(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
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。
【請求項２】
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。
【発明の詳細な説明】
関連出願
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。
0004292428.tif 000002
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。
0004292428.tif 000003
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。
0004292428.tif 000004
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。
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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。
【図１】
0004292428.tif 000022
【図２】
0004292428.tif 000023
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図６Ａ】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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