳｔｅｗａｒｔの米国特許４，９ ９７，５７７およびＳｔｅｗａｒｔらの米国特許５，１２８，０４８に記載され ている。これらの配置ではインライン濾過装置が使用されている。 輸血または貯蔵前に血液成分から白血球のような望まない成分を除去するため の改良されたシステムおよび方法になお要望が存在する。本発明の概要 本発明は、マトリックス中の１種以上の繊維の直径が物理的に確かめられない 時でさえも、複合多種繊維マトリックス中の数平均繊維直径を定量する方法を提 供する。 本発明によれば、数平均繊維直径は以下のように計算される。 （１）慣用方法によって物理的に測定できる成分繊維の密度および直径を決定 すること。各種の測定単位を誘導操作を通じて一貫して使用される限り使用する ことができる。 （２）慣用方法によって直径を物理的に測定することができない各成分繊維の 直径を誘導すること。この誘導は該繊維の面積対重量比（Ａ／Ｗ）と、繊維のポ リマーの密度とに依存する。Ａ／Ｗはcm² ／ｇで表わされ、密度はｇ／cm³で表わされる。このステップは以下の式を用い て繊維の直径を誘導する。 式中、ｄは繊維の直径（cm，またはミクロンに１０００を乗じたcm）であり、 ρは繊維の密度（ｇ／cm³）であり、 Ａ／Ｗは繊維の面積対重量比（cm²／ｇ）である。 （３）以下の式を用いてマトリックス１ｇ中に存在する各繊維材料の長さ（cm ）を誘導すること。 式中、ｉは選んだ繊維であり、 Ｌｉは選んだ繊維の長さ（cm）であり、 Ｑｉは選んだ繊維の重量分率（小数、例えば１０％＝０．１のように表わす） であり、 πは３．１４１７であり、 ｄｉは選んだ繊維の直径（cm）であり、 ρｉは選んだ繊維の密度（ｇ／cm³）である。 （４）マトリックス中に存在するすべての繊維の数平均繊維直径を以下の式を 用いて、各繊維について、長さＬｉで割算した長さＬｉ（cmで表わす）と直径の 積を合算することによって誘導すること。 式中、ｉは繊維であり、 Ｌｉは繊維の長さ（cm）であり、 ｄｊは繊維の直径（cm）である。 上のように計算した数平均繊維直径は、ポリエステル繊維、ガラス繊維、およ びセルロースアセテート繊維のマトリックスよりなる複合白血球涸渇化媒体の種 々の物理的および性能特性に相関させるために使用することができる。上のよう に計算した、そのような複合マトリックスの数平均繊維直径は、許容し得る全血 流量において全血球中の白血球の許容できる対数減少と相関する。 本発明の他の特徴および利益は、以下の説明、図面および請求の範囲を検討す る時明らかになるであろう。図面の簡単な説明 図１は、、本発明の特徴を具体化する血液採取アセンブリの概略図である。 図２は、、図１に示したアセンブリに関連し、フィルターパッドおよびそれを 囲むハウジングを示すフィルター装置の分解斜視図である。 図３は、図２に示したフィルターパッドアセンブリの第１，第２および第３媒 体区域の分解側断面図である。 図４は、超音波工具を使用してフィルターパッドアセンブリを形成するため、 第１，第２および第３媒体区域のまわりの周縁シールの形成の側断面図である。 図５は、図４において形成された複合フィルターパッドアセンブ リの側面図である。 図６は、、高周波溶接工具を使用してフィルターハウジングを複合フィルター パッドアセンブリへの組立ての分解斜視図である。 図７は、図６において形成されたフィルター装置の斜視図である。 図８は、、図６のフィルター装置の壁中のポートの中心線を通って取った部分 断面図である。 図９は、図８に示したポートの製作における最初のステップを示す、材料のシ ートの部分図である。 図１０は、図８に示すポートの製作における次のステップを示す部分図である 。 図１１は、図８に示すポートの製作における最終ステップを示す部分図である 。 図１２は、加熱前のポートの製作における部品を示す中央断面図である。 図１３は、加熱中の図２の部品を示す断面図である。 図１４は、図１３の線１４−１４に沿って取った断面図である。 図１５は、与えられた重量％のポリエステル繊維／コアシースよりなる複合濾 過媒体についての数平均繊維直径を示す、本発明の一面に従って計算した表であ る。 図１６は、実験データに基づいて、平均流れポア寸法（ｙ軸）に対する複合媒 体の数平均繊維直径（ｘ軸）のグラフであり、これら二つの構造的特徴に相関す る傾向を示している。 図１７は、実験データに基づいて、媒体を通る全血の流れ時間（ｙ軸）に対す る媒体の数平均繊維直径のグラフであり、構造的特徴 （繊維直径）が期待される性能特性（流れ時間）に相関する傾向を示している。 図１８は、実験データに基づいて、媒体を通過する全血中の白血球の対数減少 （ｙ軸）に対する媒体の平均流れポア寸法（ｘ軸）のグラフであり、物理的特性 （平均流れポア寸法）が期待される性能特性（白血球減少）に相関する傾向を示 している。 本発明はその精神および本質的特徴を逸脱することなくいくつかの形に具体化 し得る。本発明の範囲は請求の範囲に先立つ特定の説明ではなく、請求の範囲に 規定される。