DE4126341C1 - - Google Patents
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Description
Die Erfindung geht aus von einer
Separationseinrichtung zur Trennung von Blut in
seine Bestandteile im Rahmen einer
in-vivo-Blutaufbereitung gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1, wie sie aus der US 39 57 197 bekannt ist, und eignet sich besonders für die
intraoperative Blutaufbereitung.
Bei der bekannten Separationseinrichtung
wird das Hämatokrit-Signal auf eine Regelstufe
geschaltet, mit der der Hämatokritwert des
Vollblutes (Anteil der Erythrozyten am Volumen des
peripheren Blutes in Vol-%) auf einem konstanten
Wert gehalten wird. Dazu wird der Hämatokritwert des
Vollblutes in der Zuführungsleitung gemessen
(Istwert) und mit einem Sollwert verglichen. Liegt
der gemessene Hämatokritwert über dem Sollwert, wird
er durch Hinzufügen einer abgetrennten Fraktion aus
den entsprechenden Abführungsleitungen über eine
exakt dosierende Pumpe zur Zuführungsleitung auf den
vorgegebenen Wert einreguliert. Mit dieser Maßnahme
kann das Verhältnis Plasmafluß zu Erythrozytenfluß
auf einen konstanten, definierten Wert eingestellt
und damit eine Wirkungsgradverbesserung der
Separationseinrichtung hinsichtlich der
Zellgewinnung bei größerer Blutschonung erreicht
werden.
Vorrichtungen mit verbessertem Wirkungsgrad bei der
Blutgewinnung und größerer Blutschonung gehen auch
aus der DE 34 10 286 A1 (gleich EP 01 55 684 A2)
hervor. Die DE 34 10 286 A1 beschreibt eine
Vorrichtung, bei der der Hämatokrit des einer
Zentrifuge zugeführten Vollblutes durch
Plasmarückführung in den gewünschten niedrigen
Bereich eingestellt wird (z. B. 25%), bei der die
Zentrifuge die optimale Trennleistung erzielt. Bei
einem Eingangswert von 25% Erythrozyten im Vollblut
trennt die Zentrifuge bei konstantem Eingangsfluß
und konstanter Drehzahl das Blut am schnellsten; der
Endwert des Hämatokrit des Zellkonzentrates, i. e.
der Erythrozytenfraktion (z. B. 70%), wird am
schnellsten erreicht. Aus diesem Grund wird das bei
der Zentrifugation gewonnene Plasma zugeführt und
damit das Blut verdünnt.
Ein entsprechender Stand der Technik mit Regelung
des Hämatokritwertes des zugeführten Vollblutes auf
einen konstanten Wert ist durch den Aufsatz von B. J.
Van Wie und S. S. Sofer, The effect of recycle on
the continuous centrifugal processing of blood
cells, The International Journal of Artificial
Organs, Vol. 8, no. 1, 1985, Seiten 43-48 bekannt
geworden.
Bei bestimmten medizinischen Anwendungsfällen,
insbesondere bei der intraoperativen
Blutaufbereitung, muß man jedoch von regeltechnisch
nicht beeinflußbaren, breit streuenden, d. h. von
stark verschieden hohen Werten des Hämatokrit des
einer Separationseinrichtung zugeführten Vollblutes
ausgehen. Die bekannten Vorrichtungen sind dann
nicht einsetzbar. Der Hämatokritwert des
eintretenden Blutes spielt jedoch hinsichtlich der
Sedimentation zellulärer Blutbestandteile in einer
Zentrifuge eine erhebliche Rolle, da die
Sedimentation außer von der Größe, der Dichte und
der Form der Blutzellen auch vom Hämatokritwert
abhängig ist. Dies hat zur Folge, daß eintretendes
Blut, welches unterschiedliche Hämatokritwerte
aufweist, bei gleicher Verweildauer in einer
Zentrifuge zu unterschiedlich hoch konzentrierten
Zellfraktionen separiert wird. Dieser Zusammenhang
zwischen dem Hämatokritwert des Blutes (= Hk Blut
in %) und dem Hämatokritwert der
Erythrozytenfraktion (HkEk in %) bei einem
konstanten Blutfluß von 120 ml/min ist in Fig. 1
dargestellt. Mit wachsendem Hk Blut nimmt der HkEk
ab.
Ähnlich liegen die Verhältnisse bei anderen
Separationseinrichtungen, insbesondere
Filtrationssystemen, die ebenfalls
eingesetzt werden können.
