Hintergrund
Gebiet der Erfindung
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Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren
zur Bestimmung des Hämatokritwertes, und insbesondere eine
Vorrichtung und ein Verfahren zur schnellen Bestimmung des
Hämatokritwertes.
Stand der Technik
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Hämatokritbestimmungen sind im Bereich der Medizin weit
verbreitet, und zu diesem Zweck wird einem Patienten eine
kleine Blutprobe entnommen. Die Blutprobe wird in ein Röhrchen
gezogen, das als Hämatokritröhrchen bekannt ist, und das
Röhrchen wird dann in eine Zentrifugiervorrichtung gelegt,
wo die Blutprobe sehr hohen Beschleunigungskräften
ausgesetzt wird, damit sich die Blutzellen am Boden des Röhrchens
sammeln. Wenn das Zentrifugieren beendet ist, wird das
Hämatokritröhrchen untersucht, und der Anteil von Serum über dem
Gesamtzellvolumen (PCV) wird mit Standardtabellen
verglichen, aus denen das medizinische Personal die gewünschten
Informationen zu der Blutprobe entnimmt.
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Aufgrund der Größe, Komplexität und Kosten der herkömmlichen
Zentrifugiervorrichtungen befinden sich diese normalerweise
in einem zentralen Labor. Das heißt, daß es zwischen der
Entnahme der Blutprobe und dem Erhalt des Hämatokritwertes
zu einer beachtlichen Zeitverzögerung kommt. Ferner bedeutet
dies, daß es für das Notfallpersonal am Unfallort oder in
einem Krankenwagen nicht möglich, oder bestenfalls nicht
praktikabel ist, den Hämatokritwert zu bestimmen.
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Es wäre daher ein technischer Fortschritt, eine tragbare
Hämatokritzentrifuge anzugeben, die notfalls in der Hand
gehalten werden kann. Es wäre ein weiterer technischer
Fortschritt, wenn man ein Verfahren zur relativ raschen
Bestimmung des Hämatokritwertes angeben könnte. Eine solche neue
Vorrichtung und ein neues Verfahren werden hier offenbart
und beansprucht.
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Die US-A-3 233 825 gibt eine handgeführte
Zentrifugiervorrichtung an und ein Verfahren, mit dem eine
Flüssigkeitsprobe einer vorbestimmten Zentrifugierkraft ausgesetzt wird
gemäß dem Oberbegriff der Ansprüche 1 bzw. 4.
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Gemäß den Ansprüchen 1 und 4 bietet die vorliegende
Erfindung die Sicherheit, daß die erforderliche
Zentrifugiergeschwindigkeit erreicht ist, indem sichergestellt ist, daß
die Vorrichtung nur betriebsfähig ist, wenn eine vorgewählte
Drehzahl für eine vorbestimmte Zeit verwendet werden kann,
wobei die erforderliche Drehzahl sichergestellt wird, indem
man überprüft, ob die Spannung des Batteriestroms eine
vorbestimmte Höhe hat. Ein Signalsystem zeigt an, wenn der
Zentrifugierzyklus beendet ist, wobei eine Einrichtung
vorgesehen ist, die sicherstellt, daß die Wirkung der niedrigen
Spannung während der Beschleunigung des Rotors ausgeglichen
wird, wenn die Belastung des Motors aufgrund der
Beschleunigung eine niedrigere Spannung anzeigen läßt. Die GB-A-1 155
263 offenbart zwar eine Einrichtung, die einen Motor außer
Betrieb setzt, wenn eine Spannung zu weit absinkt, doch
erfolgt dies bei einem batteriebetriebenen Flurförderer, und
es ist nicht ersichtlich, daß ein während der Beschleunigung
auftretender Spannungsabfall ausgeglichen werden muß, der
bei der kleinen handgeführten batteriebetriebenen Zentrifuge
der vorliegenden Erfindung auftritt.