請求の範囲の意義および均等範囲に入るすべての具体例は、それ故 請求の範囲によって包含されることが意図される。好ましい具体例の説明 血液採取アセンブリ１０が図１に示されている。図示した具体例においては、 アセンブリ１０は輸血前赤血球から白血球を濾過する役目を果たす。 図１に示した具体例において、アセンブリ１０は移換バッグもしくは容器１２ を含んでいる。移換バッグ１２は一体に取付けた移換チューブ１４を含んでいる 。図示した具体例において、チューブ１４はその先端に慣用の血液バッグスパイ ク２６を含んでいる。後で論ずるように、他のタイプの無菌コネクターも使用す ることができる。 移換チューブはまたインラインフィルター装置１６を含んでいる。図２および ７が最良に示すように、フィルター装置１６はフィルターパッドアセンブリ２０ をカプセル化する二部片ハウジング１８を含んでいる。パッドアセンブリ２０は 赤血球から白血球を除去す るために使用されることを意図する。 システム１０はベント通路２２を含んでいる。ベント通路２２も移換バッグ１ ２へ通じているが、しかしフィルター装置１６をバイパスする。 ベント通路２２はインライン一方向弁２４を含んでいる。弁２４は移換バッグ １２からスパイク２６へ向かって通路２２を通る流れは許容するが、スパイク２ ６から移換バッグ１２へ向かって通路２２を通る流れは阻止する。 アセンブリ１０に関連するバッグ１２およびチューブ１４，２２は、ジ−２− エチルヘキシルフタレート（ＤＥＨＰ）で可塑化されたポリ塩化ビニルプラスチ ックのような慣用の承認医療グレードプラスチック材料でつくることができる。 慣用のＹまたはＴコネクター２８を技通路１４、２２を形成するために使用する ことができる 使用において、スパイク２６が慣用の一次採血バッグ（図示せず）に剌通され る。一次バッグは、全血から遠心によって前に分離された赤血球を収容している 。 赤血球は重力により一次バッグから移換チューブ１４中へそしてフィルター装 置１６を通って流れる。フィルターパッドアセンブリ２０は赤血球から白血球を それらが装置１６を通って流れる時除去する。 一方向弁２４はベント通路２２を通る平行流を防止する。 全部または一部の白血球が除去された赤血球はフィルター装置１６を出て行き 、移換バッグ１２へ入る。 スパイクへ接続された一次バッグが空になり、流れが止まった時 、ユーザーはフィルター装置の直上および直下でチューブ１４をクランプする。 ユーザーは次に移換バッグ１２を人手で絞り、空気をそれから追出す。空気はフ ィルター装置１６をバイパスしてベント通路２２を通って一次バッグへ向かって 戻る。 ユーザーは次にフィルター装置上下のクランプを除去する。今やフィルター装 置１６の上流のアセンブリ１０内に存在する空気圧は残っている赤血球をフィル ター装置１６を通って移換バッグ１２中へ強制する。 今や移換バッグ１２は白血球欠損赤血球を貯蔵または輸血のためアセンブリか ら切り離すことができる。 切り離しは慣用のヒートシール装置（例えばバクスター、ヘルスケア、コーポ レイションによって販売されているＨｅｍａｔｒｏｎ高周波シーラー）を使用し て達成することができ、それは移換チューブ１４のベント通路２２との合流点下 流のどこかに密閉切り離しシールを形成する。 スパイク２６に代わる代替構造（図示せず）においては、移換チューブ１４は 一次バッグによって支承される無菌接続器具と合体する無菌接続器具を支承する ことができる。ユーザーは使用時合体する無菌接続器具を合体する。この目的に 使用し得る無菌接続器具はＧｒａｎｚｏｗらの米国特許４，１５７，７２３およ び４，２６５，２３０に示されている。 代わりに、無菌接続はＳｐｅｎｃｅｒの米国特許４，４１２，８３５に記載さ れている態様で達成することができる。この構造においては、シールは移換チュ ーブ１４の区域と、一次バッグによって支承されているチューブの間に形成され る。 フィルター装置１６のさらに詳細をこれから論ずる。フィルター装置 フィルター装置１６は種々に構成することができる。 図示した好ましい具体例（図２および７に最良に見られる）において、フィル ターパッドアセンブリ２０を包囲する外側ハウジング１８は可撓性プラスチック 材料の二枚のシート４４および／４６を含む。ハウジング１８はこのため剛直で なく“ソフト”である。 やはり図示した好ましい具体例においては、フィルター装置１６は接線側部ポ ートを含み、一方のポート３６（シート４４中）は入口として役立ち、他方のポ ート３８（シート４６中）は出口として役立つ。 ポート３６および３８はフィルター装置１６の反対の流れ側に約１８０°離れ て配置される（図１および２を見よ。）この向きは、図１および７が示すような 重力流条件にフィルター装置１６を組立て、使用することを容易にする。 接線方向の反対方向に離れたポート３６および３８は、移換チューブ１４を絡 みまたは折れなしに直接取付けることを許容する。接線方向反対方向に離れたポ ート３６および３８はまた、使用中フィルター装置が垂直位置を持つことを許容 する。