WO2012115021A1 - 多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法 - Google Patents

多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2012115021A1
WO2012115021A1 PCT/JP2012/053921 JP2012053921W WO2012115021A1 WO 2012115021 A1 WO2012115021 A1 WO 2012115021A1 JP 2012053921 W JP2012053921 W JP 2012053921W WO 2012115021 A1 WO2012115021 A1 WO 2012115021A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
virus
hollow fiber
human immunodeficiency
porous hollow
immunodeficiency virus
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/053921
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
久由 新井
弘和 杉山
智昌 松田
平橋　智裕
典孝 吉川
哲朗 鈴木
Original Assignee
Dic株式会社
国立大学法人浜松医科大学
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Dic株式会社, 国立大学法人浜松医科大学 filed Critical Dic株式会社
Priority to JP2012535525A priority Critical patent/JPWO2012115021A1/ja
Publication of WO2012115021A1 publication Critical patent/WO2012115021A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/34—Filtering material out of the blood by passing it through a membrane, i.e. hemofiltration or diafiltration
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D63/00—Apparatus in general for separation processes using semi-permeable membranes
    • B01D63/02—Hollow fibre modules
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D67/00—Processes specially adapted for manufacturing semi-permeable membranes for separation processes or apparatus
    • B01D67/0081—After-treatment of organic or inorganic membranes
    • B01D67/0088—Physical treatment with compounds, e.g. swelling, coating or impregnation
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D69/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by their form, structure or properties; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D69/08—Hollow fibre membranes
    • B01D69/081—Hollow fibre membranes characterised by the fibre diameter
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D71/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by the material; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D71/06—Organic material
    • B01D71/08—Polysaccharides
    • B01D71/12—Cellulose derivatives
    • B01D71/14—Esters of organic acids
    • B01D71/18—Mixed esters, e.g. cellulose acetate-butyrate
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D71/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by the material; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D71/06—Organic material
    • B01D71/26—Polyalkenes
    • B01D71/261—Polyethylene
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D71/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by the material; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D71/06—Organic material
    • B01D71/26—Polyalkenes
    • B01D71/262—Polypropylene
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D71/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by the material; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D71/06—Organic material
    • B01D71/38—Polyalkenylalcohols; Polyalkenylesters; Polyalkenylethers; Polyalkenylaldehydes; Polyalkenylketones; Polyalkenylacetals; Polyalkenylketals
    • B01D71/381—Polyvinylalcohol
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D71/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by the material; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D71/06—Organic material
    • B01D71/66—Polymers having sulfur in the main chain, with or without nitrogen, oxygen or carbon only
    • B01D71/68—Polysulfones; Polyethersulfones
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/20—Pathogenic agents
    • A61M2202/206—Viruses
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
    • B01D—SEPARATION
    • B01D71/00—Semi-permeable membranes for separation processes or apparatus characterised by the material; Manufacturing processes specially adapted therefor
    • B01D71/06—Organic material
    • B01D71/76—Macromolecular material not specifically provided for in a single one of groups B01D71/08 - B01D71/74

