JP4292428B2 - 血液フィルターおよびフィルターの製作方法 - Google Patents
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Description
本出願は、1993年9月14日出願され、そして“Medical Container Port”と題する米国特許出願08/121,344の一部継続である。
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4,810,378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4,997,577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
本発明の一面は、可撓性ハウジング内にカプセル化された多層フィルターパッドアセンブリを含む血液濾過装置を提供する。
このフィルターパッドアセンブリは、第1および第2の濾過媒体層(以下、これを「フィルター媒体層」、「媒体層」と呼ぶこともある。)を含んでいる。第1の熱および圧力シール区域が第1および第2の媒体層をそれらの周縁において一体に結合する。
可撓性ハウジングは、第1の一般に可撓性のハウジングエレメントを含み、これは第1の濾過媒体層の上に重なる。可撓性ハウジングはまた、第2の一般に可撓性のハウジングエレメントを含み、これは第2の濾過媒体層の上に重なる。第1および第2のハウジングエレメントのリムは第1の濾過媒体層の熱圧力シール区域と整列される。
第1の熱圧力シール区域の後に形成された第2の熱圧力シール区域が可撓性ハウジングエレメントのリムを第1の熱圧力シール区域へ合体する。この区域はフィルターパッドアセンブリをハウジングアセンブリ内にカプセル化する複合周縁シールを含む。
可撓性ハウジングの存在は、過去において剛直ハウジングが提供した顕著な取扱いおよび処理問題を回避する。可撓性ハウジングは関連する可撓性バッグを破らないであろう。それは使用中誘発されるストレスおよび圧力に対して順応し、従順である。可撓性ハウジングは熱滅菌の間割れず、またはフィルター装置の均一加熱を妨害しないであろう。
本発明の他の一面は、多層フィルターパッドアセンブリを可撓性ハウジング内にカプセル化する方法を提供する。
この方法は、第1の濾過媒体層および第2の濾過媒体層を一方を地方の上に置くことによってフィルターパッドアセンブリをつくる。この方法は、第1および第2の濾過媒体層の周縁を一体に結合する第1のシール区域を形成するため熱および圧力を加える。
この方法は、第1のハウジングエレメントのリムが第1の媒体層の第1の熱圧力シール区域と整列するように、第1の一般に可撓性のハウジングエレメントを第1の濾過媒体の上に置くことによってフィルターパッドアセンブリをカプセル化する。この方法は、第2のエレメントのリムが第2の媒体層の熱圧力シール区域と整列するように第2の一般に可撓性のハウジングエレメントを第2の濾過媒体層の上に置く。
この方法は第2のシール区域を形成するように熱および圧力を加える。第2のシール区域はハウジングエレメントのリムを第1の熱圧力シール区域へ合体する。
直截的なプロセスにおいて、この方法はフィルターパッドアセンブリをハウジングアセンブリ内にカプセル化する耐久性の複合シールを形成する。
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とき明らかであろう。
【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12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26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を枝通路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)に刺通される。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4,265,280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問題を回避する。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28,30,32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28,30,32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デニールポリエステル繊維(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テル繊維ガラス繊維、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106)約10重量%;およびセルロースアセテート小繊維(Hoechst Corporation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す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28,30,32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を形成す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34のまわりで)約3.4インチ(約8.7cm)を、そして全体高さ約0.5インチ(約1.3cm)を計測する。周縁シール34そのものは厚み約0.044インチ(約0.112cm)および幅約0.226インチ(約0.574cm)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のハウジング18内のパッドアセンブリ20の最終組立てを単純化する。
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44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48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(454kg)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34はそれ自体RFシールできないので、プラスチック44,46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20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44,46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 Container Port”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13に示した位置に一緒にされる。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(約0.038cm)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(約0.51cm)、外径約0.228インチ(約0.579cm)、および長さ約0.75インチ(約1.91cm)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0.003インチ(約0.008cm)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(約2.54cm)の3/10延びる。
RF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54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(約0.030cm)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のもとの厚みの少なくとも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4,701,267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=10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。
Claims (2)
- それぞれが高周波加熱により溶融溶接可能材料よりなる第1および第2の可撓性シート(44,46)と;第1、第2および第3の層(28,30,32)を含んでいる濾過によって血液から白血球を除去するフィルターパッドアセンブリ(20)であって、前記第2の層(30)は繊維状フィルター媒体から、そして前記第3の層(32)は織った網またはニットファイバーのスクリーンからそれぞれなり、前記第1,第2および第3の層のそれぞれは溶融可能材料を含み、かつそれら層の周縁において熱と圧力の適用によって合体した剛直で平坦な表面を有するシール区域(34)を有するフィルターパッドアセンブリ(20)と;
該第1および第2の可撓性シート(44,46)を直接接合し、そして該フィルターパッドアセンブリを該第1および第2の可撓性シートの間にカプセル化するため単一のステップの高周波加熱および加圧の適用によって形成された周縁シール(48)であって、該シートが一体に接合された外側部分(51)と、該シートの溶融溶接可能材料および該フィルターパッドアセンブリの溶融可能材料からなる混じり合った溶融マトリックスよりなる内側部分(49)を有する周縁シール(48)を備え;さらに
該フィルターパッドアセンブリの第1の層(28)へ血液を運搬するための該第1の可撓性シート(44)中で該周縁シール(48)から離れて位置する入口ポート(36)と;そして
該フィルターパッドアセンブリの第3の層(32)から濾過された血液を運搬するための該第2の可撓性シート(46)中で該周縁シール(48)から離れて位置する出口ポート(38)を備えている;血液フィルター装置。 - 該入口および出口ポート(36,38)の軸は、該フィルターアセンブリ(20)の平面に対してほぼ平行である請求項1の血液フィルター装置。
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