この垂直位置はフィルター装置１６中に捕捉された空気がプライミング中 フィルターパッドアセンブリを通って排気され、空気捕捉および補助空気ベント の必要性をなくす。 ポート３６および３８のそれ以上の詳細は後で記載されるであろう。 可撓性ハウジング１８は、過去において剛直ハウジングが示した 取扱いおよび加工間題を回避する。剛直ハウジングと異なり、可撓性ハウジング １８はやはり可撓性プラスチック製である関連バッグを破らないであろう。剛直 ハウジングと異なって、可撓性ハウジングは使用中誘発されるストレスと圧力に たいして順応し、従順である。 フィルター装置１６の入口側の可撓性シート４４は重力流の流体ヘッド圧のも とで膨張する。このためそれはフィルターパッドアセンブリ２０の入口側を横切 る流体を均等に分布する自然のマニホールドを形成する。これは捕捉された空気 が排出され、そして流体が均等な圧力および分布のもとにフィルターパッドアセ ンブリ２０を通って流れることを確実にする。 フィルター装置１６と液源容器の間の距離が決定できる量（約０．７５ｍ）に ある時、入口側の流体ヘッド圧はフィルター装置１６が自己プライミングになる のに十分である。ユーザーは液源容器を絞ることによりフィルター装置１６を圧 迫プライミングすることを必要としない。 流体容器が空になる時、フィルター装置１６の下流に負圧が発生する。ハウジ ング１８の入口および出口側シート４４および４６が可撓性のためそれらはフィ ルターパッドアセンブリ２０によって占められるスペースのまわりに潰れるであ ろう。流体は出口側から補助空気ベントなしに排出する。 さらに、可撓性ハウジング１８は滅菌中割れないであろう。可撓性ハウジング は熱滅菌プロセスの間熱浸透を妨害しない。代わりに、ハウジング１８はフィル ターパッドアセンブリ２０中への均一な熱浸透を受入れる。 図示した好ましい具体例（図３が最良に示すように）においては、フィルター パッドアセンブリ２０は三つの媒体区域２８，３０，３２の複合である。 第１の媒体区域２８はプレフィルターとして役立つ。その目的は採取後赤血球 中に生成し得る細胞性血液成分の微小凝集を除去することである。 第２の媒体区域３０は白血球除去フィルターとして役立つ。 第３の媒体区域３２はマニホールドとして役立つ。これは可撓性ハウジングの 下流側（すなわち可撓性シート４６）を第３の媒体区域３２に対抗して引張る負 の流体ヘッド圧の存在にもかかわらず、フィルターパッドアセンブリ２０の下流 側を流に対して開放に保つ。 図２および５が最良に示すように、シール区域３４が三つの媒体区域２３，３ ０，３２をそれらの周縁において合体する。媒体区域２８，３０，３２の少なく とも一つがシールした周縁３４の上下へ延びる。区域３４は、後で記載するよう に、熱および圧力の適用によって形成される。 図示した好ましい具体例（図５を見よ）においては、パッドアセンブリ２０は シール区域３４に関して実質上対称である。すなわちシール区域３４の上へ盛上 がったフィルターパッドアセンブリの厚みはシール区域の下方へ延びるフィルタ ーパッドアセンブリの厚みと一般に同じである。 シール区域３４は剛直な平坦な表面を備える。それは媒体区域２８，３０，３ ２を相互に対して結合する。これは濾過されている流体が媒体区域２８，３０， ３２の一つ以上を通って漏れまたはバイ パスすることを防止する。 後で詳しく記載するように、シール区域３４の剛直にして平坦な表面は可撓性 ハウジング１８を接合することができる表面を提供する。 第１の媒体区域 第１の媒体区域２８の成分は可変であるが、好ましい具体例においては、第１ の媒体区域２８は三つの不織布ポリエステル繊維マットのニードルパンチしたア センブリよりなる。この区域は約２ｍｍの全体厚みを有する。 好ましい具体例においては、三つのマット層間では繊維はデニールが異なる。 第１のマット層は１．０デニールポリエステル繊維（ヘキスト社からＬ３０繊維 として入手可能）よりなる。第２のマット層は１．５デニールボリエステル繊維 （ヘキスト社から２２４繊維として入手可能）よりなる。第３のマット層は３． ５デニールポリエステル繊維（ヘキスト２２４繊維として入手可能）よりなる。 ニードルパンチアセンブリの成分はヘキスト社から購入することができる。 第２の媒体区域 好ましい具体例（図３を見よ）においては、第２の媒体区域は一方を他方の上 に重ねた不織繊維媒体の５層の個々の層４０よりなる。 好ましい具体例においては、第２の媒体区域の個々の層４０は同じ組成を持っ ている。各層４０は、本明細書に参照として取入れるＨｅａｇｌｅらの米国特許 ５，１９０，６５７の教示に従ってつくられた、絡み合ったポリエスチル繊維ガ ラス繊維、およびセルロー スアセテート小繊維のウエブよりなる。各々の個々の層４０の厚みは可変である が、図示した具体例においては、各々の個々の層は約２ｍｍの公称厚みを持って いる。第２の媒体区域３０の５層の複合厚みはそれ故約１０ｍｍである。 各々の層４０内の繊維成分の正確な組成および混合は可変である。