Definitions

  • the present invention relates to a porous hollow fiber for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus, and a virus removal method using the same.
  • Hepatitis C is caused by chronic infection with hepatitis C virus (HCV), and the number of HCV hepatitis patients worldwide is estimated to be 1.3 to 1.7 billion in 2009.
  • HCV hepatitis C virus
  • a combination therapy of pegylated interferon and ribavirin is generally used as a therapeutic method for hepatitis C drugs.
  • the therapeutic outcome in patients with genotype 1b and a large amount of virus in the blood is about 50%, and the rate of transition to cirrhosis and liver cancer is high, so the development of more effective treatments and drugs is desired.
  • Non-Patent Document 1 Non-Patent Document 1
  • Non-patent Document 2 In general, it is known that treatment results with drugs are high when the amount of virus in the blood is low. Therefore, there is a report that treatment results can be improved by combining with blood purification therapy for removing viruses in blood (Non-patent Document 2).
  • human immunodeficiency virus is a causative virus of acquired immunodeficiency syndrome (AIDS). Taxonomically, it has an envelope and a retroviridae lentivirus having a positive-stranded single-stranded RNA as a genome. Belonging to the genus. The shape is spherical with a diameter of about 100 nm, and inside the membrane is a nucleoid consisting of RNA and GAG protein. HIV infects CD4-positive T cells, which are important for inducing the expression of human immune functions, and activates and destroys the cells after a relatively long incubation period.
  • Anti-HIV / AIDS treatments that are used today as standard are 3 to 4 combinations of drugs (2 nucleoside reverse transcriptase inhibitors + 1 to 2 protease inhibitors, or nucleoside reverse transcriptase inhibition) It is a multi-drug combination therapy called HAART, which is used as 2 agents + 1 non-nucleoside reverse transcriptase inhibitor. This markedly improved the prognosis of those living with HIV.
  • HIV is a virus that is easily mutated, it is easier to acquire drug resistance than usual, and it is difficult to produce a vaccine that can exert its effect continuously for the same reason.
  • timing criterion to initiate HAART for example, the blood HIV levels there is, such as 105 copies / mL or more, it is possible to delay HAART initiation timing by lowering blood HIV levels by the blood purification therapy. In other words, it is expected that the burden on patients that they must continue taking their medicines for a lifetime once they start taking the drug can be reduced, and the emergence of resistant strains can be delayed.
  • the drug and this therapy are used in combination from the initial stage of infection, the drug can be used with drugs with fewer adverse side effects, resulting in a wider range of drug selection and a synergistic effect on the antiviral effect. There is expected.
  • Patent Document 1 As an adsorbent for removing HIV, for example, a COOH-type weakly acidic solid substance has been known (Patent Document 1). However, this assumes a device in which the column is filled with the substance mainly in the form of particles and the virus is removed by passing the blood of an HIV-infected patient through the column. Eventually, there was a problem of clogging caused by thrombus and the like.
  • Patent Document 2 Also disclosed is an adsorbent particle having a chargeable side chain such as carboxylic acid and a fluidized bed composed thereof for the purpose of capturing biopolymeric substances including HIV from extracellular body fluids (
  • Patent Document 2 in order to make the fluidized bed function effectively, Patent Document 2) requires a sufficient flow rate of the extracellular fluid to stably raise the adsorptive particles, which may be difficult to implement depending on the size of the column. There is a case.
  • the problem to be solved by the present invention is to use a polymer substrate that is a porous hollow fiber that efficiently removes hepatitis virus or human immunodeficiency virus in a liquid, and the substrate. It is to provide a virus removal method. In particular, when applied to living blood, remove hepatitis virus, human immunodeficiency virus, etc. that can be taken out of the body and the removal amount of useful components in the blood is low and the treatment cycle can be shortened with low invasiveness. It is an object of the present invention to provide a porous hollow fiber and a virus removal method.
  • a porous hollow fiber having a precisely controlled pore diameter, a good water flux, and a surface with good blood compatibility has a hepatitis virus or a human.
  • the present inventors have found a method capable of removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus by capturing the hepatitis virus or human immunodeficiency virus inside the porous hollow fiber by passing through or bringing into contact with a liquid containing the immunodeficiency virus.
  • the present invention relates to a porous hollow fiber for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus having a specific structure, and a method for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus using the same.
  • the porous hollow fiber is a hollow fiber having two functions: a function as a plasma separation membrane and a function of capturing a virus in the membrane, and a patient with chronic hepatitis or an acquired immune deficiency syndrome patient.
  • Hepatitis virus or human immunodeficiency virus in the blood is obtained by removing the blood from the body and passing it through the hollow fiber, returning the plasma that has passed through the holes of the hollow fiber and the blood that has not passed through the holes, and returning the blood.
  • a method of removing is provided.
  • the present invention it is possible to flow a body fluid such as blood without causing clogging, and it is possible to efficiently remove viruses such as hepatitis virus or human immunodeficiency virus in the fluid. Moreover, if the hollow fiber membrane developed this time is used, the blood purification therapy conventionally performed with two modules can be performed with one module. As a result, the circuit configuration is simple and the useful plasma component is not removed, so that the burden on the patient is greatly reduced and the module can realize a high virus reduction effect by shortening the treatment cycle.
  • the present invention includes the following requirements. 1.
  • a porous hollow fiber for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus A porous hollow fiber for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus whose average flow pore size is in the range of 80 to 230 nm, 2.1.
  • a porous hollow fiber for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus is composed of polyolefin, polyethersulfone, or cellulose mixed ester.
  • the polyolefin is polyethylene, polypropylene, or poly-4-methylpentene
  • the surface is coated with a hydrophilic resin.
  • the hydrophilic resin is an ethylene-vinyl alcohol copolymer, an ethylene-acrylic acid copolymer, polyvinyl alcohol, or MPC polymer.
  • the inner diameter is in the range of 150 to 400 ⁇ m. ⁇ 7.
  • the film thickness is in the range of 40 to 70 ⁇ m. ⁇ 8.
  • the hepatitis virus is a hepatitis B or C virus; ⁇ 9.
  • Porous hollow fiber for removing hepatitis virus according to any one of 11.1. ⁇ 10.
  • the hepatitis virus or human immunodeficiency virus is passed through the porous hollow fiber for removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus described in any of the above, thereby allowing the hepatitis virus or human immunodeficiency virus to pass through the porous hollow fiber.
  • the fluid containing hepatitis virus or human immunodeficiency virus is blood containing hepatitis virus or human immunodeficiency virus.
  • the polymer substrate used in the present invention is not limited as long as it is porous and can capture and remove viruses in a liquid containing viruses.
  • examples thereof include membranes and beads, but hollow fibers and flat membranes are more preferable because a liquid containing virus can be forced to pass through the pores.
  • the hollow fiber-shaped one can be particularly preferably used in that the occupied volume around the membrane area can be reduced and the virus can be removed efficiently.
  • the inner diameter and thickness of the hollow fiber, the thickness of the flat membrane, the particle diameter of the beads, etc. can be arbitrarily selected for each purpose for removing viruses from the liquid, but the shape is hollow fiber.
  • the inner diameter of the hollow fiber is 100 to 1000 ⁇ m, preferably 150 to 400 ⁇ m, more preferably 170 to 350 ⁇ m, and the film thickness is 30 to 300 ⁇ m, preferably 30 to 100 ⁇ m, more preferably. 40-70 ⁇ m.
  • the inner diameter and film thickness are larger than the above ranges, a large inner surface area of the hollow fiber module cannot be obtained, resulting in insufficient plasma separation ability.
  • the cross section of the hollow fiber is preferably cylindrical, but may be oval.
  • the inner diameter referred to in the present invention represents the average value of the inner elliptical diameters.
  • the material of the porous hollow fiber used for this invention is not specifically limited, In light of being used for blood purification therapy, the well-known material used for a blood treatment use is preferable.
  • the well-known material used for a blood treatment use is preferable.
  • olefin resin, styrene resin, sulfone resin, acrylic resin, urethane resin, ester resin, ether resin, fluorine resin, cellulose mixed ester, etc. more specifically, polyethylene, polypropylene , Poly-4-methylpentene, ethylene-vinyl alcohol copolymer, ethylene-acrylic acid copolymer, polysulfone, polyethersulfone, polymethyl methacrylate, polyacrylonitrile, polyethylene terephthalate, polyvinylidene fluoride, polytetrafluoroethylene, tetra Examples thereof include fluoroethylene-perfluoroalkoxyethylene copolymers and resins obtained by kneading them by a known method
  • hydrophilic resins are those having good blood compatibility such as polyvinylpyrrolidone, polyvinyl alcohol, polyethylene glycol, ethylene-vinyl alcohol copolymer, ethylene-vinyl alcohol-vinyl acetate copolymer, and ethylene-vinyl acetate copolymer.
  • Partially saponified polymer vinyl alcohol copolymer such as vinyl alcohol-vinyl acetate copolymer, (co) polymer of (meth) acrylic acid, ethylene-acrylic acid copolymer, hydroxy (meta ) (Co) polymer of acrylate, (co) polymer of 2-methacryloyloxyphosphorylcholine (MPC polymer) and the like are preferably used.
  • the coating method is not particularly limited, but the step of immersing the hydrophilic resin in a hydrophilic resin solution obtained by dissolving the hydrophilic resin in a water-miscible organic solvent or a mixed solvent thereof with water, the step of draining and keeping warm, and drying