Die in Fig. 1 dargestellte Abhängigkeit ist bei solchen
typischen Anwendungsfällen von Zellseparatoren ohne
besondere Bedeutung, wo
ausreichende Behandlungszeiträume in den Zentrifugen
realisiert werden können und wo möglicherweise auch
ein schlechterer Wirkungsgrad der Separation in Kauf
genommen werden kann. Weiterhin weist der
Eingangs-Hämatokritwert des Spenderblutes im
Durchschnitt nur geringe Schwankungen auf, so daß
die diesbezüglichen Effekte auch in derartigen Fällen vernachlässigbar sind.
Die geschilderte Problematik tritt jedoch besonders im Bereich der
intraoperativen Autotransfusion, insbesondere bei
Plasmaseparations- und Waschverfahren auf. Dort
spielt der Hämatokritwert eine entscheidende Rolle.
Intraoperativ anfallendes, im Operationsfeld
abgesaugtes und in einem Sammelbehältnis
zwischengelagertes Blut weist in Abhängigkeit von
der Art der Operation, dem Hämatokritwert des
Patienten, der Menge der im Operationsfeld
eingesetzten Spüllösung, der Menge infundierte
Volumenexpander, dem Blutverlust des Patienten, der
Menge des zugeführten Antikoagulans oder der Menge
eingeschwemmter Flüssigkeit, beispielsweise aus dem
Gewebe, sehr unterschiedliche Hämatokritwerte auf.
Diese liegen im Bereich von zehn bis vierzig Prozent
und können sich während einer Operation beliebig
ändern. Demgegenüber liegen die Normalwerte für
Männer bei sechsundvierzig und für Frauen bei
vierzig Volumenprozent. Die derzeit üblichen
Aufbereitungsverfahren berücksichtigen diese
Schwankungen des Hämatokritwertes nicht und arbeiten
üblicherweise mit konstanter, voreingestellter
Blutförderrate in die Zentrifuge. Dies führt zu
folgenden Konsequenzen:
- 1. Der Hämatokritwert des produzierten Erythrozytenkonzentrates unterliegt großen Schwankungen.
- 2. Die Plasmaauswaschrate, welche durch das Volumenverhältnis von auszuwaschendem, im Zellkonzentrat verbliebenem Restplasma zur zugeführten Waschlösung definiert ist, unterliegt erheblichen Schwankungen.
- 3. Die Sedimentationskapazität der Separationseinrichtung kann nicht optimal genutzt werden.
Weiterhin ist ein konstanter Hämatokritwert des
produzierten Erythrozytenkonzentrates zur exakten
Dokumentation der retransfundierten
Erythrozytenmenge über das retransfundierte
Erythrozytenkonzentratvolumen unerläßlich. Es ist
wünschenswert, mit einer möglichst hohen
Blutaufbereitungsgeschwindigkeit und mit einer
konstanten Auswaschrate zu arbeiten.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ausgehend
von der eingangs bezeichneten Separationseinrichtung
diese in der Steueranordnung so auszubilden, daß
trotz stark schwankendem Hämatokritwert des
zugeführten Blutes ein konstanter Hämatokritwert des
aufbereiteten Zellkonzentrates erzielbar ist, um dabei
eine konstante
Auswaschrate und eine optimale Ausnutzung der
Sedimentationsleistung der verwendeten
Separationseinrichtung zur Optimierung des
Blutdurchsatzes zu erreichen.
Diese Aufgabe wird mit der Vorrichtung nach dem Patentanspruch 1
gelöst.
Sie bietet dabei die Vorteile, daß somit ein System
trotz eines breit streuenden Hämatokritwertes im
zugeführten Blut - im Bereich der intraoperativen
Autotransfusion treten Schwankungen im Bereich von
ca. 10-40% auf - durch Steuerung des Blutflusses
und damit veränderter Separationszeit dennoch ein
konstanter Hämatokritwert des Zellkonzentrats
erzielbar ist. Die Trennzeit ist dabei optimal kurz,
d. h. die Leistung des Systems ist gleichzeitig
hinsichtlich der Aufbereitungskapazität optimiert.
Ausgestaltungen der Erfindung sind in den
Unteransprüchen der Patentansprüche beschrieben.