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Die vorliegende Erfindung gibt also eine handgeführte
Zentrifugiervorrichtung an zur Bestimmung von Hämatokritwerten
an abgelegenen Orten.
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Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein relativ
schnelles Verfahren zur Bestimmung des Hämatokritwertes
anzugeben.
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Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur
Bestimmung des Hämatokritwertes an abgelegenen Stellen
anzugeben.
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Diese und andere Aufgaben und Merkmale der Erfindung werden
besser ersichtlich aus der nachfolgenden Beschreibung und
der beiliegenden Zeichnung in Verbindung mit den beigefügten
Ansprüchen:
Kurze Beschreibung der Zeichnung
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Fig. 1 zeigt eine perspektivische Ansicht einer derzeit
bevorzugten Ausführungsform der handgeführten
Zentrifugiervorrichtung gemäß der Erfindung;
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Fig. 2 zeigt eine frontale Draufsicht auf die handgeführte
Zentrifuge;
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Fig. 3 zeigt einen vergrößerten Querschnitt entlang der
Linien 3-3 in Fig. 1 und 2;
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Fig. 4 zeigt eine Schemadarstellung des Schaltplans für die
neue Schaltung gemäß der Erfindung;
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Fig. 5 zeigt einen Vergleich der Zeit, die erforderlich
ist, um mit Hilfe einer herkömmlichen
Zentrifugiervorrichtung einen Hämatokritwert zu ermitteln;
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Fig. 6 zeigt, wie der Hämatokritwert relativ schnell
ermittelt wird mit Hilfe der Vorrichtung und des
Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung;
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Fig. 7 zeigt einen Vergleich des von den Teilchen in einem
Hämatokritröhrchen zurückgelegten Weges als Funktion
des Winkels zwischen der Achse des
Hämatokritröhrchens und einer zur Drehachse senkrechten Ebene;
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Fig. 8 zeigt einen Vergleich zwischen dem Hämatokritwert in
% und dem Winkel des Hämatokritröhrchens zu einer
festen Zeit und mit einer festen Drehzahl;
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Fig. 9 zeigt einen Vergleich des Hämatokritwertes in % als
Funktion der Drehzahl bei einem festen Winkel; und
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Fig. 10 zeigt eine Vergrößerung der Tabelle gegen die das
Probenröhrchen gehalten wird, um einen
Hämatokritwert der jeweiligen Blutprobe zu ermitteln.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
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Die Erfindung wird am besten verständlich anhand der
Zeichnung, in der gleiche Teile durchgehend mit gleichen
Bezugszeichen versehen sind.
Allgemeine Beschreibung
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Das Abtrennen von Teilchen aus einer Suspension ist eine für
viele Bereiche der Medizin und der Biotechnologie
grundlegende Technik. Es besteht ein wachsender Bedarf, die für die
Durchführung einer solchen Trennung notwendige Zeit zu
verkürzen. Beispielsweise gibt es eine wachsende Zahl von
Heimtests, bei denen von roten Blutkörperchen freies Plasma
benötigt wird. Eine rasche Abtrennung in größerem Umfang ist
erforderlich, wenn Einheitsmengen von Vollblut verarbeitet
werden, oder wenn mit Glyzerin versetztes gefrorenes Blut
gewaschen wird. Es ergeben sich zahlreiche Anwendungen auf
dem Gebiet der Biotechnologie, wie zum Beispiel das
Entfernen von Zellen aus einem suspendierten Wachstumsmedium.
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Das wichtigste für die Abtrennung verwendete Hilfsmittel ist
die Zentrifuge, eine Vorrichtung, die durch eine
Drehbewegung eine Beschleunigung erzeugt. Diese Beschleunigung wirkt
auf Teilchen, deren Dichte von der des Suspensionsmediums
verschieden ist. Die Teilchen bewegen sich dann durch das
Medium mit einer Geschwindigkeit, die abhängig ist von dem
Dichteunterschied, der Viskosität der Flüssigkeit, der
örtlichen Beschleunigung und der Teilchengröße.