  • a continuous hydrophilization method by the winding and winding process is simple and can be preferably used.
  • the production method of the porous hollow fiber used in the present invention can be selected from known techniques such as a stretch opening method, a non-solvent induced phase separation method, a thermally induced phase separation method, and a melt extraction method.
  • a method suitable for the above material can be applied.
  • the pore diameter in the present invention is defined by an average flow pore diameter based on the principle of ASTM (American Society for Testing and Materials) -F316-86.
  • the pores do not necessarily have to penetrate the membrane as a straight tube, and may be bent inside the membrane. Also, some holes may be fused inside the membrane, or conversely, one hole may be branched, or these may be mixed.
  • the porous hollow fiber of the present invention has a pore size such that blood cells do not enter the membrane and virus particles are trapped in the membrane. When the trapping target is HCV, such an average flow pore size is 60 nm to 170 nm, preferably 70 nm to 150 nm, more preferably 80 nm to 130 nm.
  • an average flow pore size is 110 nm to 230 nm, preferably 120 nm to 190 nm, more preferably 130 nm to 180 nm.
  • virus particles are difficult to enter the membrane, so that sufficient removal performance cannot be obtained.
  • virus particles pass through without staying in the membrane, and thus sufficient removal performance cannot be obtained.
  • the pore diameter and void distribution in the depth direction of the membrane may be a uniform symmetric membrane or a gradient asymmetric membrane, but in the case of an asymmetric membrane, it is sparse from the viewpoint of capturing viruses in the membrane.
  • the surface is preferably the liquid supply side.
  • the minor axis length of the surface hole on the liquid supply side of the membrane is 1 ⁇ m or less, there is no clogging of blood cells, and good plasma separation can be maintained for a long time.
  • the water permeability in the present invention is such that water is filtered by applying water pressure without going through a hydrophilic treatment step with an aqueous surfactant solution or ethyl alcohol, unit area under unit pressure, unit time. It is determined by the amount of permeated water.
  • the water flux of the porous hollow fiber of the present invention is not particularly limited, but it has excellent plasma permeation when the average flow rate pore diameter is 0.05 ⁇ 10 ⁇ 2 mL / cm 2 min mmHg or more. It is desirable because the hydrophilicity of the surface of the hollow fiber can prevent the protein in the plasma component from being hydrophobically adsorbed to the hollow fiber and blocking the pores.
  • the liquid containing the virus of interest in the present invention is not particularly limited as long as it contains a hepatitis virus or a human immunodeficiency virus.
  • a culture medium can be mentioned. More specific examples of body fluids include blood, saliva, sweat, urine, runny nose, semen, plasma, lymph, tissue fluid and the like.
  • hepatitis virus or human immunodeficiency virus is porous hollowed by passing the virus-containing liquid through the porous hollow fiber. It is characterized by removing hepatitis virus or human immunodeficiency virus from a fluid containing hepatitis virus or human immunodeficiency virus by capturing with a thread.
  • the virus removal rate in the liquid containing virus is a good result, and albumin, which is a typical blood component, is not removed. became.
  • the virus removal rate in the liquid containing the virus was lower than the virus removal rate in the liquid that passed through the hole of the hollow fiber. It was suggested that much of the virus removal was happening during the passage.
  • the liquid that has passed through the hole of the hollow fiber, the liquid that has not passed through the hole, or the mixed liquid of the liquid that has passed through the hole of the hollow fiber and the liquid that has not passed through the hole has other ability to remove viruses
  • Such other base material is not particularly limited as long as it has a function of capturing and removing viruses, and examples thereof include a heparin-immobilized gel.
  • the form of the virus removal device comprising the porous hollow fiber of the present invention is not particularly limited as long as it is a shape applicable to the above-mentioned use.
  • a hollow fiber module or filtration Examples include columns and filters.
  • the shape and material of the container are not particularly limited, but when applied to extracorporeal circulation of body fluid (blood), a cylindrical container having an internal volume of 10 to 400 mL and an outer diameter of about 2 to 10 cm It is preferable to use a cylindrical container having an internal volume of 20 to 300 mL and an outer diameter of about 2.5 to 7 cm. An example is shown in FIG.
  • any method may be used as long as it can be removed from the liquid containing the hepatitis virus or the human immunodeficiency virus by being brought into contact with the liquid containing the virus.
  • Average flow pore diameter average pore diameter of a constricted portion of a hole penetrating from one side of the membrane to the other, in accordance with ASTM F316-86 and ASTM E1294-89, according to Porous Materials, Inc.
  • the average flow pore size was measured by a half dry method using a “Palm Porometer CFP-200AEX” manufactured by the company.
  • Perfluoropolyester (trade name “Galwick”) was used as the test solution.
  • a hollow fiber mini-module with a water flux membrane area of 2.5 cm 2 is manufactured and subjected to a water pressure of 0.02 to 2 kg / cm 2 without passing through a hydrophilic treatment step with an aqueous surfactant solution or ethyl alcohol. The water was filtered, and the amount of permeated water per unit area under unit pressure was determined.
  • ELISA The sample is pretreated with a pretreatment solution (SDS) to release the HCV core antigen and simultaneously inactivate the coexisting HCV antibody to obtain a measurement sample.
  • a measurement sample is added to an HCV core antigen antibody-immobilized plate and incubated. After the reaction for a predetermined time, washing is performed, and a horseradish-derived peroxidase-labeled HCV core antigen antibody is added and incubated. After reacting for a predetermined time, washing is performed, and o-phenylenediamine reagent is added and incubated. After the reaction for a predetermined time, a reaction stop solution is added. Measure the color development at a wavelength of 492 nm. The concentration is calculated from the absorbance of the sample.
  • SDS pretreatment solution
  • bromocresol green reagent added to the plasma albumin permeation sample and measure the color development at a wavelength of 630 nm. The concentration was calculated from the absorbance of the sample.
  • Albumin permeability (%) (albumin content in filtrate / albumin content in stock solution) ⁇ 100
  • CPD solution citrate phosphate glucose solution
  • HCV patient plasma is added to it for virus removal ability evaluation Of blood.
  • 16 mL of HCV-containing blood was placed in a reservoir and heated to 37 ° C., blood was introduced into the hollow fiber module at a blood flow rate of 0.33 mL / min, and plasma separation was performed at a plasma filtration flow rate of 0.1 mL / min.
  • the blood and plasma that flowed out of the hollow fiber module were returned to the reservoir, blood in the reservoir was collected at predetermined time intervals, the amount of HCV core protein was measured, and the HCV removal rate by the hollow fiber module was calculated by the following formula.
  • HCV core protein amount uses ortho-HCV antigen ELISA test (Ortho-Clinical Diagnostics Co., Ltd.). The sample used for the measurement is blood collected from a reservoir at 4000 rpm. The supernatant after centrifugation for 5 minutes was used. The HCV removal rate was calculated by the following formula.
  • HCV removal rate (%) [(Cpre ⁇ Cpost) / Cpre] ⁇ 100
  • Cpre HCV concentration in the reservoir before plasma separation
  • Cpost HCV concentration in the reservoir after elapse of a predetermined time
  • HIV removal test from plasma by cross-flow batch filtration-HIV removal rate and HIV concentration rate Create a hollow fiber module with a membrane area of 1.8 cm 2 and pass through 0.6 mL of HIV patient plasma (stock solution), 0.3 mL of liquid (filtrate) that passed through the holes and 0.3 mL of liquid (inner liquid) that did not pass through the holes were obtained.
  • Example 1 A high density polyethylene (HIZEX 2200J, manufactured by Mitsui Petrochemical Co., Ltd.) having a density of 0.968 g / cm 3 and a melt index of 5.5 has a discharge port diameter of 16 mm, an annular slit width of 2.5 mm, and a discharge cross-sectional area of 1.06 cm 2.
  • the dimensions of the obtained unstretched hollow fiber were an inner diameter of 432 ⁇ m and a film thickness of 68 ⁇ m. This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours while being wound around a bobbin.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 21400% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 100 ° C. until the total stretching ratio was 4.8 times so that the deformation rate was 330% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to continuous thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio was 2.8 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 2 An ethylene-vinyl alcohol copolymer having an ethylene content of 44% was heated and dissolved in a 75% aqueous ethanol solution to obtain a 2.5% by weight solution.
  • the drawn yarn obtained in Example 1 was immersed in the solution kept at 50 ° C. for 100 seconds, kept under 50 ° C. ethanol saturated steam for 80 seconds, and then the solvent was further dried over 80 seconds.
  • the obtained hydrophilic porous hollow fiber had an inner diameter of 400 ⁇ m and a film thickness of 55 ⁇ m.
  • the average flow pore size, water flux, HCV removal rate by crossflow plasma batch filtration, HCV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 1.
  • the HCV removal rate by crossflow blood circulation filtration was evaluated. As a result, 46% was removed 60 minutes after the start of plasma separation, and 71% of HCV was removed 120 minutes later.
  • Example 3 Spinning was carried out in the same manner as in Example 1 to obtain an unstretched hollow fiber having a spinning draft 1130, an inner diameter of 323 ⁇ m, and a film thickness of 75 ⁇ m.
  • This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours.