好ましい具 体例においては、各層４０中の絡み合い繊維の混合は、０．５デニールポリエス テル繊維（帝人株式会社製造タイプＴＫＯ４Ｎ）約７５重量％；マイクログラス ファイバー（Ｓｃｈｕｌｌｅｒ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ製造タイプコード１０ ６）約１０重量％；およびセルロースアセテート小繊維（Ｈｏｅｃｈｓｔ Ｃｏ ｒｐｏｒａｔｉｏｎ製）約５重量％よりなる。 各層４０中の絡み合い繊維は該層の約１０重量％を占めるポリオレフィン繊維 のコアシース構造（チッソ株式会社製タイプＥＫＣ）上に支持される。 粒子脱落の頻度を減らすため、各層は好ましくはアセンブリ後アクリルエマル ジョンをスプレーすることによって被覆される。アクリルエマルジョン被覆はパ ッドアセンブリ２０内の粒子脱落の頻度を著しく減らすのに役立つ。 実験的に層４０上にスプレーされるエマルジョンは体積でアクリル約０．３％ 以上を含んではならないことが観察された。体積で０．３％以上のアクリルを含 むエマルジョンは層４０の白血球涸渇能力を低下させることが観察された。この 低下は繊維へ塗布された被覆の厚みが層４０を通るくねった流路を圧縮し始める ために発生するものと信じられる。 エマルジョン中０．３％未満のアクリル体積は層４０の白血球涸 渇能力を減ずることなしに抗脱落効果を最大にする。 好ましい具体例においては、Ｒｏｈｍ ａｎｄ Ｈａａｓ社製の０．２５％ア クリルエマルジョン（タイプＨＡ８）が使用される。そのように被覆された各層 は濾過装置に対するＡＡＭＩ粒子脱落要求を満たす。 第２の媒体区域３０の白血球除去効率を最大化するため、第２区域３０の複合 厚みは約６ｍｍを超えなければならないが、しかし約１０ｍｍを超えてはならな いことが決定された。好ましくは、この複合公称厚みを得るために多層を使用す べきである。 各自２ｍｍ公称厚みの個々の４層が使用される時、個々の２ｍｍ層３層に比較 して、白血球除去に著しい増加が観察される。なおそれ以上の増加は、５番目の ２ｍｍ層が追加された時に観察された。 ５層をこえる個々の層のそれ以上の増加（合計複合公称厚み約１０ｍｍをこえ る）は白血球除去効率を増分的に増加しない。しかしながら約１０ｍｍ以上では 、パッドを通る流量に著名な減分的減少が観察され、増大する除去効率を相殺す る。 ３層より多い、最適には５層の２ｍｍ厚みの個々の層は、流速の配慮と白血球 除去効率の間の有効なバランスに当るものと信じられる。第２の媒体区域のため の５層パッドアセンブリは、入力体積の少なくとも９０％である出力体積を要求 するＡＡＢＢガイドラインを満たす。 ５層パッドアセンブリはまた、赤血球から効果的に白血球を除去し、白血球数 に３ないし５対数減少を提供する。 第３の媒体区域 第３の媒体区域３２は出口ポート３８を通ってフィルターパッド アセンブリ２０を出る均一な流れを助長ずる流体マニホールドを含む 使用において、フィルター装置１６を通る重力流はハウジング１８の上流側（ すなわち第１の媒体区域２８に対面するシート４４）上に正の流体ヘッド圧を発 生させる。この正の圧力は可撓性ハウジング１８の上流シート４４を風船のよう に外側へふくらませる。 使用において、ハウジング１８の下流側（すなわち第３の媒体層３０が対面す るシート４６）に負の流体ヘッド圧が発生する。この負の圧力は上流および下流 シート４４および４６を内側へたわませる。 第３の媒体区域３２が存在しなければ、内側へたわんだ下流シート４６はパッ ドアセンブリ２０の下流層４０を直接加圧し、それを密にシールするであろう。 換言すれば、第３の媒体区域３２の不存在下では、負のヘッド圧は可撓性フィル ターハウジング１８の下流側を閉塞するであろう。 第３の媒体区域３２はハウジングの下流側と第２の媒体区域３０との間の閉塞 表面接触を妨害し、負のヘッド圧の面において流路を開き続ける。 第３の媒体区域３２はハウジング１８の出口シート４６の内表面上のエンボス したまたは織った表面よりなる。 図示した具体例においては、第３の媒体区域は織った網またはニットファイバ ーのスクリーンよりなる。区域３２は好ましくはデュポン製の７０デニールポリ エステルニット（タイプ３４）のようなポリエステル繊維のニット層よりなる。 図３が示すように、第１、第２および第３の媒体区域２８，３０ ３２は一方を他方の上に重積される。図４が示すように、区域２８，３０，３ ２は、シール３４および図５に示した実質上対称なパッドアセンブリ２０を形成 ずるように熱と圧力によってそれらの周縁において融合される。 図示した具体例においては、パッドアセンブリ２０は全体直径（周縁シール３ ４のまわりで）約３．４インチを、そして全体高さ約０．５インチを計測する。 周縁シール３４そのものは厚み約０．０４４インチおよび幅約０．２２６インチ を計測する。 区域２８，３０，３２を周縁で融合するために種々の技術を使用することがで きる。好ましい具体例（図４が示すように）においては、区域は超音波で溶接さ れる。