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Traditionsgemäß wird die flüssige Teilchensuspension in ein
langgestrecktes, am Ende geschlossenes Röhrchen gegeben. Das
Röhrchen wird in einer handelsüblichen
Zentrifugiervorrichtung angeordnet, die das Röhrchen in einer zur Drehachse
senkrechten Ebene radial dreht. Bei einer solchen
herkömmlichen Vorrichtung liegt die Drehzahl im Bereich von ein paar
Tausend Umdrehungen pro Minute. Die für das Sedimentieren
der Teilchen erforderliche Zeit ist länger, und sowohl die
Drehzahl als auch die Dauer der Umdrehung sind abhängig von
der Art der Suspension und dem Analyseprotokoll. Da die
Röhrchen radial um die Drehachse herum angeordnet sind, sind
die Vorrichtungen im allgemeinen recht groß, was wiederum in
Verbindung mit den hohen Drehzahlen bedeutet, daß die
herkömmliche Zentrifugiervorrichtung normalerweise recht teuer
ist, da sie präzise verarbeitet sein muß, um den notwendigen
genauen Wert, etc. zu erhalten.
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In dem Bemühen, die Abmessungen der Zentrifuge zu
verringern, wurde der Winkel der Röhrchen in bezug auf die
Drehachse verändert. Die Röhrchen wurden in einem spitzen
Winkel zur Drehachse angeordnet, um den Durchmesser des
Zentrifugenkopfes zu verringern. Es wurden Zeiten von etwa
einer Minute erreicht. Ganz unerwartet wurden kürzere
Sedimentierzeiten bei relativen niedrigen Drehzahlen erreicht.
Die Zellen sammelten sich in dem Mikrohämatokritröhrchen in
einer Minute und bei etwa 1/3 der in herkömmlichen
Zentrifugen verwendeten Beschleunigung. Ferner entspricht das in
einer Minute erreichte Gesamtzellvolumen (PCV) dem PCV, das in
der herkömmlichen Zentrifuge erst nach dreißig Minuten
erreicht wurde.
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Aufgrund dieser Neuerung beim Zentrifugieren kann in
Mikrohämatokritröhrchen Blut rasch vom Plasma getrennt werden, so
daß nun Plasma für die unzähligen Bluttests zur Verfügung
steht. Da die Trennung außerdem bei einer niedrigen Drehzahl
erfolgt, können einfache, kostengünstige Zentrifugen
verwendet werden. In der Tat wurde eine kleine Zentrifuge gebaut,
die aus einem über zwei Trockenzellen angetriebenen Motor
und einem einfachen Kunststoffkopf besteht.
Ausführliche Beschreibung
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Die Bewegung von kugelförmigen Teilchen in einem
Zentrifugenröhrchen läßt sich beschreiben, indem man die
hydrodynamische Widerstandskraft mit der Auftriebskraft gleichsetzt.
Die hydrodynamischen Widerstandskräfte werden durch das
Stokessche Gesetz beschrieben:
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F&sub5; = 6πηR Gleichung 1
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wo eta die Viskosität der Suspensionsflüssigkeit ist, R der
Teilchenradius und v die Teilchengeschwindigkeit in der
Beschleunigungsrichtung.
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Die auf ein Teilchen einwirkende Auftriebskraft ist
beschrieben durch:
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Gleichung 2
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wo G die örtliche Beschleunigung ist, rho-p die
Teilchendichte und rho-f die Flüssigkeitsdichte. Die örtliche
Beschleunigung ist mit G = w²r angegeben, wobei w die
Winkelgeschwindigkeit und r der Abstand zwischen dem Teilchen und
der Drehachse ist. Nachdem v = dr/dt können wir umstellen
und integrieren zu:
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Gleichung 3
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wo r&sub1; und r&sub2; die Entfernung von der Drehachse angeben, auf
der sich das Teilchen in der Zeit t bewegt (r&sub2; ist größer
als r&sub1;). Es sei darauf hingewiesen, daß die Bewegungsdauer
nur logarithmisch mit der Entfernung zunimmt, da die
örtliche Beschleunigung mit r zunimmt.