  • heat after stretching 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, heat until 100% in a heating furnace until the total draw ratio is 4.1 times so that the deformation rate is 180% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio became 2.5 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 4 A hydrophilic porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2 except that the drawn yarn obtained in Example 3 was used. The inner diameter was 292 ⁇ m and the film thickness was 61 ⁇ m. The average flow pore size, water flux, HCV removal rate by crossflow plasma batch filtration, HCV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 1. Moreover, the HCV removal rate by crossflow blood circulation filtration was evaluated. As a result, 30% HCV was removed 60 minutes after the start of plasma separation and 58% after 120 minutes.
  • Example 5 Spinning was carried out in the same manner as in Example 1 to obtain an unstretched hollow fiber having a spinning draft 1890, an inner diameter of 324 ⁇ m, and a film thickness of 48 ⁇ m.
  • This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 100 ° C. until the total stretching ratio was 3.8 times so that the deformation rate was 220% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio became 2.3 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 6 A hydrophilized porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2, except that the drawn yarn obtained in Example 5 and an ethylene-vinyl alcohol copolymer having an ethylene content of 29% were used. The inner diameter was 294 ⁇ m, and the film thickness was 40 ⁇ m. The average flow pore size, water flux, HCV removal rate by crossflow plasma batch filtration, HCV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 1. Moreover, the HCV removal rate by crossflow blood circulation filtration was evaluated. As a result, 26% of HCV was removed 60 minutes after the start of plasma separation and 46% after 120 minutes.
  • Example 7 Spinning was carried out in the same manner as in Example 1 to obtain an unstretched hollow fiber having a spinning draft 1758, an inner diameter of 168 ⁇ m, and a film thickness of 78 ⁇ m.
  • This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 100 ° C. until the total stretching ratio was 4.8 times so that the deformation rate was 330% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to continuous thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio was 2.8 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 8 A hydrophilic porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2 except that an ethylene-vinyl alcohol copolymer having an ethylene content of 38% was used. The inner diameter was 150 ⁇ m and the film thickness was 58 ⁇ m. The average flow pore size, water flux, HCV removal rate by crossflow plasma batch filtration, HCV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 1. Moreover, the HCV removal rate by crossflow blood circulation filtration was evaluated. As a result, 40% of HCV was removed 60 minutes after the start of plasma separation, and 64% after 120 minutes.
  • Example 1 A drawn yarn was produced in the same manner as in Example 1 except that the heating furnace temperature in the hot drawing step was changed to 90 ° C. Subsequently, a hydrophilic treatment was performed in the same manner as in Example 2 to obtain a hydrophilic porous hollow fiber having an inner diameter of 323 ⁇ m and a film thickness of 52 ⁇ m.
  • the average flow pore size, water flux, HCV removal rate by crossflow plasma batch filtration, HCV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 1. As a result, 98% of HCV was removed, but the albumin permeation rate, which is a useful component of the living body, was 60% permeation, and the HCV concentration rate of unfiltered plasma was 30%.
  • Example 2 Spinning was carried out in the same manner as in Example 1 to obtain an unstretched hollow fiber having a spinning draft 2294, an inner diameter of 185 ⁇ m, and a film thickness of 60 ⁇ m.
  • This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 110 ° C. until the total stretching ratio was 5.4 times so that the deformation rate was 440% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio became 3.2 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 2 a hydrophilic porous hollow fiber was obtained.
  • the inner diameter was 173 ⁇ m and the film thickness was 40 ⁇ m.
  • the average flow pore size, water flux, HCV removal rate by crossflow plasma batch filtration, HCV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 1. As a result, the HCV removal rate was 24%. Albumin, which is a useful component of the living body, permeated 97%. Moreover, the HCV concentration rate of the plasma which was not filtered was 6%.
  • Example 9 Using the hydrophilic porous hollow fiber obtained in Example 6, the HIV removal rate, the HIV concentration rate, and the albumin permeability rate by crossflow plasma batch filtration were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2.
  • Example 10 Using the hydrophilic porous hollow fiber obtained in Comparative Example 2, the HIV removal rate, HIV concentration rate, and albumin permeation rate by crossflow plasma batch filtration were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2.
  • Example 11 Spinning was carried out in the same manner as in Example 1 to obtain an undrawn hollow fiber having a spinning draft 1421, an inner diameter of 321 ⁇ m, and a film thickness of 62 ⁇ m.
  • This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 110 ° C. until the total stretching ratio was 5.4 times so that the deformation rate was 440% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio became 3.2 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 12 A hydrophilic porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2 except that the drawn yarn obtained in Example 11 was used.
  • the inner diameter was 300 ⁇ m and the film thickness was 42 ⁇ m.
  • the average flow rate pore size, water flux, HIV removal rate by cross-flow plasma batch filtration, HIV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2.
  • Example 13 The unstretched hollow fiber obtained in Comparative Example 2 was heat treated at 115 ° C. for 24 hours. Subsequently, the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 110 ° C. until the total stretching ratio was 4.7 times so that the deformation rate was 440% / min. The stretched yarn was further subjected to continuous thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio was 2.8 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 14 A hydrophilic porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2 except that the drawn yarn obtained in Example 14 was used. The inner diameter was 174 ⁇ m and the film thickness was 45 ⁇ m. The average flow rate pore size, water flux, HIV removal rate by cross-flow plasma batch filtration, HIV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2.
  • Example 15 Spinning was performed in the same manner as in Example 1 to obtain an unstretched hollow fiber having a spinning draft 1762, an inner diameter of 190 ⁇ m, and a film thickness of 73 ⁇ m.
  • This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 110 ° C. until the total stretching ratio was 4.0 times so that the deformation rate was 244% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio became 2.4 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 16 A hydrophilic porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2 except that the drawn yarn obtained in Example 15 was used. The inner diameter was 168 ⁇ m, and the film thickness was 63 ⁇ m. The average flow rate pore size, water flux, HIV removal rate by cross-flow plasma batch filtration, HIV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2.
  • Example 17 A high density polyethylene (HIZEX 2200J, manufactured by Mitsui Petrochemical Co., Ltd.) having a density of 0.968 g / cm 3 and a melt index of 5.5 has a discharge port diameter of 25 mm, an annular slit width of 3.75 mm, and a discharge cross-sectional area of 2.50 cm 2.
  • the dimensions of the obtained unstretched hollow fiber were an inner diameter of 336 ⁇ m and a film thickness of 75 ⁇ m. This unstretched hollow fiber was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours while being wound around a bobbin.
  • the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 110 ° C. until the total stretching ratio was 3.8 times so that the deformation rate was 222% / min.
  • the stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio became 2.3 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 18 A hydrophilized porous hollow fiber was obtained in the same manner as in Example 2 except that the drawn yarn obtained in Example 17 was used. The inner diameter was 308 ⁇ m, and the film thickness was 55 ⁇ m. The average flow rate pore size, water flux, HIV removal rate by cross-flow plasma batch filtration, HIV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2.
  • Example 3 Using the hydrophilic porous hollow fiber obtained in Example 4, the average flow pore size, water flux, HIV removal rate by cross-flow plasma batch filtration, HIV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. . The results are shown in Table 2. As a result, 99% of HIV was removed, but the HIV concentration rate of plasma that was not filtered was 39%.
  • Example 4 The unstretched hollow fiber obtained in Example 3 was heat-treated at 115 ° C. for 24 hours. Subsequently, the film was stretched 1.8 times at a deformation rate of 7500% / min at room temperature, and then heated in a heating furnace at 110 ° C. until the total stretching ratio was 5.4 times so that the deformation rate was 440% / min. The stretched yarn was further subjected to thermal shrinkage in a heating furnace at 125 ° C. until the total draw ratio was 5.1 times to obtain a drawn yarn.
  • Example 2 a hydrophilic porous hollow fiber was obtained.
  • the inner diameter was 267 ⁇ m, and the film thickness was 55 ⁇ m.
  • the average flow rate pore size, water flux, HIV removal rate by cross-flow plasma batch filtration, HIV concentration rate, and albumin permeability were evaluated by the test methods described above. The results are shown in Table 2. As a result, the HIV removal rate was 42%. Albumin, which is a useful component of the living body, permeated 99%. Moreover, the HIV concentration rate of the plasma which was not filtered was 0%.
  • Example 5 (Comparative Example 5) Using the hollow fiber not coated with the ethylene-vinyl alcohol copolymer obtained in Example 1, a polyethylene hollow fiber module that does not filter the plasma was produced, and the HCV patient plasma was passed through the hollow fiber. The HCV removal rate to the hollow fiber was 4%. From the results of Example 2 and Comparative Example 5, HCV could not be removed even when a hollow fiber that did not filter plasma was used.
  • the virus-removing hollow fiber of the present invention has a high virus removal function, a high albumin permeability, can remove viruses in blood with a high removal rate, and has a high function of permeating blood components. found.
  • the instrument using the hollow fiber of the present invention can be used for removing viruses such as hepatitis virus.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)
  • Separation Using Semi-Permeable Membranes (AREA)