音波溶接をつくるための作業範囲は使用される材料に従って変化し得る。 代表的な一具体例はホーン３５および金床３７を含む超音波ウエルダーを使用 する。ホーン３５は２０ＫＨｚにおいて作動され、１００ないし３００ワットに 同調される。ホーン３５は約８０°Ｆにおいて、溶接時間約１．８秒、ホールド 時間約３．０秒、溶接遅延約１．０秒、アフターバースト約０．１秒、および圧 力約１０５ＰＳＩをもって作動される。 フィルターパッドアセンブリ２０の実質的対称は、周縁シール３４が全体のパ ッドアセンブリ２０の比較的小さい面積を占めるだけであるため白血球除去に利 用し得る表面積を最大にする。 パッドアセンブリ２０の実質的対称はまた、間もなく示されるように、フィル ター装置１６のハウシング１８内のパッドアセンブリ２０の最終組み立てを単純 化する。 フィルターハウジング 図６が示すように、フィルター装置１８は、可撓性の不活性熱可塑性材料の２ 枚のシート４４および４６を含んでいる。例えば可塑化医療グレードポリ塩化ビ ニル材料を使用することができる。 シート４４、４６は、フィルターパッドアセンブリ２０の周縁シール３４の反 対側に対して熱と圧力を加えることによってそれらの周縁のまわりで融合される 。 シート４４はフィルターパッドアセンブリ２０の第１の媒体区域２８に重なる 。シート４６はフィルターパッドアセンブリ２０の第３の媒体区域３２に重なる 。 図６Ａが最良に示すように、シート４４および４６の融合した周縁は一体化し たまたは複合シール４８を形成する。シール４８の内側部分４９はシート４４， ４６の材料をフィルターパッドアセンブリ２０の周縁シール３４と一体に接合す る。シール４８の外側部分はシート４４，４６の材料を一体に接合する。 シート１４および４６の外表面は包囲されたフィルターアセンブリ２０の対称 形状のまわりに順応する。 一体化したシール４８はフィルターパッドアセンブリ２０を直截的な１ステッ ププロセスにおいてシート４４、４６の間にカプセル化する。 一体化シール４８は各種の方法で達成し得る。図示した具体例（図６を見よ） においては、上方および下方ダイ５３および５５を含む高周波（ＲＦ）ウエルダ ーが使用される。 シール１８を形成するための作業範囲は使用する材料に応じて変化し得る。例 えば代表的なプロセスは１２キロワットＲＦ発生機を使用し、二つのダイ５３お よび５５の間にシール４８を形成するた め１０００ポンドをこえる圧力を加える。パッドアセンブリ２０の周縁シール３ ４はそれ自体ＲＦシールできないので、プラスチック４６，４８を図６Ａが示す ようにシール４８の内側部分４９内でシール３４へ一体に接合するためには高い 圧力を使用しなければならない 前に記載したように、フィルター装置１６は入口ポート３６および出口ポート ３８を含んでいる。ポート３６および３８は赤血球をフィルター装置１６の内外 へ導くため移換チューブ１４へ接続される。 図示した好ましい具体例においては、ポート３６および３８は一体化シールか ら引き離される。ポート３６および３８はまた、フィルターパッドアセンブリ２ ０に関し接線方向に延びる。入口ポート３６にシート４４に関連し、出口ポート ３８はシート４６に関連する。ポート３６および３８は一体化シール４８を形成 する前にそれぞれの、シート４４，４６中にあらかじめつくられる。シート・４ ４４６中に各ポート３６、３８を形成する技術は、１９９３年９月１４日に出願 され、そして“Ｍｅｄｉｃａｌ ＣｏｎｔａｉｎｅｒＰｏｒｔ”と題する米国特 許出願０８／１２１，３４４中に記載されている。 両方のポート３６，３８は同じ方法で形成されるので、入口ポート３６の形成 のみを詳細に記載する。 図９に見られるように、シート４４の周縁から離れた位置にシート４４中にス リット５０が形成される。このスリット５０はシート４４がフィルターパッドア センブリ２０へ一体に溶接される前に形成される。 スリット５０は熱可塑性材料のチューブ５２の外径を丁度受け入れる長さに形 成される（図１０を見よ）。 図１２ないし１４に見られるように、一対の対向するダイ５４および５６がス リット５０とチューブ５２の対向側に配置される。チューブ５２の内径に等しい 外径を有するマンドレル５８が図１２および１３に見られるようにチューブ５２ 内に挿入される。ダイ５４および５６は合体して円形ボアを形成する整列した凹 面くぼみ６０および６２が設けられる。中央みぞ６４および６６がくぼみ６０お よび６２にそれぞれ形成される。 シート４４，ダイ５４および５６、チューブ５２およびマンドレル５８は図１ ３に示した位置に一所にされる。好ましくはダイ５４および相互から正確に離す ためストップが設けられる。 次に高周波（ＲＦ）エネルギーがダイ５４，５６およびマンドレル５８を通っ て印加され、チューブ５２およびシート４４の熱可塑性材料を軟化する。比較的 冷たく維持されるダイ５４および５６は軟化した材料の金型として作用する。 チューブ５２からの材料は指示したようにみぞ６４および６６中へ流れ、材料 の拡大もしくはみね６８を形成する。 