FR2490964A1 - Separateur de plasma - Google Patents

Abstract

LE SEPARATEUR DE PLASMA DECRIT DANS CETTE DEMANDE COMPORTE UNE MEMBRANE FILTRANTE MICROPOREUSE 16 LOGEE DANS UNE ENVELOPPE 10, FABRIQUEE PAR LE PROCEDE DE SEPARATION EN PHASES ET AYANT UNE GROSSEUR DE PORE DE 0,1 A 0,8M. AU MOINS UN BLOC MEMBRANE 11 CONSTITUE PAR CETTE MEMBRANE 16 RECOUVRANT UNE MATIERE 17 SERVANT D'AME EST PLACE A L'INTERIEUR DE L'ENVELOPPE 10 POUR DELIMITER UN CANAL POUR LE SANG 12 AYANT UNE EPAISSEUR DE CANAL DE 50 A 150M. LE SEPARATEUR DE PLASMA DE L'INVENTION PERMET D'EVITER L'HEMOLYSE ET LA COAGULATION DU FAIT QUE LA VITESSE DE FILTRATION EST SUFFISANTE ET QU'ELLE NE DIMINUE QUE FAIBLEMENT PENDANT LA SEPARATION.

Description

Séparateur de plasma.

La présente invention concerne un séparateur de plasma,et plus particulièrement un séparateur de plasma à travers lequel le sang s'écoule continuellement en vue de la filtration pour séparer les composants des corpuscules du sang, c'est-à-dire la solution de corpuscules du sang agglomérés, d'avec le plasma.

Comme procédé pour séparer le plasma en utilsant un sépa-

rateur de plasma de ce type, on connaît un procédé pour sépa-

rer les constituants du sang par centrifugration. Toutefois, ce procédé présente divers inconvénients. Par exemple, la

vitesse de la séparation par unité de temps est petite, en-

traînant une longue durée et beaucoup de travail pour le trai-

tement d'une grande quantité de sang. En outre, le traitement de séparation est un procédé compliqué et le sang peut être

contaminé pendant le traitement.

On connaît un autre procédé de séparation de plasma qui utilise comme membrane filtrante une membrane comportant des pores formés en bombardant une pellicule mince de polycarbonate

avec des particules chargées.

Une membrane filtrante de ce genre possède des pores de dimension précise puisque les particules chargées sont utilisées pour bombarder la pellicule mince de polycarbonate. Cependant,

les pores de la membrane peuvent communiquer en certains points.

Afin d'éviter cela, on ne peut avoir qu'une porosité de 15 à % de sorte que le rendement de filtration satisfaisant, donc une vitesse de filtration du plasma satisfaisante, ne peut pas

être obtenu.

Le polycarbonate utilisé comme matière première de la membrane ne peut pas rester plat quand on lui applique la chaleur. Le polycarbonate laisse également se former un grand nombre de trous d'épingles, limitant la gamme d'application de ce type de membrane. Ce type de membrane rend la structure du séparateur de plasma complexe et volumineuse. En outre, une membrane de ce type ne peut pas résister à une utilisation pendant une longue période et la diminution de la vitesse de

filtration du plasma avec le temps est importante.

Encore un autre procédé de séparation du plasma utilise ce qu'on appelle des membranes à fibres creuses. Un séparateur de plasma utilisant ces membranes à fibres creuses peut être convenablement utilisé pour un système dans lequel le sang s'écoule continuellement en vue de la séparation et le sang

filtré est renvoyé vers le corps d'o il a été prélevé.

Il est exercé une traction plus grande sur les membranes

à fibres creuses.pendant leur fabricationdans le sens longi-

tudinal, c'est-à-dire dans le sens de la longueur du canaltque sur des membranes plates. De plus, comme il n'y a pas de moyen pour supporter les membranes pendant la fabrication, la forme des pores formés devient légèrement oblongue. Comme il est difficile de maintenir une traction uniforme, il est difficile d'obtenir une grosseur des pores uniforme. Sur les membranes, les pores sont répartis au hasard>et la précision dans la fabrication des membranes est considérablement diminuée. En effectuant la séparation du plasma utilisant ce type de membrane, la grosseur maximum des pores choisie doit être petite afin d'empâcher les fuites des corpuscules du sang. Il en

résulte que le rendement de filtration des constituants cor-

pusculaires du sang est considérablement diminué. Du point de vue de la structure si la longueur de canal des canaux pour le sang est courte, la perte de la surface efficace de la membrane

est augmentée et des fuites se produisent plus fréquemment.