Abstract

本発明は、効率的に液中の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス等を除去する多孔性中空糸及びウィルスの除去方法を提供することであり、特に、生体の血液に適用するにあたっては、体外に取り出す血液量や、血中有用成分の除去量が少なく、低い侵襲性で施術サイクルの短縮が可能な、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス等を除去する多孔性中空糸及びウィルスの除去方法を提供する。 本発明の中空糸膜は、高いウィルス除去機能と有用な血漿成分を除去しない機能を有するモジュールとして利用が可能である。

Description

多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法
本発明は、肝炎ウィルス、又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法に関する。
Ｃ型肝炎はＣ型肝炎ウィルス（ＨＣＶ）の慢性的感染が原因であり、世界のＨＣＶ肝炎患者は、２００９年度において１．３から１．７億人と推定されている。Ｃ型肝炎の薬剤による治療法としてペグインターフェロン、リバビリンの併用療法が一般的である。ジェノタイプ１ｂかつ血液中のウィルス量の多い患者での治療成績は５０％程度であり、肝硬変や肝がんへの移行割合が高いことから、より有効な治療法や薬剤の開発が望まれている（非特許文献１）。
一般的に薬剤による治療では血中のウィルス量が低い場合、治療成績が高いことが知られている。そこで、血液中のウィルスを除去する血液浄化療法と組み合わせることで治療成績を向上させることが出来るという報告がある（非特許文献２）。
現在行われているＨＣＶの血液浄化療法は、まず一次膜（血漿分離膜）で血液中の血球と血漿を分離し、ＨＣＶが含まれている血漿を取り出す。
次に、取り出した血漿を二次膜（血漿分画膜）に通過させ、血漿中に含まれているＨＣＶを除去する療法である。除去する原理は、二次膜の孔径サイズをＨＣＶより小さくしておいて、ＨＣＶが通過できないようにしている。しかしこの除去方法では、血漿中にあるＨＣＶと同程度の大きさの有用成分、例えば脂質や免疫グロブリン、フィブリノーゲン等も一緒に除去してしまうため、患者への身体的負担が大きく、施術サイクルを短縮できないことから、血中のウィルス量を十分に低減できないことが問題となっていた。また、２本のモジュールを組み合わせているため、血液の体外循環量が多くなる上、回路構成は複雑で、治療には煩雑な操作が要求される。
一方、ヒト免疫不全ウィルス（ＨＩＶ）は後天性免疫不全症候群（ＡＩＤＳ）の原因ウィルスであり、分類学上は、エンベロープを有し、プラス鎖の一本鎖ＲＮＡをゲノムとするレトロウィルス科レンチウィルス属に属する。形状は直径約１００ｎｍの球状で、膜の内側にはＲＮＡとＧＡＧタンパク質から成る核様体がある。ＨＩＶはヒトの免疫機能の発現誘導に重要なＣＤ４陽性Ｔ細胞に感染し、比較的長い潜伏期間を経て活性化し、該細胞を破壊する。ＣＤ４陽性Ｔ細胞が破壊されその数が低減すると免疫不全に陥り、その結果、日和見感染症に罹患したり、日和見腫瘍を発症する。現在、日本におけるＨＩＶ感染患者数はおよそ１万人、全世界では４０００万人程度と言われている。
今日標準的に用いられている抗ＨＩＶ／ＡＩＤＳ治療法は、薬剤を３～４種類の組み合わせ（ヌクレオシド系逆転写酵素阻害剤２剤＋プロテアーゼ阻害剤１～２剤、またはヌクレオシド系逆転写酵素阻害剤２剤＋非ヌクレオシド系逆転写酵素阻害剤１剤）で使用するＨＡＡＲＴと呼ばれる多剤併用療法である。これによりＨＩＶ感染者の生命予後は著しく改善された。
しかし、その一方で、ＡＩＤＳを根治することは未だ困難であり、また薬剤の使用には様々な薬物有害副作用を引き起こしたり、薬剤耐性株の出現を誘導してしまうという問題もある。特にＨＩＶは変異しやすいウィルスであるため、通常よりも容易に薬剤耐性を獲得しやすく、同じ理由から持続的に効果を発揮しうるワクチンを作製することも難しい。
前記ＨＡＡＲＴを開始する時期の判断基準として、例えば血中ＨＩＶ濃度が１０５コピー／ｍＬ以上などといったものがあるが、血液浄化療法によって血中ＨＩＶ濃度を下げればＨＡＡＲＴ開始時期を遅らすことができる。即ち、薬を飲み始めたら生涯服薬し続けなくてはならないという患者負担が軽減されたり、耐性株の出現を遅らせたりすることができると期待されている。また、感染初期段階から薬剤と本療法とを併用すれば、より有害副反応の少ない薬剤で効果を得ることができるなど薬剤選択の幅が広がったり、抗ウィルス作用に相乗効果が現れるなどといったことが期待される。
従来、ＨＩＶ除去用吸着材として、例えばＣＯＯＨ型の弱酸性固体物質などが知られていた（特許文献１）。しかし、これは主に粒状などの形態をとった前記物質をカラムに充填し、そこにＨＩＶ感染患者の血液等を通過させてウィルスを除去するといった装置を想定したものであり、乏しい線速とやがて血栓等による目詰まりを起こして閉塞するという問題があった。
また、ＨＩＶを含めた生体高分子物質の細胞外体液からの捕獲を目的とした、カルボン酸など荷電可能な側鎖を有する吸着性粒子とそれにより構成される流動床についても開示されている（特許文献２）が、流動床を効果的に機能させるためには吸着性粒子を安定して上昇させるのに十分な細胞外体液の流速が必要であり、カラムの大きさによっては実施困難となる場合がある。
ウィルス性肝炎－基礎・臨床研究の進歩－日本臨床６９巻増刊号４（２０１１） K. Fujiwara et al. Hepatol. Res., 37, 701 (2007)
特許第２６３５３６５号公報 特開２００９－５３６号公報
従来技術を鑑み、本発明が解決しようとする課題は、効率的に液中の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス等を除去する、多孔性中空糸である高分子基材、該基材を用いたウィルスの除去方法を提供することである。特に、生体の血液に適用するにあたっては、体外に取り出す血液量や、血中有用成分の除去量が少なく、低い侵襲性で施術サイクルの短縮が可能な、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス等を除去する多孔性中空糸及びウィルスの除去方法を提供することにある。
本発明者らは、上記課題を解決するために鋭意検討した結果、精密に制御された細孔径と、良好な水フラックスと、血液適合性の良い表面を有する多孔性中空糸に肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液を通じることにより、または接触させることにより、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを多孔性中空糸内部で捕捉して、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去できる方法を見出した。
即ち、本発明は、特定の構造である肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、及びそれを用いた肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去方法に関する。
本発明の一形態によれば、多孔性中空糸は血漿分離膜としての機能とウィルスを膜内捕捉する機能の２つを有した中空糸であって、慢性肝炎患者や後天性免疫不全症候群患者の血液を体外に取り出して該中空糸に通じ、中空糸の有する孔を通過した血漿と、孔を通過しなかった血液を合せて返血することにより血液中の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法が提供される。
本発明によれば、目詰まりを起こすことなく血液等の体液を流すことができ、効率的に液中の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス等のウィルスを除去することが可能である。また、今回開発した中空糸膜を使用すれば、従来２本のモジュールで行われていた血液浄化療法を、１本のモジュールで行うことができる。その結果、回路構成は簡便になる他、有用な血漿成分を除去しないため、安全かつ患者の負担が大幅に軽減され、施術サイクルを短縮することで高いウィルス低減効果を実現できるモジュールとなる。
本発明の中空糸を備えてなる医療器具の一例を示す概略断面図である。
本発明は、以下の各要件で構成される。
１．肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸であって、
該中空糸の平均流量孔径が、８０～２３０ｎｍの範囲である肝炎ウィルス、又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
２．１．の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸において、平均流量孔径が８０～１３０ｎｍの範囲である肝炎ウィルス除去用多孔性中空糸、
３．１．の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸において、平均流量孔径が１１０～２３０ｎｍの範囲であるヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
４．肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸が、ポリオレフィン、ポリエーテルスルホン、又はセルロース混合エステルから構成されるものである１．～３．の何れに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
５．ポリオレフィンが、ポリエチレン、ポリプロピレン、又はポリ４－メチルペンテンである４．に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
６．表面が親水性樹脂でコートされたものである１．～５．の何れに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
７．親水性樹脂が、エチレン－ビニルアルコール共重合体、エチレン-アクリル酸共重合体、ポリビニルアルコール、ＭＰＣポリマーである６．に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
８．内径が、１５０～４００μｍの範囲である１．～７．の何れかに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
９．膜厚が４０～７０μｍの範囲である１．～８．の何れかに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸、
１０．肝炎ウィルスが、Ｂ型又はＣ型肝炎ウィルスである、１．～９．の何れかに記載の肝炎ウィルス除去用多孔性中空糸、
１１．１．～１０．の何れかに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸に、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液を通じることにより、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを該多孔性中空糸で捕捉して、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液から肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法、
１２．肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液を該中空糸に通じることにより得られる、中空糸の有する孔を通過した液と、孔を通過しなかった液とを混合する工程を有する、１１．に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法、
１３．肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液が、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む血液である１２．に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法。
本発明の実施の形態について具体的に説明する。
・基材の形状
　本発明に用いられる高分子基材は、多孔性であって、ウィルスを含む液中のウィルスを捕捉し除去させうるものであれば制限はなく、公知慣用の中空糸状、平膜状、ビーズ状等を挙げることができるが、中空糸状、平膜状のものはウィルスを含む液を多孔内に強制的に通じることができるためより好ましい。更には、中空糸状のものは膜面積辺りの占有体積を小さくでき、ウィルス除去を効率的に行える点で特に好ましく用いることができる。中空糸の内径および膜厚、平膜の膜厚、ビーズの粒子径などは、液中からウィルスを除去する各目的に適した大きさを任意に選ぶことができるが、形状が中空糸状であって血液浄化療法に使用される場合、中空糸の内径は１００～１０００μｍ、好ましくは１５０～４００μｍ、より好ましくは１７０～３５０μｍであり、膜厚は３０～３００μｍ、好ましくは３０～１００μｍ、より好ましくは４０～７０μｍである。内径や膜厚が当該範囲よりも大きい場合、大きな中空糸モジュールの内表面積を得ることができず血漿分離能が不十分となる。