Im folgenden wird die Erfindung anhand von
Ausführungsbeispielen, die in den Zeichnungen
dargestellt sind, beschrieben. Dabei zeigt:
Fig. 1 eine Darstellung der Abhängigkeit des
Hämatokritwertes Hk der
Erythrozytenfraktion Ek von dem Hk des
zugeführten Blutes bei konstantem Durchfluß,
Fig. 2 eine schematische Block-Darstellung einer
Separationseinrichtung,
Fig. 3 eine Darstellung der Abhängigkeit des
Hämatokritwertes des zu trennenden Blutes
von dem Blutfluß bei konstantem
Hämatokritwert der Zellfraktion und
Fig. 4 eine Blockdiagramm-Darstellung eines
weiteren Ausführungsbeispieles einer
Separationseinrichtung.
Die jeweiligen Ausführungsbeispiele beziehen sich
auf Separatoren in Form einer Blutzentrifuge. Es
können jedoch auch andere Separatoren, z. B.
Filtrationssysteme, verwendet werden, die die
Blutzellen von der Flüssigkeit trennen.
Wenn im folgenden von Blut gesprochen wird, sollen
damit ganz allgemein blutzellenhaltige Suspensionen
verstanden werden, also auch Blut/Lösungsgemische.
Die Fig. 1 zeigt den Zusammenhang zwischen dem
Hämatokritwert Hk des zu trennenden Blutes und dem
des Zellkonzentrates Ek bei vorgegebenem Blutfluß B
von 120 ml/min. Es ist dabei deutlich sichtbar, daß
Blut mit unterschiedlichem Hämatokritwert bei
gleicher Verweildauer in einer Zentrifuge, d. h. bei
gleichbleibender Fördergeschwindigkeit, zu
unterschiedlich hoch konzentrierten Zellfraktionen
Ek separiert wird. Je größer der Hk Blut ist, umso
kleiner ist der HkEk. Die Fig. 1 zeigt somit den
Zustand welcher aus dem Stand der Technik bekannt
ist.
Die Fig. 2 zeigt eine Zentrifuge 10 als Separator,
die eine Zuführungsleitung 12 für die Zufuhr des zu
trennenden bzw. aufzubereitenden, in einer
Blutquelle 14 befindlichen Blutes aufweist. In diese
Zuführungsleitung sind eine in der Drehzahl
einstellbare und damit den Blutdurchfluß
veränderbare Blutpumpe 16 sowie stromauf dieser
Pumpe ein Hämatokritsensor 18 eingeschaltet. Mit
diesem Sensor 18 wird der Hämatokritwert des
zugeführten Blutes HkB mit bekannten Methoden,
z. B. fotoelektrisch oder mittels einer
Leitfähigkeitsmessung, ermittelt. Auch die anderen
Komponenten 10 bis 16 sind bekannte Baugruppen, so
daß sich eine nähere Beschreibung dieser Gruppen
erübrigt.
Die Zentrifuge 10 weist ferner Abführungsleitungen
20 und 22 für das getrennte Austragen der
Blutbestandteile auf, wobei in Fig. 2 nur zwei
Bestandteile, die Erythrozytenfraktion und das
zellarme Plasma in zugehörigen Behältnissen 24 und
26 gesammelt werden. Der Einfachheit und
Übersichtlichkeit halber sind in Fig. 2 auch alle
weiteren üblichen Bestandteile des
Separationssystemes weggelassen, z. B. die
in-vivo-Blutentnahme und auch die üblichen Pumpen in
den Abführungsleitungen. Die Rückführleitung mit
Zellkonzentrat zum Patienten/Spender ist gemäß
Fig. 2 mit 27 bezeichnet.
In Fig. 2 ist weiterhin eine Steuerstufe 28
dargestellt, deren Eingang das den Hämatokritwert
des zugeführten Blutes repräsentierende Signal, das
Hämatokritsignal HkB über die Leitung 30 zugeführt
ist und deren Ausgang über die Leitung 32 mit der
Verstelleinrichtung 34 der Pumpengeschwindigkeit an
der Blutpumpe 16 und damit des Blutdurchflusses B
verbunden ist. Die Steuerstufe 28 kann aus bekannten
analogen Steuerkreisen aufgebaut werden. Sie wird
vorzugsweise durch einen Mikroprozessor gebildet.