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Eine herkömmliche Mikrohämatokritzentrifuge besitzt einen
scheibenförmigen Kopf, der die Achse der Hämatokritröhrchen
senkrecht zur Drehachse des Kopfes dreht. Die Blutzellen
müssen sich also über die halbe Länge des Röhrchens bewegen
(bei Annahme von 50% PCV). Bei einem typischen
Mikrohämatokritröhrchen sind dies ca. 35000 um. Fig. 5 zeigt den PCV-
Wert als Funktion der Zeit, erhalten mit einer herkömmlichen
Mikrohämatokritzentrifuge, die mit 11500 UpM arbeitet. Es
sei darauf hingewiesen, daß Gleichgewichtswerte erst nach
einer Zeit von über 30 Minuten erhalten werden. Obwohl
Gleichung 1 Sedimentierungszeiten in der Größenordnung von
Sekunden bei dieser Winkelgeschwindigkeit vorhersagt, ergibt
die Kombination aus Wechselwirkungen zwischen Blutzellen,
einer nichtkugeligen Form der Blutzellen und anderer
hydrodynamischer Faktoren diese in Wirklichkeit langen
Sedimentierungszeiten.
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Fig. 6 zeigt die PCV-Fraktion als Funktion der Zeit, die bei
niedrigeren Drehzahlen in Röhrchen erhalten wurde, deren
Achse 70 Grad aus der zur Drehachse des Kopfes senkrechten
Ebene gedreht wurde. Die Winkelgeschwindigkeit der Mitte des
Röhrchens wurde auf 315 rad/s verringert gegenüber 1200
rad/s bei der herkömmlichen Zentrifuge. Es sei jedoch darauf
hingewiesen, daß Gleichgewichtswerte bei Zeiten von etwa
einer Minute erreicht werden. Ähnliche Gleichgewichtswerte
werden in zwei bis drei Minuten erreicht bei einer
Winkelgeschwindigkeit von 190 rad/s. Es sei auch darauf hingewiesen,
daß der Abstand zur Mitte des Röhrchens von der Drehachse
aus bei dem abgewinkelten Röhrchenkopf 3 cm beträgt, und bei
dem herkömmlichen Kopf 3,5 cm, so daß die auf das Teilchen
einwirkende örtliche Beschleunigung in diesen Experimenten
proportional zu w ist (der herkömmliche Kopf dürfte einen
leichten Vorteil haben).
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Wie können geringe Beschleunigungen Blutzellen in weniger
Zeit sedimentieren? Fig. 7 zeigt eine schematische
Darstellung der Kräfte, die auf Zellen in dem abgewinkelten Kopf
einwirken. Bei einem Röhrchen, dessen Achse parallel zur
Drehachse des Kopfes gedreht wird, ist die maximale Strecke,
die eine Zelle zurücklegen kann, der Innendurchmesser des
Röhrchens. Bei einem Röhrchen, dessen Achse senkrecht zur
Drehachse des Kopfes gedreht wird, ist die maximale Strecke,
die eine Zelle zurücklegen kann, die Länge des Röhrchens.
Die Kurve in Fig. 7 zeigt, daß bei Röhrchen mit großen
Winkeln von der Senkrechten zur Drehachse die Strecke, die eine
Zelle zurücklegen kann, nahe beim Röhrchendurchmesser (560
um) liegt, und daher ist die Sedimentierungszeit kurz. Wenn
der Winkel klein ist, beträgt die Entfernung 35000 um, und
die Sedimentierungszeit ist länger.