僅かにに減少した厚みのくぼみ７０も完成したポート３６を囲んでシート４４ 中に形成される。形成されたポート３６はこのためその潜在的な最も弱い点にお いて補強され、そして実質的な圧力に耐えることができる。若干の冷却期間の後 、熱可塑性材料は十分に硬化し、そしてダイ５４および５６とマンドレル５８を 除去することができる。一体化シール４８から離したポート３６および３８のシ ート４４および４６上の配置は、ポート３６および３８を一体化シー ル４８を通す必要性をなくす。このポート配置はまた、ハウジング１８とフィル ターパッドアセンブリ２０の一体化のための直截的単一ステップシーリングプロ セスを完全にする。 本発明の好ましい具体例においては、各シート４４および４６は約０．０１５ インチの厚みを有するポリ塩化ビニルでつくられる。壁厚約０．０２インチ、外 径約０．２２８インチ、および長さ約０．７５インチを有するポートチューブが 使用される。マンドレル５８は好ましくはチューブ５２の内径よりも約０．００ ３インチ小さく、そしてマンドレル５８はチューブ５２の端をこえて約１インチ の３／１０延びる。 ＰＦエネルギーは、最初エネルギーをマンドレル５８へ、次に対向するダイ５ ４および５６へ供給するスイッチング機構によって誘電加熱ステップのために印 加される。好ましくは、二つのダイが約０．０１２インチ離れることを確実にす るため機械的ストップが使用される。ダイは誘電加熱によって大きく加熱されな いので、それらはおおよその冷却後除去することができる。 本発明によれば、チューブ５２はシート４４，４６よりも約２０〜７０％厚い 壁厚を持つことが一般に好ましい。これは熱可塑性材料の適切量が完成ポート開 口接合部中のリブ４０を形成するために利用されることを確実にする。スリット ５０はチューブ５２の直径よりも長くなく、それによんてシート４４とチューブ ５２のタイトな初期フィットを確実にすることが好ましい。 ポート３６，３８を囲むシート４４，４６は、好ましくはシート４４，４６の ものと厚みの少なくとも８０％である。チューブ５２の壁はそのもとの厚みの約 ６０〜７０％へ薄くされる。 一体化されたハウジングおよびフィルターパッドアセンブリ２０は、強い流体 密な、しかし可撓性のフィルター装置１６の製作を許容する。 白血球涸渇化媒体の特徴化 繊維白血球涸渇フィルター媒体は、過去においてはそれらの平均直径で特徴化 されていた。例えば、渡辺らの米国特許４，７０１２６７は布の繊維が０．３ミ クロンから３ミクロン未満の平均直径を持つ不織布の白血球フィルターを記載し 、クレームしている。 しかしながら、白血球涸渇化が生起する第２の媒体区域３０に見られるような 複合多種繊維マトリックスの平均繊維直径を物理的に測定し、定量することは不 可能である。これはマトリックスの物理的構造の複雑性のみならず、マトリック スの一部を形成する繊維の幾何学的形状のために真理である。 Ｋｅｉｔｈら米国特許４，２７４．９１４は、“フィブリル化粒子”とも呼ば れる微小繊維の性状を記載している。それらは典型的には約１０００ミクロン以 下の全長と、０．１ないし５０ミクロンの全幅を有する。フィブリルは極めて小 さく、例えば直径０．０１ミクロン以下である。各層４０に存在する多数のフィ ブリルの直径を物理的に測定し、平均することは不可能である。 それでも平均繊維直径は物理的構造を所望の性能基準に相関させるために有用 な一つの特徴であり続ける。 本発明の一面は、１種以上の繊維の直径を物理的に確かめることができない時 でさえも、複合多種繊維マトリックス中の平均繊維直径を定量化する方法を提供 する。 本発明のこの面の特徴を具体化する誘導操作は、４ステップより なる。 ステップ（１）は慣用方法によって物理的に測定できる成分繊維の密度および 直径を決定する。記載の実施例においては、密度はｇ／cm³で表され、直径はcm （またはミクロン）で表される。なお他の測定単位も、それらが一貫してこの誘 導操作に使用される限り、使用することができる。 ステップ（２）は、慣用方法では直径が物理的に測定できない各成分繊維の直 径を誘導する。この誘導はその繊維の面積対重量比（Ａ／Ｗ）と、そして繊維の ポリマーの密度に依存する。Ａ／Ｗはcm²／ｇで表され、密度はｇ／cm³で表され る。次にステップ（２）は次式を使用して繊維の直径を誘導する。 ここで、ｄは繊維の直径（cmまたはミクロンを１０００倍したcm）であり、 ρは繊維の密度（ｇ／cm³）であり、そして Ａ／Ｗは繊維の面積対重量比（cm²／ｇ） である。 ステップ（３）は、マトリックスの１ｇ中に存在する各繊維材料の長さ（cm） を以下の式を使って誘導する。 ここで、 ｉは選んだ繊維であり、 Ｌｉは選んだ繊維の長さ（cm）であり、 Ｑｉは選んだ繊維の重量分率（小数として、例えば１０％＝０．１のように表 す）であり、 πは３．１４１７であり、 ｄｉは選んだ繊維の直径（cm）であり、 ρｉは選んだ繊維の密度（ｇ／cm³）である。 長さＬｉは、マトリックス中に存在する最短絶対繊維長に基いて比として簡単 化項目で表すことができる。