Die Übertragungsfunktion der Steuerstufe 28 ist
dabei so bestimmt, daß abhängig von der Größe des
Signals HkB am Ausgang der Steuerstufe 28 ein
Verstellsignal B ableitbar ist, welches die
Flußrate des Blutes in die Zentrifuge 10 so
einstellt, daß der Hämatokritwert unter
Berücksichtigung der für die jeweilige
Separationskammer typischen zeitlichen Verzögerung,
hier der dem Patienten rückgeführten
Erythrozytenfraktion, einen konstanten Wert hat. Die
Vorgabe der Übertragungsfunktion B = f (HkB) in
der Steuerstufe 28 erfolgt anhand empirisch oder
rechnerisch ermittelter Kennliniendiagramme.
Die Fig. 3 zeigt ein Beispiel für ein derartiges
Kennliniendiagramm, welches den Zusammenhang
zwischen Eingangs-Hämatokritwert HkB und Blutfluß
B bei konstantem Hämatokritwert der
Erythrozytenfraktion HkEk = 75% darstellt. Zu jedem
gemessenen HkB gibt es einen Wert B, bei dem
der vorgegebene HkEk erreicht wird. Diese Maßnahme
gemäß Fig. 3 mit kontinuierlicher Messung des
Hämatokritwertes HkB ist insbesondere geeignet zur
Verwendung bei Zentrifugen mit kontinuierlicher und
diskontinuierlicher Verfahrensweise
(Blutdurchfluß-Zentrifuge bzw. Batch-Verfahren).
Bei der Einrichtung nach Fig. 2 wird der
Hämatokritwert des Blutes direkt und kontinuierlich
gemessen. Die Fig. 4 zeigt eine alternative
Ausgestaltung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung,
bei welcher die Hämatokrit-Bestimmung indirekt
erfolgt. Eine derartige Vorgehensweise ist
insbesondere bei Blutdurchflußzentrifugen mit
Einrichtungen zur Bilanzierung der in die
Separationskammer und aus der Separationskammer
fließenden Teilströme (Blut, Plasma, Waschlösung,
Erythrozytenkonzentrat) verwendbar. Die
Hämatokrit-Bestimmung erfolgt dabei näherungsweise
rechnerisch aus dem Blutfluß in die
Separationskammer und dem
Erythrozyten-Konzentratfluß bzw. Plasmafluß aus der
Separationskammer nach einer der beiden
nachfolgenden Formeln.
oder
HkB = Hk des Blutes
K = Konstante
EK = Erythrozytenkonzentratfluß
B = Blutfluß
PLS = Plasmafluß
K = Konstante
EK = Erythrozytenkonzentratfluß
B = Blutfluß
PLS = Plasmafluß
Die Konstante K entspricht dem gewünschten, für das
Kennliniendiagramm gemäß Fig. 3 typischen
Hämatokritwert des Erythrozytenkonzentrates,
beispielsweise einem Wert von 75% (Zielhämatokrit).
In der Fig. 4 ist die Alternative a) dargestellt.
Alle Teile der Einrichtung nach Fig. 4, die mit
derjenigen nach Fig. 2 übereinstimmen, haben
dieselben Bezugsziffern. Zusätzlich dargestellt sind
die Pumpe 40 in der Abführungsleitung 20 der
Erythrozytenfraktion, der Sensor 42 für die
Gewinnung des Meßwertes betreffend den
Erythrozytenkonzentratfluß (EK ist) und der Sensor
44 für die Gewinnung des Meßwertes betreffend den
Wert des Blutflusses (B ist) in die Zentrifuge 10.
Dabei sind der Sensor 42 über die Leitung 46 mit der
Ek-Pumpe 40 und der Sensor 44 über die Leitung 48
mit der Blutpumpe 16 verbunden.
Die Steuerstufe 28′ ist gegenüber der Steuerstufe 28
von Fig. 2 erweitert. An der Steuerstufe 28′ steht
das Hämatokritsignal HkB nicht mehr unmittelbar
an, sondern wird quasi in einer weiteren
vorgeschalteten Stufe erst gebildet. Wenn die
Steuerstufe 28′ durch einen Mikroprozessor gebildet
wird, sind die Stufenunterschiede nicht mehr
hardwaremäßig ausgebildet, sondern machen sich im
Programm bemerkbar. Die Umrandungen der Stufen 28 in
Fig. 2 sowie 28′ in Fig. 4 sind daher funktional
zu sehen und nicht etwa als Gehäusewandung.