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Wenn der Winkel weniger als 90 Grad beträgt, wirkt eine
tangentiale Kraftkomponente auf die gesammelten Zellen und
zieht sie entlang des Röhrchens nach unten. Die tangentiale
Kraft ändert sich als Cosinus des Winkels, und ist 0 bei 90
Grad. Fig. 8 zeigt den nach einer Minute bei 3000 UpM
erhaltenen Hämatokritwert als Funktion des Röhrchenwinkels. Die
untere Kurve zeigt die PCV-Fraktion von Zellen, die in dem
Überstand zurückbleiben (eigentlich die Zahl von Zellen, die
an der Röhrchenwand im oberen Teil des Röhrchens haften
bleiben). Ein Röhrchenwinkel von 70 Grad scheint ein guter
Kompromiß zu sein zwischen sich sammelnden und haften
bleibenden Zellen bei 1780 UpM. Wäre dieses Experiment bei 3000
UpM durchgeführt worden, hätte man bei 70 Grad einen
Hämatokritwert von 34% erhalten (siehe Fig. 6). Es sei erneut
darauf hingewiesen, daß der Hämatokritwert 38 des Füllmaterials
nach 10-minütigem Zentrifugieren in der herkömmlichen
Zentrifuge erhalten wurde und größer ist als der
Gleichgewichtswert von 34%, der durch das Zentrifugieren bei 700
erhalten wurde.
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Fig. 9 zeigt, daß bei einem Winkel von 70 Grad eine Drehzahl
von 3000 UpM in dem so dimensionierten Kopf in einer Minute
fast Gleichgewichtswerte für den Hämatokrit ergibt.
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In den oben beschriebenen Experimenten sammelten sich die
Zellen (da sie nur kurze Strecken zurücklegen mußten)
schnell bei einem Röhrchenwinkel von 70 Grad. Das
schlammartige Aggregat bewegte sich dann unter dem Einfluß der
Tangentialkraft dem Röhrchen entlang nach unten. Dieses
Aggregat sedimentierte schnell aufgrund seiner größeren Größe
(als eine einzelne Zelle).
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Gemäß den Fig. 1 bis 3 ist die neue, handgeführte
Zentrifugiervorrichtung der vorliegenden Erfindung im allgemeinen
bei 10 dargestellt und umfaßt ein Gehäuse 12 und einen
Handgriff 14. Das Gehäuse 12 ist kegelstumpfförmig ausgelegt mit
einem oberen Ende 16, das in einem offenen, zylindrischen
Hals 18 endet (der durch eine Kappe 17 verschlossen wird),
und einem unteren Ende, das mit einem zugehörigen
kegelstumpfförmigen Fußteil 20 entlang eines Verbindungsteils 22
verbunden ist.
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Insbesondere gemäß Fig. 3 bildet der zwischen dem Gehäuse 12
und dem Fußteil 20 gebildete Zwischenraum ein Gehäuse 23 für
verschiedene Bauteile der vorliegenden Erfindung, wie zum
Beispiel den Motor 24, den Rotor 26, die Röhrchenhalterungen
28 und 29, die Leiterplatte 30 und den Schalter 32. Der
Zugang für das Anbringen und die Entnahme von
Hämatokritröhrchen (nicht dargestellt) in den Röhrchenhalterungen 28 und
29 ist durch eine Öffnung 19 im unteren Bereich des Halses
18 vorgesehen. Jede der Röhrchenhalterungen 28 und 29 kann
von dem Rotor 26 abgenommen werden, um das Reinigen etc. der
Jeweiligen Röhrchenhalterung zu erleichtern.
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Der Motor 24 und der Schalter 32 (betätigt durch Drücken des
Knopfes 33) sind handelsübliche Bauteile, die sich für den
Betrieb mit zwei herkömmlichen Trockenzellenbatterien 34 und
35 eignen. Der Handgriff 14 dient als Kammer zur Aufnahme
der Batterien 34 und 35, und er bietet die notwendige
Greiffläche für die handgeführte Zentrifuge 10. Eine Kappe 36
ermöglicht den Zugang zu den Batterien 34 und 35 in dem
Handgriff 14, während eine Feder 37 in der Kappe 36 den
entsprechenden elektrischen Kontakt für die Batterien 34 und 35
sicherstellt.