Toutefois, si tenant compte de cela, on allonge la longueur de canal, la chute de pression(Qa perte de charge)augmente,ce qui augmente l'hémolyse. Puisque le diamètre de la fibre creuse ne peut pas être rendu inférieur à une certaine limite imposée par les techniques impliquées dans la fabrication des membranes, le rendement de filtration par unité de surface de la membrane est diminué. Quand on essaie de fabriquer des membranes plus minces afin d'augmenter la vitesse de filtration du plasma, la résistance des membranes est diminuée, ce qui conduit à des fuites de sang plus fréquentes et à des variations dans la

répartition de la grosseur des pores des membranes.

Dans les conditions décrites ci-dessus, le procédé de séparation du plasma utilisant les membranes à fibres creuses

n'est pas satisfaisant.

Le brevet britannique no l 555 389 décrit un dispositif d'ultrafiltration dans lequel un certain nombre d'éelments filtrants plats sun.t empilés, chacun étant constitué par un substrat de teile de tamis ouverte et un milieu filtrant membraneux recouvrant le substrat. Ce brevet montre la façon selon laquelle le fluide corporel est filtré par ce dispositif d'ultrafiltration. Une structure empilée de ce genre est

préférable en vue d'obtenir la compacité du dispositif d'ultra-

filtration globale. Toutefois, cette structure pose également div le problèmes.Par exemple, il est difficile de fabriquer une voie de circulation suffisamment mince et la membrane filtrante a une

vitesse de cisaillement des parois faible, conduisant à un ren-

dement de filtration insuffisant. Egalement les variations dans

la vitesse de filtration sont grandes,conduisant à des endommage-

ments pour le sang telle que la production d'hémolyse et la

coagulation. De plus, le filtre décrit dans le brevet britan-

nique qui est utilisé pour l'ultrafiltration ne peut pas filtrer

la protéine et par conséquent n'est pas approprié pour la sépa-

ration du plasma. En outre, des fuites tendent à se produire

dans le cas de la séparation du sang.

En vue d'éliminer ces inconvénients du dispositif classique, il a été proposé un dispositif filtrant qui comprend une plaque multiple mince comportant à une de ses extrémités une entrée pour le sang et à l'autre extrémité une sortie pour le sang, des membranes filtrantes fixées sur les deux faces de la plaque multiple au moyen de garnitures de caoutchouc intercalées comprenant trois canaux parallèles, et des plaques collectrices munies d'ouvertures pour le plasma sanguin et placées de façon à maintenir les membranes filtrantes presque

contre la plaque multiple r(Trans. Am. Soc. Artif. Intern.

Organs, XXIV, 21-26 (19781. Puisque la voie de circulation

a une grande longueur comparativement à sa largeur, ce dis-

positif entraîne une perte de charge importante qui augmente

l'hémolyse et altère la valeur pratique du dispositif.

Pour la séparation du plasma, la présente invention a

demandé des recherches poussées en tenant compte des membranes micro-

poreuses fabriquées par extrusion, par étirage, etc. Les membranes fabriquées par ce procédésont des surfaces plus rugueuses que les pellicules minces de polycarbonate décrites ci-dessus. Ces membranes sont également inférieures-aux membranes de polycarbonate en ce qui concerne l'uniformité de la grosseur des pores. Pour cette raison, il a été tenu compte que la détérioration du sang,telle que l'hémolyse ou la coagulation, peut être augmentée et que les constituants du plasma peuvent

ne pas traverser suffisamment les membranes. Par consé-

quent, une amélioration dans les membranes pour la filtration

du sang est en fait une question sérieuse dans ce domaine.

Un objet dela présente invention est la fourniture d'un séparateur de plasma amélioré avec lequel une détérioration excessive du sang telle que la coagulation ou l'hémolyse ne se produit pas, le rendement de filtration est élevé et la diminution dans la vitesse de filtration du plasma avec le

temps est faible.

Afin de réaliser cet objet, un grand nombre d'expériences

ont été effectuées sur les membranes filtrantes elles-mêmes.

Comme résultat de ces expériences, une membrane microporeuse a été mise au point sous forme d'une membrane particulièrement appropriée pour la séparation du plasma. Cette membrane est

fabriquée par le procédé de séparation en phase et a une gros-

seur de pore de 0,1 à 0,8>p, de préférence de 0,2 à 0,6.I. Une

matière formant ame est'recouverte par cette membrane micro-

poreuse pour obtenir un bloc membrane. Au moins un bloc membrane est placé dan.s une enveloppe comportant un trou d'entrée pour le sang, un trou de sortie du filtrat et un trou de sortie du sang. L'épaisseur du canal pour le sang va de à 150 À. De cette façon, un séparateur de plasma qui réalise

les propriétés filtrantes décrites ci-dessus, est obtenu.