Die Einstellung des Blutflusses an der Blutpumpe 16
erfolgt ausgehend von einem vorgegebenen Wert B,
der einen mittleren Hämatokritwert des
Erythrozytenkonzentrats von beispielsweise 75±10%
über den gesamten Hämatokritbereich im zugeführten
Blut gewährleistet. Dabei ist der Ausgang der
Steuerstufe 28′ über eine Leitung 50 mit dem Eingang
der Blutpumpe 16 verbunden, auf den der
einzustellende Wert B SOLL geschaltet wird. Nach
Einstellung eines Gleichgewichtszustandes erfolgt
die Berechnung des Hämatokritwertes des zugeführten
Blutes und die entsprechende Anpassung des
Blutflusses. Ein derartiger Gleichgewichtszustand
ist beispielsweise durch ein dem Hämatokrit des
zugeführten Blutes entsprechendes Verhältnis von
Blutfluß und Erythrozytenkonzentratfluß bzw.
Plasmafluß und damit durch einen konstanten
Füllzustand der Zentrifuge gekennzeichnet. Die
Abweichung des berechneten Hämatokritwertes vom
tatsächlichen Hämatokritwert ist abhängig von der
Differenz zwischen dem tatsächlich eingestellten
Blutfluß B IST und dem gemäß Fig. 3
einzustellenden Blutfluß Blut. Durch schrittweises
Anpassung des Blutflusses entsprechend dem
gemessenen Hämatokritwert vermindert sich die
Differenz zwischen eingestelltem und einzustellendem
Blutfluß und somit auch der Fehler der
Hämatokritberechnung. Dies ergibt sich aus
nachfolgendem Beispiel einer
hämatokritorientierten Blutflußeinstellung, wobei die
vorgenannten Formeln auch die Orientierung nach einer
anderen Größe, z. B. dem Wert EK, erlauben.
Randbedingungen:
- gewünschter Hämatokrit des Erythrozytenkonzentrats HkEK = 75%
- maximaler Blutfluß B, der auch im hohen HkB-Bereich einen HkEK größer 70% ermöglicht = 120 ml/min
- aufzubereitendes Blut mit HkB = 20%
- Separationskammer PL1 bei 2000/Umin
- gewünschter Hämatokrit des Erythrozytenkonzentrats HkEK = 75%
- maximaler Blutfluß B, der auch im hohen HkB-Bereich einen HkEK größer 70% ermöglicht = 120 ml/min
- aufzubereitendes Blut mit HkB = 20%
- Separationskammer PL1 bei 2000/Umin
Einstellvorgang:
Startbedingung: voreingestellter Blutfluß B = 120 ml/min führt zu einem Konzentratfluß EK von 29 ml/min mit HkEK = 83%;
Startbedingung: voreingestellter Blutfluß B = 120 ml/min führt zu einem Konzentratfluß EK von 29 ml/min mit HkEK = 83%;
1. Einstellschritt:
Einstellung von B (18,2) nach Fig. 3 = 220 ml/min
→ Konzentratfluß EK = 60 ml/min bei HkEK = 72%
2. Einstellschritt:
Einstellung von B (20,5) nach Fig. 3 = 200 ml/min
→ Konzentratfluß EK = 56 ml/min bei HkEK = 75%
Bei der Steuerung nach Fig. 4
erfolgt somit ein selbsttätiges Einstellen des
gewünschten HkEK von 75% bei maximalem
Konzentratfluß. Das ungesteuerte System verbliebe
unter den als Startbedingung bezeichneten
Bedingungen und produzierte Erythrozytenkonzentrat
von HkEK = 83% bei einem Konzentratfluß von
29 ml/min. In der nachfolgenden Tabelle sind die
Werte EK und HkEK für Hämatokritwerte des
eintretenden Blutes von 10-40% im gesteuerten und
ungesteuerten System vergleichsweise gegenüber
gestellt.
Man erkennt deutlich die unerwünschte
Schwankungsbreite des Hämatokritwertes des
Erythrozytenkonzentrats HkEK von 73-90% im
ungesteuerten Fall gegenüber dem konstanten Wert von
75% im gesteuerten Fall.