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Ein mit angeschrägten Seitenflächen versehenes Stützelement
38 (Fig. 1), das um das Verbindungselement 22 herum
ausgebildet ist, besitzt eine Vielzahl von angeschrägten
Seitenflächen, auf die die handgeführte Zentrifuge 10 gelegt
werden kann, um zu verhindern, daß die handgeführte Zentrifuge
10 aus Versehen wegrollt. Ein Halteband 15 hält die Kappe 17
am Hals 18, während ein Halteband 39 die Kappe 36 an dem
Handgriff 14 hält, und sowohl das Halteband 15 als auch das
Halteband 39 verhindern, daß die Kappe 17 bzw. 36 aus
Versehen verlorengeht oder verlegt wird.
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Signallampen 40 und 42 zeigen dem Bediener (nicht
dargestellt) wie gewünscht optisch den Zustand der handgeführten
Zentrifuge 10 an. Beispielsweise ist die Signallampe 40 ein
rotes Licht, das aufleuchtet, wenn die Schaltung (siehe Fig.
4) feststellt, daß die handgeführte Zentrifuge nicht im
betriebsfähigen Zustand ist, beispielsweise weil die Batterie
zu schwach ist, etc. Die Signallampe 42 ist ein grünes Licht
und leuchtet auf, wenn die handgeführte Zentrifuge 10 in
Betrieb ist.
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Anhand von Fig. 4 ist nun die Schaltung der Leiterplatte 30
(Fig. 3) schematisch dargestellt, die einen Schalter 32 und
eine unterstützende Schaltung umfaßt, mit der die Betätigung
des einzigen Knopfes umgesetzt wird. Der Knopf 33 (Fig. 1-3)
des Schalters 32 wird entprellt und mit den Takteingang
eines "T"-Flipflops 44 verbunden. Der Q*-Ausgang des Flipflops
44 steuert die Gate-Spannung eines MOSFET-Transistors 46.
Wenn dieser MOSFET 46 eingeschaltet ist, bildet er einen
Strompfad durch den Gleichstrommotor 24, während er selbst
sehr wenig Spannungsabfall zeigt. Da die Schwellenspannung
von Gate zu Source des MOSFET für einen ordnungsgemäßen
Betrieb mehr als etwa 5 Volt betragen muß, arbeitet die
Schaltung mit einem Spannungsverdoppler 48, der die Gate-Spannung
verstärkt, so daß eine 3V-Batterie verwendet werden kann.
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Ein Zeitgeberchip 50 erzeugt drei Signale: die
Ausgangssignale Q14, Q12 und Q6. Ein Impuls auf Q14 zeigt das Ende des
Zentrifugierzyklus an, und in eingestellten Abständen
während des Zyklus aktiviert das Ausgangssignal Q12 die
Spannungstestschaltung. Wenn die Batteriespannung absinkt und
der Zyklus abgebrochen wird, bewirkt das Ausgangssignal Q6,
daß die LED-Anzeige D2 (Signallampe 40) blinkt. Die
Funktionsweise dieser Ausgangssignale wird nachstehend erläutert.
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Der Q14 Ausgang des Zeitgeberchips 50 ist mit dem
Löscheingang des "T"-Flipflop 44 verbunden und beendet den
Zentrifugierzyklus durch Abschalten dieses Eingangs. Das
Zeitintervall
vor Q14 wird durch die RC Zeitkonstante Rt·Ct
aktiviert und eingestellt.