この簡単化換算は多くの数値についての作業を避け （特に計算が人力で行われる時の配慮）、そして各繊維長を存在する最短繊維長 で割算することによって行われる。換算した値は無元であり、そしてマトリック ス中に存在する最短繊維の単位長さあたりの数長さとして表される。代わりに、 長さＬｉはその簡単化しない形（存在する最短繊維のcmあたりのcmで表された） で計算操作の間残される。 ステップ（４）は、各繊維についての長さＬｉ（cmで表した）と直径の積を長 さＬｉ（cm）で割算した値を積算することによって数平均直径を次式により誘導 する。 ここでｉはその繊維であり、 Ｌｉはその繊維の長さ（cm）であり、 ｄｉはその繊維の直径（cm）である。 以下の実施例１は、第２の媒体区域３０の個々の層４０中に存在 する繊維の平均直径を誘導するために前記した方法を適用する。 実施例１ 各個々の層は以下の層よりなる。 ポリエステルおよびコアシース ８０重量％ ガラス繊維 １０重量％ セルロースアセテート繊維 ５重量％ ステップ（１）：ポリエステルおよびガラス繊維の密度および直径は以下のよ うに慣用の方法で確かめることができる。 ガラス繊維 密度＝２．５ｇ／cm³ 直径＝０．００００６５cm（０．６５ミクロン） ポリエステル（コアシースを含む） 密度＝１．３８ｇ／cm³ 直径＝０．００１cm（１０ミクロン） ステップ（２）：セルロースアセテート小繊維の直径は慣用の方法によって測 定することができない。それ故直径は、セルロースアセテート小繊維の面積対重 量比と、セルロースアセテート小繊維の密度（どちらも慣用方法で測定）を基に して以下のように決定した。 セルロースアセテート（小繊維について）の面積対重量比：２００，０００cm² ／ｇ， セルロースアセテート（小繊維について）の密度：１．２８ｇ／cm³ 小繊維の計算した直径は０．００００１５６３cm（０．１５６３ミクロン）で ある。 ステップ（３）：層４０の１ｇ中のポリエステル、ガラス繊維および小繊維の 長さは以下のようにして決定する。 最短繊維長はポリエステルであり、層４０のｇあたり７８４６３９．５cmと計 算される。もし単純化目的のためその長さで割れば、Ｌポリエステルは１cmであ る。 ガラス繊維の繊維長は層４０のｇあたり１２０６０．４６３cmと計算される。 もし単純化目的のためポリエステルの長さ（７８４６３９．５）で割れば、Ｌガ ラス繊維はポリエステル繊維cmあたり１５．３７１cmである。 小繊維の繊維長は層４０ｇあたり２０４，０００，０００cmと計算される。も し単純化のためポリエステルの長さ（７８４６３９．５）で割れば、Ｌ小繊維は ポリエステル繊維cmあたり２６０．５９８である。 ステップ（４）：各繊維について長さＬｉ（cm／cmポリエステルで表した）と 密度ｄｉの積を長さＬｉ（cm／cmポリエステルで表した）で割った商を合算する ことにより（ｉがポリエステル、次にガラス繊維、そして次に小繊維からなる時 ）、各層４０に存在する数平均直径は０．００００２１９cm（０．２１９ミクロ ン）と誘導される。 個々の繊維の相対的重量％の変化に応答する与えられた層４０についての数平 均繊維直径の変化を計算し、そして慣用のコンピュータースプレッドシートプロ グラムを用いてルックアップ表フォーマットに配置することができる。 図１５は、前述の方法に従って計算した、ポリエステル／コアシース（ｄ＝１ ０ミクロン、ρ＝１．３８ｇ／cm³）；ガラス繊維（ｄ ＝０．６５ミクロン，ρ＝２．５ｇ／cm³）；およびセルロースアセテート小繊 維（Ａ／Ｗ＝２０００００cm²／ｇ，ρ＝１．２８ｇ／cm³）よりなる媒体層の数 平均繊維直径の代表的ルックアップ表である。表１５は、ガラス繊維（ｙ軸）お よび／または小繊維（ｘ軸）の重量％を変化させる（ポリエステル／コアシース が残余のパーセントを占める）ことによる、数平均繊維直径の変化を示している 。 以下の実施例２が示すように、数平均繊維直径は、物理的構造を複合多種繊維 白血球涸渇化媒体の性能に相関させるための有用な特性を規定する。数平均繊維 直径はそのような複合媒体の開発中期待される性能の予期値として役立つことが できる。それはまた、そのような複合媒体の製造のモニタリングのための実際的 な品質管理パラメータとして役立つことができる。 実施例２ 表１は、異なる厚みおよび異なる数平均繊維直径のパッドに組立てた時、ポリ エステル、ガラス繊維および小繊維よりなる白血球涸渇化媒体について、白血球 涸渇化（全血中）、平均流れポア寸法、および全血流時間の変化を測定した実験 テストの結果を掲げる。 図１６は、表１に掲げた結果に基づいて、平均流れポア寸法（ｙ軸）に対する 層の数平均繊維直径（ｘ軸）をグラフ化する。図１６は、これら二つの構造的特 性が相関する傾向を示す。 図１７は、表１に掲げた結果に基づいて、全血の流れ時間（ｙ軸）に対して層 の数平均繊維直径をグラフ化する。図１７はまた、構造的特性（繊維直径）が期 待される性能（流れ時間）に相関に傾向を示す。 