一方、内径が当該範囲よりも小さい場合、血漿成分透過性が不安定になったり、モジュール端部で血栓ができやすくなる等の問題が生ずる。また、膜厚が当該範囲よりも小さい場合は、中空糸の十分な強度が得られない。
ここで、中空糸の断面は円筒形であることが好ましいが、楕円形であってもよい。その場合には、本発明でいう内径とは、内側の楕円形の直径の平均値を表す。
・基材の材質
本発明に用いる多孔性中空糸の材質は特に限定されないが、血液浄化療法に使用されることを鑑みて、血液処理用途に用いられる公知の材質が好ましい。例えば、オレフィン系樹脂、スチレン系樹脂、スルホン系樹脂、アクリル系樹脂、ウレタン系樹脂、エステル系樹脂、エーテル系樹脂、フッ素系樹脂又はセルロース混合エステル等が挙げられ、より具体的にはポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ－４－メチルペンテン、エチレン－ビニルアルコール共重合体、エチレンーアクリル酸共重合体、ポリスルホン、ポリエーテルスルホン、ポリメチルメタクリレート、ポリアクリロニトリル、ポリエチレンテレフタレート、ポリフッ化ビニリデン、ポリテトラフルオロエチレン、テトラフルオロエチレン－パーフルオロアルコキシエチレン共重合体等や、それらを公知の方法で混練した樹脂等を例示できる。
また、これら基材の内で表面が疎水性であるものは、表面親水性を得るために親水性樹脂を被覆して用いることができる。このような親水性樹脂としては、血液適合性の良い、例えば、ポリビニルピロリドン、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、エチレン－ビニルアルコール共重合体、エチレン－ビニルアルコール－酢酸ビニル共重合体、エチレン－酢酸ビニル共重合体の部分けん化物、ビニルアルコール－酢酸ビニル共重合体などのビニルアルコール共重合体を含んだもの、（メタ）アクリル酸の（共）重合体、エチレン－アクリル酸共重合体、ヒドロキシ（メタ）アクリレートの（共）重合体、２－メタクロイルオキシホスホリルコリンの（共）重合体(ＭＰＣポリマー)等が好ましく用いられる。被覆方法は特に限定されるものではないが、親水性樹脂を水混和性有機溶剤またはその水との混合溶剤に溶解してなる親水性樹脂溶液に浸漬する工程、脱液し保温する工程及び乾燥し巻取る工程により、連続的に親水化する方法が簡便であり、好ましく用いることができる。
・多孔性中空糸の製造方法
本発明に用いる多孔性中空糸の製造方法は、延伸開孔法、非溶媒誘起相分離法、熱誘起相分離法、溶融抽出法等の公知の技術の中から、上記材質に適した方法を適用できる。
・多孔性中空糸の孔径
本発明における孔径はＡＳＴＭ（米国材料試験協会）－Ｆ３１６－８６の原理に基づく平均流量孔径で定義される。細孔は必ずしも直状の管として膜を貫通している必要はなく、膜の内部で屈曲していても良い。また、幾つかの孔が膜内部で融合していたり、逆に一つの孔が枝分かれしていても良く、これらが混在していても良い。
本発明の多孔性中空糸は、血球は膜内に入らず、ウィルス粒子を膜内に捕捉するような細孔径を有する。捕捉対象がＨＣＶの場合、そのような平均流量孔径は６０ｎｍ以上１７０ｎｍ以下、好ましくは７０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、より好ましくは８０ｎｍ以上１３０ｎｍ以下である。
また、捕捉対象がＨＩＶの場合、そのような平均流量孔径は１１０ｎｍ以上２３０ｎｍ以下、好ましくは１２０ｎｍ以上１９０ｎｍ以下、より好ましくは１３０ｎｍ以上１８０ｎｍ以下である。
平均流量孔径が当該範囲以下である場合、ウィルス粒子が膜内に入り難くなるため、十分な除去性能が得られない。また、平均流量孔径が当該範囲以上では、ウィルス粒子が膜内にとどまることなく通過してしまうことから、同様に十分な除去性能が得られない。
膜の深さ方向に対する孔径、空隙分布については、均一な対称膜であっても勾配のある非対称膜であっても良いが、非対称膜の場合、ウィルスを膜内補足する観点から、疎である面が給液側であることが好ましい。また、血液浄化療法に使用されることを鑑みた場合、膜の給液側における表面孔の短軸長が１μｍ以下であると血球の詰まりがなく、良好な血漿分離を長時間維持できる。
・多孔性中空糸の水フラックス
本発明における透水性は界面活性剤水溶液やエチルアルコールでの親水化処理工程を経ることなく、水圧をかけて水をろ過させ、単位圧力下単位面積、単位時間の透過水量で求められる。
本発明の多孔性中空糸の水フラックスに特に制限はないが、上述の平均流量孔径を持った上で、０．０５×１０－２ｍＬ／ｃｍ２　ｍｉｎ　ｍｍＨｇ以上であると、優れた血漿透過性を持ちつつ、中空糸表面の親水性により、血漿成分中のタンパク質が中空糸に疎水吸着して孔が閉塞されるのを抑制できるため望ましい。
・ウィルスを含む液
本発明で対象とするウィルスを含む液は、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液であれば特に制限はないが、例えば、ヒトの体内液体成分である体液、ウィルスを含んだ培養液等を挙げることができる。体液のより具体的な例としては、血液、唾液、汗、尿、鼻水、精液、血漿、リンパ液、組織液等を挙げることができる。
・多孔性中空糸を用いた液中ウィルス除去方法
本発明の液中のウィルスを除去する方法は、ウィルス含む液を多孔性中空糸に通じることにより、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを多孔性中空糸で捕捉して、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液から肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去することに特徴を有する。
本発明の多孔性中空糸を用いた方法では、ウィルスを含む液を中空糸に通じることにより、中空糸の有する孔を通過した液と、孔を通過しなかった液とが生成する。ウィルスを含む液中のウィルスの除去率の検討から、中空糸の孔を通過した液中のウィルスの除去率は好成績であり、また、代表的な血液成分であるアルブミンは除去しないことが明らかとなった。
また、中空糸の孔を通過しなかった液では、ウィルスを含む液中のウィルスの除去率は、中空糸の孔を通過した液中のウィルスの除去率より低く、多孔性中空糸の孔を通過する際にウィルスの除去の多くが起こっていることが示唆された。
そして、最終的に中空糸の有する孔を通過した液と、孔を通過しなかった液を混合することにより、中空糸を通じる前のウィルスを含む液からウィルスを除去することが可能となる。
また、中空糸の孔を通過した液、孔を通過しなかった液、又は中空糸の孔を通過した液と孔を通過しなかった液の混合液に、ウィルスを除去させる能力を有する他の基材を接触或いは通じることができるように設置することにより、より効率的にウィルスを除去することが可能である。このような他の基材としては、ウィルスを捕捉し除去させる機能を有するものであれば特に制限はないが、例えば、ヘパリン固定化ゲル等を挙げることができる。
・ウィルス除去器具の形態
本発明の多孔性中空糸を備えてなるウィルス除去器具の形態としては、前記用途に適用可能な形状であれば特に限定されるものではないが、例えば中空糸モジュールやろ過カラム、フィルターなどが挙げられる。中空糸モジュールやろ過カラムにおいて、容器の形状及び材質は特に限定されないが、体液（血液）の体外循環に適用する場合、内部容量が１０～４００ｍＬで外径が２～１０ｃｍ程度の筒状容器とすることが好ましく、内部容量が２０～３００ｍＬで外径が２．５～７ｃｍ程度の筒状容器とすることがより好ましい。図１にその一例を挙げるがこれに限らない。
本発明のウィルス除去器具の使用方法としては、ウィルスを含む液と接触させて肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液中のウィルスを除去することができればいずれの方法でもよい。
以下の実施例により本発明を更に詳細に説明する。
本実施例での各測定は以下の方法で行った。
１）平均流量孔径…膜の一方から他方に向けて貫通する孔の窄み部分の平均孔径
　ＡＳＴＭ Ｆ３１６－８６およびＡＳＴＭ Ｅ１２９４－８９に準拠し、Ｐｏｒｏｕｓ　Ｍａｔｅｒｉａｌｓ，Ｉｎｃ．社製「パームポロメータＣＦＰ－２００ＡＥＸ」を用いてハーフドライ法により平均流量孔径を測定した。試液はパーフルオロポリエステル（商品名「Ｇａｌｗｉｃｋ」）を用いた。
２）水フラックス
膜面積２．５ｃｍ２の中空糸ミニモジュールを作製し、界面活性剤水溶液やエチルアルコールでの親水化処理工程を経ることなく、０．０２から２ｋｇ／ｃｍ２の水圧をかけて水をろ過させ、単位圧力下単位面積、単位時間の透過水量で求めた。
３）クロスフローバッチろ過による血漿からのＨＣＶ除去試験
・ＨＣＶ除去率およびＨＣＶ濃縮率
膜面積１．８ｃｍ２の中空糸モジュールを作製し、ＨＣＶ患者血漿（原液）０．６ｍＬを通液して、孔を通過した液（ろ液）０．３ｍＬ、孔を通過しなかった液（内液）０．３ｍＬを得た。検体をオーソ製ＨＣＶ抗原ＥＬＩＳＡテストで測定し、
ＨＣＶ除去率（％）＝（１－ろ液中のＨＣＶ量／原液中のＨＣＶ量）×１００
ＨＣＶ濃縮率（％）＝（内液中のＨＣＶ量／原液中のＨＣＶ量－１）×１００
を求めた。
ＥＬＩＳＡ：検体を前処理液（ＳＤＳ）で前処理し、ＨＣＶコア抗原を遊離させると同時に共存するＨＣＶ抗体を失活させ測定試料とする。測定試料をＨＣＶコア抗原抗体固定化プレートに添加し、インキュベーションする。所定時間反応後、洗浄し、ホースラディッシュ由来ペルオキシダーゼ標識化ＨＣＶコア抗原抗体を添加し、インキュベーションする。所定時間反応後、洗浄し、ｏ－フェニレンジアミン試薬を添加し、インキュベーションする。所定時間反応後、反応停止液を添加する。４９２ｎｍの波長で発色を測光する。標品の吸光度より、濃度を算出する。
・血漿中アルブミン透過量
検体にブロムクレゾールグリーン試薬を添加し、６３０ｎｍの波長で発色を測光する。標品の吸光度より、濃度を算出した。
　アルブミン透過率（％）＝（ろ液中のアルブミン量／原液中のアルブミン量）×１００
４）クロスフロー循環ろ過による血液からのＨＣＶ除去試験
・モジュール作製
中空糸モジュール用ハウジングパイプ（内径３ｍｍ×外径５ｍｍ、全長２２５ｍｍ）の両端側面に血漿取り出し用のニードル（１５ゲージ２条ネジプラスチックニードル、武蔵エンジニアリング(株)製）を取り付け、多孔質中空糸膜を３７本挿入し、両端部を５分型エポキシ樹脂系接着剤（ボンドクイックセット、コニシ(株)）を用いてハウジングパイプに固定した。さらに両端部に血液流入出用コネクター（ルアーフィッティング、アイシス製）を取り付けて、有効長１５ｃｍ、有効ろ過面積５０ｃｍ２の中空糸モジュールを得た。
・循環ろ過
健常なボランティアから採血し、血液保存液（ＣＰＤ液、クエン酸リン酸ブドウ糖液）を混合して抗凝固した血液を調製し、そこにＨＣＶ患者血漿を添加してウィルス除去能評価用の血液とした。ＨＣＶ入り血液１６ｍＬをリザーバーに入れて３７℃に加温し、中空糸モジュールに血液流量０．３３ｍＬ／分で血液を流入させ、血漿ろ過流量０．１ｍＬ／分で血漿分離を行った。中空糸モジュールから流出した血液と血漿はリザーバーに戻し、所定時間毎にリザーバー内の血液を採取してＨＣＶコアタンパク量を測定し、中空糸モジュールによるＨＣＶ除去率を下記式により算出した。
・ＨＣＶ除去率
ＨＣＶコアタンパク量の測定は、オーソＨＣＶ抗原ＥＬＩＳＡテスト（オーソ・クリニカル・ダイアグノスティックス(株)）を使用し、測定に使用する検体は、リザーバーから採取した血液を４０００ｒｐｍで５分間遠心分離した後の上清とした。ＨＣＶ除去率を下記式により算出した。
　ＨＣＶ除去率（％）＝［（Ｃｐｒｅ－Ｃｐｏｓｔ）／Ｃｐｒｅ］×１００
　　　　　Ｃｐｒｅ：血漿分離前のリザーバー内のＨＣＶ濃度
　　　　　Ｃｐｏｓｔ：所定時間経過後のリザーバー内のＨＣＶ濃度
５）クロスフローバッチろ過による血漿からのＨＩＶ除去試験
・ＨＩＶ除去率およびＨＩＶ濃縮率
膜面積１．８ｃｍ２の中空糸モジュールを作製し、ＨＩＶ患者血漿（原液）０．６ｍＬを通液して、孔を通過した液（ろ液）０．３ｍＬ、孔を通過しなかった液（内液）０．３ｍＬを得た。検体中のＨＩＶ-ＲＮＡ量を、リアルタイムＰＣＲ法を応用したロシュ製コバスＴａｑＭａｎ　ＨＩＶ-１「オート」キットで測定し、
ＨＩＶ除去率（％）＝（１－ろ液中のＨＩＶ量／原液中のＨＩＶ量）×１００
ＨＩＶ濃縮率（％）＝（内液中のＨＩＶ量／原液中のＨＩＶ量－１）×１００
を求めた。　
（実施例１）
密度０．９６８ｇ／ｃｍ３ 、メルトインデックス５．５の高密度ポリエチレン（三井石油化学工業株式会社製ＨＩＺＥＸ ２２００Ｊ）を吐出口径１６ｍｍ、円環スリット幅が２．５ｍｍ、吐出断面積が１．０６ｃｍ２ の中空糸賦型用紡糸口金を用い、紡糸温度１６０℃で紡糸し、紡糸ドラフト９９２でボビンに巻き取った。得られた未延伸中空糸の寸法は内径が４３２μｍ、膜厚が６８μｍであった。
この未延伸中空糸をボビンに巻いたまま１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で２１４００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１００℃の加熱炉中で変形速度が３３０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が４．８倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．８倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例２）