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Das Ausgangssignal Q12 des Zeitgeberchips 50 aktiviert die
Spannungstestschaltung in den voreingestellten Eingang des
JK-Flipflops 52 zu eingestellten Zeiten während des
Zentrifugierzyklus. Wenn die Batteriespannung auf einen Punkt
abfällt, wo die Rotordrehzahl nicht mehr ausreicht, erzeugt
der Schwellenspannungsdetektor ein L-Signal. Dieses Signal
wird ausgeblendet, bis das Ausgangssignal Q12 ebenfalls
aktiviert ist. Aufgrund dieses Merkmals kann die
Batteriespannung während der Motorbeschleunigung vorübergehend absinken,
ohne daß der Zyklus abgebrochen wird.
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Wenn die Batteriespannung während eines Q12 Impulses zu
niedrig ist, wird das JK-Flipflop 52 so getaktet, daß der
QJK-Ausgang das "T"-Flipflop 44 "löscht" und somit den Motor
24, die Spannungsverdopplungsschaltung 48 und die
Schwellenspannungserfassungsschaltung außer Betrieb setzt. Der
Q-Ausgang des JK-Flipflop 52 übersteuert auch die Abschaltung des
Zeitgeberchips 50 durch das "T"-Flipflop 44 und hält diesen
Chip in Betrieb. Der Q*-Ausgang des JK-Flipflop 52 aktiviert
den Q6 Ausgang des Zeitgeberchips 50 in die D2-LED-Anzeige
40, so daß diese blinkt, um anzuzeigen, daß der Zyklus wegen
einer zu schwachen Batterie abgebrochen wurde. Sobald die
LED-Anzeige 40 zur Anzeige einer zu schwachen Batterie zu
blinken anfängt, ist der Druckknopf wirkungslos, und die D2-
LED-Anzeige 40 blinkt so lange, bis die Batterien entfernt
und ausgetauscht werden. Mit diesem Merkmal wird verhindert,
daß das System in Betrieb ist, wenn die Batterien und die
Rotordrehzahl unter dem Sollwert liegen.
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Durch Drücken auf den EIN/AUS-Knopf während der Motor in
Betrieb ist, wird das "T"-Flipflop 44 angesteuert und der
Zyklus beendet.
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Anhand von Fig. 10 ist nun eine Vergrößerung der Tabelle
dargestellt, aus der man einen Hämatokritwert erhält. Diese
Tabelle wird wahlweise verkleinert und um den Handgriff 14
gewickelt (Fig. 1-3), um die Tabelle auf diese Weise bequem
zur Verfügung zu haben.
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Im Betrieb wird eine Blutprobe nach üblichen Verfahren in
ein herkömmliches Hämatokritröhrchen (nicht dargestellt)
gezogen, und das Röhrchen wird dann in einen Röhrchenhalter 28
oder 29 (Fig. 3) eingesetzt. Die Kappe 17 wird auf den Hals
18 aufgesetzt, und die Taste 33 wird gedrückt, um die
Schaltung und die Zyklusanzeigelampe 42 der in Fig. 4
dargestellten elektronischen Schaltung zu aktivieren. Bei Beendigung
des Zentrifugierzyklus erlischt das Licht 42 (Fig. 1 und 2),
und der Rotor 26 hört auf sich zu drehen. Die Kappe 17 wird
dann abgenommen, und das Probenröhrchen wird entnommen und
vor eine verkleinerte Ausgabe der Tabelle von Fig. 10
gehalten.
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Da jedes Hämatokritröhrchen einen unterschiedlichen
Füllpegel aufweist, ist die Tabelle mit einer abfallenden Linie
versehen, die 100% oder das Gesamtvolumen der Probe anzeigt.
Die Ober- und Untergrenzen der Probe entsprechen also der
100%-Linie bzw. der unteren Linie der Tabelle, so daß die
das Sedimentvolumen in dem Röhrchen darstellende Linie
direkt von der Tabelle abgelesen werden kann.
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Demzufolge ist in der Praxis der vorliegenden Erfindung eine
rasche und genaue Ermittlung des Hämatokritwertes möglich.