図１８は、表１に掲げた結果に基づいて、全血中の白血球の対数涸渇（ｙ軸） に対する平均流れポア寸法（ｘ軸）をグラフ化する。図１８はさらに、物理的特 性（平均流れポア寸法）が期待される性能特性（白血球涸渇）に相関する傾向を 示す。 図１６〜１８に基づいて、人々が複合媒体層のための特性として、約０．２３ ミクロン以下の数平均繊維直径を選択する合理的基礎を有する。この数平均繊維 直径は許容できる全血流量において全血中の白血球の許容できる対数減少に相関 する。 さらに詳しくは、０．２３ミクロン数平均繊維直径は、図１６の曲線が示すよ うに、約５ないし６ミクロンの平均流れポア寸法と相関する。５ないし６ミクロ ンの平均流れポア寸法は、図１８に示した曲線上に増加する白血球涸渇区域と相 関する。０．２３ミクロン数平均繊維直径はまた、図１７に示した曲線上の安定 した許容血液流れ時間の区域と相関する。 数平均繊維直径を０．２３ミクロン以上に特定することにより、図１６の曲線 が示すように、媒体の平均流れポア寸法が増加する。 これは、血液流れ時間に期待される対応する有利なシフトなしに（図１７が示す ように）、白血球減少曲線上の有利な区域から期待さ れる白血球減少を遠くシフトする（図１８が示すように）。 以下の請求の範囲は本発明の特徴を記載する。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ // Ａ６１Ｋ 35/14 Ｚ 7431−4Ｃ Ａ６１Ｍ 1/34 7421−4Ｃ Ｇ０１Ｎ 33/48 Ｂ 8310−2Ｊ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．慣用方法によってその直径が物理的に測定できる少なくとも１種の繊維と、 慣用方法によってその直径が物理的に測定できない少なくとも１種の繊維を含ん でいる濾過媒体の数平均直径を決定する方法であって、該方法は以下のステップ ： （１）慣用方法によって物理的に測定できる成分繊維の密度および直径を決 定するステップ： （２）慣用方法によって直径を物理的に測定することができない各成分繊維 の直径を誘導するステップ，このステップは以下の式を用いて繊維の直径を誘導 する。 式中、ｄは繊維の直径（cm，またはミクロンに１０００を乗じたcm）であり、 ρは繊維の密度（ｇ／cm³）であり、 Ａ／Ｗは繊維の面積対重量比（cm²／ｇ）である。 （３）以下の式を用いてマトリックス１ｇ中に存在する各繊維 材料の長さ （cm）を誘導するステップ、 式中、ｉは選んだ繊維であり、 Ｌｉは選んだ繊維の長さ（cm）であり、 Ｑｉは選んだ繊維の重量分率（小数、例えば１０％＝０．１のように表わす ）であり、 πは３．１４１７であり、 ｄｉは選んだ繊維の直径（cm）であり、 ρｉは選んだ繊維の密度（ｇ／cm³）である。 （４）マトリックス中に存在するすべての繊維の数平均繊維直径を以下の式 を用いて、各繊維について、長さＬｉで割算した長さＬｉ（cmで表わす）と直径 の積を合算することによって誘導するステップ、 式中、ｉは繊維であり、 Ｌｉは繊維の長さ（cm）であり、 ｄｉは繊維の直径（cm）である。 を含むことを特徴とする濾過媒体の平均繊維直径を決定する方法。 ２．ステップ（３）において、長さＬｉは各繊維長さを存在する最短繊維の長さ で割算することにより、最短絶対繊維長に基づく比として表わされ、その時Ｌｉ は存在する最短繊維cmあたりのcmとして表わされる請求項１の方法。 ３．ポリエステル繊維、ガラス繊維およびセルロースアセテート繊維のマトリッ クスよりなる濾過媒体の平均繊維直径を決定する方法であって、該方法は以下の ステップ： （ｉ）以下の式を用いてマトリックス中に存在する各繊維材料 の長さを誘導するステップ、 式中、ｉは選んだ繊維（ポリエステル、ガラス繊維およびセルロースアセテー ト繊維）であり、 Ｌｉは選んだ繊維の長さ（cm）であり、 Ｑｉは選んだ繊維の重量分率（小数、例えば１０％＝０．１のように表わす ）であり、 πは３．１４１７であり、 ｄｉは選んだ繊維の直径（cm）であり、 ρｉは選んだ繊維の密度（ｇ／cm³）であり、 ここでセルロースアセテート繊維の直径は以下の式に従って誘導され、 式中、ｄはセルロースアセテートの直径（cm，またはミクロンに１０００を乗 じたcm）であり、 ρは繊維の密度（ｇ／cm³）であり、 Ａ／Ｗは繊維の面積対重量比（cm²／ｇ）であり、 （ii）マトリックス中に存在するすべての繊維の数平均繊維直径を以下の式 を用いて、各繊維について、長さＬｉで割算した長さＬｉ（cmで表わす）と直径 の積を合算することによって誘導するステップ、 式中、ｉは繊維であり、 Ｌｉは繊維の長さ（cm）であり、 ｄｉは繊維の直径（cm）である。 を含むことを特徴とする濾過媒体の平均繊維直径を決定する方法。 ４．ステップ（ii）において、長さＬｉは各繊維長さを存在する最短繊維の長さ で割算することにより、最短繊維長に基づく比として表わされ、その時Ｌｉは存 在する最短繊維cmあたりcmとして表わされる請求項３の方法。