エチレン含有率が４４％のエチレン‐ビニルアルコール共重合体を７５％エタノール水溶液に加熱溶解し、濃度２．５重量％の溶液を得た。５０℃に保温した該溶液に実施例１で得た延伸糸を１００秒間浸漬し、５０℃のエタノール飽和蒸気下で８０秒保温した後、さらに８０秒かけて溶剤を乾燥した。得られた親水化多孔性中空糸の内径は４００μｍ、膜厚は５５μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＣＶ除去率、ＨＣＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。
結果を表１に示す。また、クロスフロー血液循環ろ過によるＨＣＶ除去率を評価した。その結果、血漿分離開始６０分後に４６％、１２０分後には７１％のＨＣＶが除去されていた。
（実施例３）
実施例１と同様に紡糸を行い、紡糸ドラフト１１３０、内径が３２３μｍ、膜厚が７５μｍの未延伸中空糸を得た。この未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１００℃の加熱炉中で変形速度が１８０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が４．１倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．５倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例４）
実施例３で得られた延伸糸を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は２９２μｍ、膜厚は６１μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＣＶ除去率、ＨＣＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。
結果を表１に示す。また、クロスフロー血液循環ろ過によるＨＣＶ除去率を評価した。その結果、血漿分離開始６０分後に３０％、１２０分後には５８％のＨＣＶが除去されていた。
（実施例５）
実施例１と同様に紡糸を行い、紡糸ドラフト１８９０、内径が３２４μｍ、膜厚が４８μｍの未延伸中空糸を得た。この未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１００℃の加熱炉中で変形速度が２２０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が３．８倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．３倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例６）
実施例５で得られた延伸糸と、エチレン含有率が２９％のエチレン‐ビニルアルコール共重合体を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は２９４μｍ、膜厚は４０μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＣＶ除去率、ＨＣＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表１に示す。また、クロスフロー血液循環ろ過によるＨＣＶ除去率を評価した。その結果、血漿分離開始６０分後に２６％、１２０分後には４６％のＨＣＶが除去されていた。
（実施例７）
実施例１と同様に紡糸を行い、紡糸ドラフト１７５８、内径が１６８μｍ、膜厚が７８μｍの未延伸中空糸を得た。この未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１００℃の加熱炉中で変形速度が３３０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が４．８倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．８倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例８）
エチレン含有率が３８％のエチレン‐ビニルアルコール共重合体を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は１５０μｍ、膜厚は５８μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＣＶ除去率、ＨＣＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。
結果を表１に示す。また、クロスフロー血液循環ろ過によるＨＣＶ除去率を評価した。その結果、血漿分離開始６０分後に４０％、１２０分後には６４％のＨＣＶが除去されていた。
（比較例１）
熱延伸工程での加熱炉温度を９０℃に変更した以外は実施例１と同様にして延伸糸を作製した。つづいて実施例２と同様に、親水化処理を行い、内径３２３μｍ、膜厚５２μｍの親水化多孔性中空糸を得た。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＣＶ除去率、ＨＣＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表１に示す。
結果、ＨＣＶを９８％除去したが、生体の有用成分であるアルブミン透過率は６０％透過、また、ろ過されなかった血漿のＨＣＶ濃縮率は３０％であった。
（比較例２）
実施例１と同様に紡糸を行い、紡糸ドラフト２２９４、内径が１８５μｍ、膜厚が６０μｍの未延伸中空糸を得た。この未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１１０℃の加熱炉中で変形速度が４４０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が５．４倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が３．２倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
さらに実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は１７３μｍ、膜厚は４０μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＣＶ除去率、ＨＣＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表１に示す。結果、ＨＣＶ除去率は２４％であった。生体の有用成分であるアルブミンは９７％透過した。また、ろ過されなかった血漿のＨＣＶ濃縮率は６％であった。
（実施例９）
実施例６で得られた親水化多孔性中空糸を用い、前述の試験方法にて、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。
（実施例１０）
比較例２で得られた親水化多孔性中空糸を用い、前述の試験方法にて、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。
（実施例１１）
実施例１と同様に紡糸を行い、紡糸ドラフト１４２１、内径が３２１μｍ、膜厚が６２μｍの未延伸中空糸を得た。この未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１１０℃の加熱炉中で変形速度が４４０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が５．４倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が３．２倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例１２）
実施例１１で得られた延伸糸を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は３００μｍ、膜厚は４２μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。
（実施例１３）
比較例２で得た未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１１０℃の加熱炉中で変形速度が４４０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が４．７倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．８倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例１４）
実施例１４で得られた延伸糸を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は１７４μｍ、膜厚は４５μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。
（実施例１５）
実施例１と同様に紡糸を行い、紡糸ドラフト１７６２、内径が１９０μｍ、膜厚が７３μｍの未延伸中空糸を得た。この未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１１０℃の加熱炉中で変形速度が２４４％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が４．０倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．４倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例１６）
実施例１５で得られた延伸糸を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は１６８μｍ、膜厚は６３μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。
（実施例１７）
密度０．９６８ｇ／ｃｍ３ 、メルトインデックス５．５の高密度ポリエチレン（三井石油化学工業株式会社製ＨＩＺＥＸ ２２００Ｊ）を吐出口径２５ｍｍ、円環スリット幅が３．７５ｍｍ、吐出断面積が２．５０ｃｍ２ の中空糸賦型用紡糸口金を用い、紡糸温度１６０℃で紡糸し、紡糸ドラフト２５７８でボビンに巻き取った。得られた未延伸中空糸の寸法は内径が３３６μｍ、膜厚が７５μｍであった。
この未延伸中空糸をボビンに巻いたまま１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１１０℃の加熱炉中で変形速度が２２２％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が３．８倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が２．３倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
（実施例１８）
実施例１７で得られた延伸糸を用いた以外は実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は３０８μｍ、膜厚は５５μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。
（比較例３）
実施例４で得られた親水化多孔性中空糸を用い、前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。結果、ＨＩＶを９９％除去したが、ろ過されなかった血漿のＨＩＶ濃縮率は３９％であった。
（比較例４）
実施例３で得た未延伸中空糸を１１５℃で２４時間、熱処理した。つづいて室温で７５００％／ｍｉｎの変形速度で１．８倍延伸した後、１１０℃の加熱炉中で変形速度が４４０％／ｍｉｎとなるように総延伸倍率が５．４倍になるまで熱延伸を行った、さらに１２５℃の加熱炉で総延伸倍率が５．１倍になるまで連続的に熱収縮を行い、延伸糸を得た。
さらに実施例２と同様にして、親水化多孔性中空糸を得た。内径は２６７μｍ、膜厚は５５μｍであった。前述の試験方法にて、平均流量孔径、水フラックス、クロスフロー血漿バッチろ過によるＨＩＶ除去率、ＨＩＶ濃縮率、アルブミン透過率を評価した。結果を表２に示す。結果、ＨＩＶ除去率は４２％であった。生体の有用成分であるアルブミンは９９％透過した。また、ろ過されなかった血漿のＨＩＶ濃縮率は０％であった。
（比較例５）
実施例１で得たエチレン‐ビニルアルコール共重合体を被覆していない中空糸を用いて、血漿をろ過させないポリエチレン製中空糸のモジュールを作製し、中空糸内にＨＣＶ患者血漿を通過させた。中空糸へのＨＣＶ除去率は４％であった。
実施例２と比較例５の結果から、血漿をろ過させない中空糸を用いた場合にもＨＣＶを除去することはできなかった。
これらの結果から、ウィルスを含む液が中空糸の有する孔を通過する際にウィルスが捕捉され除去が行われていることが示唆された。
また、本発明のウィルス除去用中空糸は、高いウィルス除去機能を有するとともに、アルブミンの透過率が高く、血液中のウィルスを高い除去率で除去できるとともに、血液成分を透過する機能が高いことが判明した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
本発明の中空糸を用いた器具は、肝炎ウィルス等のウィルスの除去への利用が可能である。
１：ウィルスを含む液流入口
２：孔を通過しなかったウィルスの流出口
３：中空糸膜
４：孔を通過したウィルスの流出口
５：容器
６：隔壁