Claims (8)
1. Separationseinrichtung zur Trennung von Blut in
seine Bestandteile im Rahmen einer
in-vivo-Blutaufbereitung
mit einem
Separator (10), der eine
Zuführungsleitung (12) mit einer Pumpe (16) für
die im Durchfluß einstellbare Zufuhr des zu
trennenden Blutes und Abführungsleitungen (20,
22) für das getrennte Austragen mindestens der
Erythrozytenfraktion und des zellarmen Plasmas
sowie eine Rückführleitung (27) aufweist, über
die zumindest ein Bestandteil dem
Spender/Patienten rückführbar ist, und mit einer
Stellanordnung, der ein den Hämatokritwert des
zugeführten Blutes repräsentierendes Signal
(Hämatokrit-Signal) aufgeschaltet ist, dadurch
gekennzeichnet, daß die Stellanordnung eine
Steuerstufe (28, 28′) mit vorgegebener
Übertragungsfunktion aufweist, deren Eingang
(30) das Hämatokrit-Signal zugeführt und deren
Ausgang (32) mit der Pumpe (16) in der
Zuführungsleitung (12) verbunden ist, und daß
die Übertragungsfunktion so bestimmt ist, daß
abhängig von der Größe des Hämatokrit-Signals
ein Verstellsignal
(34) am Ausgang der Steuerstufe (28)
ableitbar ist, das den Blutfluß durch die Pumpe (16) in den
Separator (10) so einstellt, daß der
Hämatokritwert der rückgeführten
Erythrozytenfraktion einen konstanten Wert hat.
2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß in der Zuführungsleitung
(12) ein Sensor (18) zum kontinuierlichen
Messen des Hämatokritwertes des zu trennenden
Blutes vorgesehen ist, der das Hämatokrit-Signal
abgibt.
3. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß ein Sensor (44) zum Ableiten
eines Signals über den Blutdurchfluß in den
Separator (10) und ausgangsseitig des Separators
(10) ein Sensor (42) zur Bestimmung des
Durchflusses der Erythrozytenfunktion oder ein
Sensor zur Bestimmung des Durchflusses der
Plasmafraktion vorgesehen sind und daß in der
Steuerstufe (28′) eine vorgeschaltete
Rechenstufe vorgesehen ist, der die
Durchflußsignale zugeführt sind und die daraus
den Hämatokritwert des zu trennenden
Blutes errechnet.
4. Einrichtung nach Anspruch 3, dadurch
gekennzeichnet, daß die Berechnung des
Hämatokritwerts in der Rechenstufe nach
folgender Beziehung erfolgt:
mit
HkB = Hk des Blutes
K = Konstante (Zielhämatokrit)
EK = Erythrozytenkonzentratfluß
B = Blutfluß
HkB = Hk des Blutes
K = Konstante (Zielhämatokrit)
EK = Erythrozytenkonzentratfluß
B = Blutfluß
5. Einrichtung nach Anspruch 3, dadurch
gekennzeichnet, daß die Berechnung des
Hämatokritwerts in der Rechenstufe nach
folgender Beziehung erfolgt:
mit
HkB = Hk des Blutes
K = Konstante (Zielhämatokrit)
B = Blutfluß
PLS = Plasmafluß
HkB = Hk des Blutes
K = Konstante (Zielhämatokrit)
B = Blutfluß
PLS = Plasmafluß
6. Einrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, daß das Erreichen des
Hämatokritwertes iterativ
nach einem Näherungsverfahren erfolgt.
7. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6,
dadurch gekennzeichnet, daß die Steuerstufe
einschl. Rechenstufe (28′) durch einen
Mikroprozessor gebildet ist.
8. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch
gekennzeichnet,
daß der Separator (10) eine Zentrifuge ist.
Priority Applications (6)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4126341A DE4126341C1 (de) | 1991-08-09 | 1991-08-09 | |
EP92113143A EP0528238B1 (de) | 1991-08-09 | 1992-08-01 | Separationseinrichtung zur Trennung von Blut in seine Bestandteile |
ES92113143T ES2079113T3 (es) | 1991-08-09 | 1992-08-01 | Instalacion de separacion para la separacion de sangre en sus componentes. |
AT92113143T ATE129904T1 (de) | 1991-08-09 | 1992-08-01 | Separationseinrichtung zur trennung von blut in seine bestandteile. |
JP4232716A JP2538824B2 (ja) | 1991-08-09 | 1992-08-07 | 血液成分分離装置 |
US07/927,101 US5298171A (en) | 1991-08-09 | 1992-08-07 | Method and apparatus for separation of blood into its components |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4126341A DE4126341C1 (de) | 1991-08-09 | 1991-08-09 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4126341C1 true DE4126341C1 (de) | 1993-01-28 |
Family
ID=6437971
Family Applications (1)
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