Claims (13)

  1. 肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸であって、
    該中空糸の平均流量孔径が、８０～２３０ｎｍの範囲である肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  2. 請求項１の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸において、平均流量孔径が８０～１３０ｎｍの範囲である肝炎ウィルス除去用多孔性中空糸。
  3. 請求項１の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸において、平均流量孔径が１１０～２３０ｎｍの範囲であるヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  4. 肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸が、ポリオレフィン、ポリエーテルスルホン、又はセルロース混合エステルから構成されるものである請求項１～３の何れに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  5. ポリオレフィンが、ポリエチレン、ポリプロピレン、又はポリ４－メチルペンテンである請求項４に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  6. 表面が親水性樹脂でコートされたものである請求項１～５の何れに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  7. 親水性樹脂が、エチレン－ビニルアルコール共重合体、エチレン-アクリル酸共重合体、ポリビニルアルコール、ＭＰＣポリマーである請求項６に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  8. 内径が、１５０～４００μｍの範囲である請求項１～７の何れかに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  9. 膜厚が４０～７０μｍの範囲である請求項１～８の何れかに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸。
  10. 肝炎ウィルスが、Ｂ型又はＣ型肝炎ウィルスである、請求項１～９の何れかに記載の肝炎ウィルス除去用多孔性中空糸。
  11. 請求項１～１０の何れかに記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルス除去用多孔性中空糸に、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液を通じることにより、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを該多孔性中空糸で捕捉して、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液から肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法。
  12. 肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液を該中空糸に通じることにより得られる、中空糸の有する孔を通過した液と、孔を通過しなかった液とを混合する工程を有する、請求項１１に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法。
  13. 肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む液が、肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを含む血液である請求項１２に記載の肝炎ウィルス又はヒト免疫不全ウィルスを除去する方法。
PCT/JP2012/053921 2011-02-21 2012-02-20 多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法 WO2012115021A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012535525A JPWO2012115021A1 (ja) 2011-02-21 2012-02-20 多孔性中空糸、及びウィルスの除去器具

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011034545 2011-02-21
JP2011-034545 2011-02-21

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012115021A1 true WO2012115021A1 (ja) 2012-08-30

Family

ID=46720799

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/053921 WO2012115021A1 (ja) 2011-02-21 2012-02-20 多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JPWO2012115021A1 (ja)
WO (1) WO2012115021A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2017148737A (ja) * 2016-02-24 2017-08-31 旭化成メディカル株式会社 中空糸膜
WO2020183955A1 (ja) * 2019-03-14 2020-09-17 帝人株式会社 生物学的粒子の濃縮膜、濃縮デバイス、濃縮システム及び濃縮方法、並びに生物学的粒子の検出方法
JP2020146652A (ja) * 2019-03-14 2020-09-17 帝人株式会社 濃縮膜
JP2020146653A (ja) * 2019-03-14 2020-09-17 帝人株式会社 生物学的粒子の濃縮デバイス、濃縮システム及び濃縮方法並びに生物学的粒子の検出方法
US10940442B2 (en) 2013-06-15 2021-03-09 Fenwal, Inc. Coatings for biological fluid filters

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01148305A (ja) * 1986-04-28 1989-06-09 Asahi Chem Ind Co Ltd 高文子多孔質中空糸及びそれを利用したウイルスの除去方法
JPH01254205A (ja) * 1988-04-01 1989-10-11 Asahi Chem Ind Co Ltd ウイルス除去ユニツト
JPH0260660A (ja) * 1988-08-29 1990-03-01 Asahi Medical Co Ltd 体液処理用吸着材
WO1996028198A1 (en) * 1995-03-13 1996-09-19 Ao Forschungsinstitut Davos An extracorporeal blood treatment apparatus and method for removal of free circulating infectious agents
JPH11267199A (ja) * 1998-03-20 1999-10-05 Terumo Corp 血液処理方法および装置
JP2004532709A (ja) * 2001-06-25 2004-10-28 リピド サイエンスィズ インコーポレイテッド 流体から脂質を除去するための溶媒を用いたシステムおよび方法
JP2005131482A (ja) * 2003-10-29 2005-05-26 Toray Ind Inc 分離膜
JP2007525232A (ja) * 2003-01-17 2007-09-06 イースロン メディカル インコーポレイテッド レクチンアフィニティー血液透析による血液のウイルス除去方法
JP2008272636A (ja) * 2007-04-26 2008-11-13 Asahi Kasei Corp 多層微多孔膜
JP2010530288A (ja) * 2007-06-18 2010-09-09 エクステラ・メディカル・エルエルシー 血液の病態を回復させるための装置及び方法

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01148305A (ja) * 1986-04-28 1989-06-09 Asahi Chem Ind Co Ltd 高文子多孔質中空糸及びそれを利用したウイルスの除去方法
JPH01254205A (ja) * 1988-04-01 1989-10-11 Asahi Chem Ind Co Ltd ウイルス除去ユニツト
JPH0260660A (ja) * 1988-08-29 1990-03-01 Asahi Medical Co Ltd 体液処理用吸着材
WO1996028198A1 (en) * 1995-03-13 1996-09-19 Ao Forschungsinstitut Davos An extracorporeal blood treatment apparatus and method for removal of free circulating infectious agents
JPH11267199A (ja) * 1998-03-20 1999-10-05 Terumo Corp 血液処理方法および装置
JP2004532709A (ja) * 2001-06-25 2004-10-28 リピド サイエンスィズ インコーポレイテッド 流体から脂質を除去するための溶媒を用いたシステムおよび方法
JP2007525232A (ja) * 2003-01-17 2007-09-06 イースロン メディカル インコーポレイテッド レクチンアフィニティー血液透析による血液のウイルス除去方法
JP2005131482A (ja) * 2003-10-29 2005-05-26 Toray Ind Inc 分離膜
JP2008272636A (ja) * 2007-04-26 2008-11-13 Asahi Kasei Corp 多層微多孔膜
JP2010530288A (ja) * 2007-06-18 2010-09-09 エクステラ・メディカル・エルエルシー 血液の病態を回復させるための装置及び方法

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10940442B2 (en) 2013-06-15 2021-03-09 Fenwal, Inc. Coatings for biological fluid filters
EP2818189B1 (en) * 2013-06-15 2021-09-01 Fenwal, Inc. A leukocyte reduction filter medium and method for making it
JP2017148737A (ja) * 2016-02-24 2017-08-31 旭化成メディカル株式会社 中空糸膜
WO2020183955A1 (ja) * 2019-03-14 2020-09-17 帝人株式会社 生物学的粒子の濃縮膜、濃縮デバイス、濃縮システム及び濃縮方法、並びに生物学的粒子の検出方法
JP2020146652A (ja) * 2019-03-14 2020-09-17 帝人株式会社 濃縮膜
JP2020146653A (ja) * 2019-03-14 2020-09-17 帝人株式会社 生物学的粒子の濃縮デバイス、濃縮システム及び濃縮方法並びに生物学的粒子の検出方法
CN113574162A (zh) * 2019-03-14 2021-10-29 帝人株式会社 生物学粒子的浓缩膜、浓缩设备、浓缩系统及浓缩方法、以及生物学粒子的检测方法
JP7351064B2 (ja) 2019-03-14 2023-09-27 株式会社ビズジーン 濃縮膜
JP7351065B2 (ja) 2019-03-14 2023-09-27 株式会社ビズジーン 生物学的粒子の濃縮デバイス、濃縮システム及び濃縮方法並びに生物学的粒子の検出方法

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2012115021A1 (ja) 2014-07-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2012115021A1 (ja) 多孔性中空糸、及びそれを用いたウィルスの除去方法
RU2353399C2 (ru) Способ удаления вирусов из крови посредством лектин-аффинного гемодиализа
EP2957306B1 (en) Blood purification column
JP6036882B2 (ja) 分離膜および分離膜モジュール並びに分離膜の製造方法および分離膜モジュールの製造方法
JP6565187B2 (ja) 多孔質膜、多孔質膜を内蔵する血液浄化用モジュールおよび多孔質膜の製造方法
TW200938239A (en) Microporous hollow fiber membrane for blood treatment
CN104906871A (zh) 具有高空隙体积的多孔聚合物膜
CN104874303B (zh) 具有高空隙体积的多孔聚合物膜
CN104874297A (zh) 具有高孔隙体积的多孔聚合物薄膜
Yamashita et al. Dialysis membranes–physico-chemical structures and features
JP6737565B2 (ja) 血液処理用分離膜及びその膜を組み込んだ血液処理器
US20210093768A1 (en) Highly-permeable dense hollow fiber membrane for blood oxygenation
JP7217737B2 (ja) 体外血液回路
JP5227271B2 (ja) 血液からウイルス及びサイトカインを除去するシステム
Kim et al. Virus concentration and purification by a microfluidic filtering system with an integrated PEGylated antifouling membrane
JPWO2018062451A1 (ja) 分離膜モジュール
JP2540566B2 (ja) 血液洗浄用中空糸膜および血液洗浄装置
JP2007236665A (ja) 血液成分分離装置及びその使用方法
JP3150717B2 (ja) ポリスルホン系樹脂選択透過性膜の製造方法
WO2012124619A1 (ja) ポリアニオン固定化ウイルス除去用高分子基材、及びウイルスの除去方法
JPH1057476A (ja) 膜分離装置
RU2518972C1 (ru) Трековая мембрана для фильтрации крови
CN116943442B (zh) 一种湿度感应小孔层厚度可控超滤膜的制备方法和超滤设备
JP2012229353A (ja) アクリル酸固定化不織布を用いたウイルス除去材、及びウイルスの除去方法
JP6154678B2 (ja) 薬剤除去フィルター、薬剤除去システム、及び薬剤除去方法

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2012535525

Country of ref document: JP

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12748978

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 12748978

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1