Le "procédé de séparation en phases"tel que décrit ci-dessus est un procédé pour la fabrication d'une membrane désirée en préparant une solution d'une matière première pour une membrane microporeuse avec un bon solvant et un mauvais solvant, en coulant la solution sur une plaquesupport avec une

surface aussi lisse que celle d'un miroir pour avoir une épais-

seur uniforme, en séchant la pellicule étalée et en enlevant la pellicule de la plaque-support. Dansle cas o on utilise de l'acétate de cellulose comme matière première pour une membrane microporeuse, il est souhaitable d'utiliser l'acétone ou le

chlorure de méthylène comme bon solvant et l'alcool ou l'eau com-

me mauvais solvant. Ce procédé lui-même est déjà connu. Dans l'application industrielle du procédé, une courroie sans fin ayant une surface polie comme un miroir, est utilisée comme plaque-supportet la solution est étalée continuellement sur la surface de cette courroie pour obtenir la pellicule plate.Sauf dans le cas des membranes à fibres creuses décrites ci-dessus, la fabrication des membranes par le procédé de séparation en

phases,présente l'avantage que l'utilisation de la plaque-

support empêche d'avoir des formes de pores non uniformes

ou la déformation de ceux-ci, ce qui entraîne des pores unifor-

mes. La "grosseur des pores" utilisée dans la présente demande indique la grosseur des pores maximum selon le procédé de comptage des bulles. Divers autres procédés peuvent être

adoptés comme méthode pour indiquer la grosseur des pores.

Toutefois, si le procédé de séparation en phasesest adopté, 1'

indication de la grosseur maximum des pores permettra une esti-

mation facile de la grosseur minimum des pores et de la répar-

tition de ceux-ciet la mesure est facilitée. Par conséquent, la définition de la grosseur des pores telle que décrite ci-dessus

est choisie dans la présente demande.

La grosseur des pores qui peut être pratiquement adop-

tée pour la séparation du plasma est d'environ 0,005 à 1,2 '.

Si la grosseur des pores est plus petite que la limite infé-

rieure, les composants protéiques dans le plasma traversent difficilement les pores. Si la grosseur des pores est supérieure à la limite supérieure, les constituants corpusculaires du sang fuient à travers les membranes. Selon la présente invention,

la grosseur d s pores est spécifiée de 0,1 à 0,8/i et de préfé-

rence de 0,2 à 0,6 u. C'est parce que la grosseur des pores a été établie dans cette gamme que la séparation des constituants corpusculaires du sang d'avec les constituants du plasma peut être effectuée d'une façon extrêmement efficace, que le libre passage des composants protéiques dans le plasma peut être obtenu, que la traversée des membranes par les constituants corpusculaires du sang est empêchée, et que la détérioration

des constituants corpusculaires du sang est pratiquement éliminée.

'%L'épaisseur de canal des canaux pour le sangtelsque

décritsci-dessus selon la présente invention, sera décrite rapi-

dement en se référant aux figures l(a)et 1b). La figure 1(a)montre

schématiquement une paire de blocs membranes plats rectangu-

laires. Le sang à traiterpour la séparation s'écoule entre ces deux blocs membranes à partir de la direction montrée par la flèche A. Ces deux blocs membrane délimitent entre eux un canal pour le sang et la largeur de l'espace entre eux est l'épaisseur de canal b. Autrement dit, la dimension du canal pour le sang dans la direction perpendiculaire à celle du courant sanguin et aux surfaces des blocs membranes est

l'épaisseur de canal.

La dimension du canal pour le sang suivant le sens du courant sanguin est la longueur de canalj. La dimension du canal pour le sang suivant la direction perpendiculaire à celle du courant sanguin et parallèle aux blocs membranes est

la largeur de canal a.

Les blocs membranes circulairesmontrés schématique-

ment sur la figure 1(b) sont construits de façon telle,que le sang introduit à partir' du trou central des blocs membranes coule à travers l'espace entre ces blocs membranes d'une façon radiale vers l'extérieur comme le montre la flèche A. Le canal pour le sang sur la figure 1(b) est l'espace entre les deux blocs membraneîet l'épaisseur de canal b 249v964 est l'espace entre les blocs membranescomme dans le cas de la figure 1(a). La longueur de canal Q est la longueur du bloc membrane dans le sens radialdepuis son pourtour intérieur à son pourtour extérieur. La largeur de canal a dans ce cas,bien que non montrée sur la figurepeut être donnée par l'équation suivante: a ai - a2 x N )iv (aI/a2) dans laquelle a est la longueur du pourtour extérieurdu bloc

membrane -

a2 est la longueur du pourtour intérieurdu bloc membrane

N est le nombre ce canaux pour le sang.

Bien que les figures l(a)et 1(b) montrent les exemples types de la forme des blocs membranes,ceux-ci peuvent avoir

d'autres formes. De plus, bien que la description ait été

faite en se référant à un canal pour le sang formé entre une paire de blocs membranes,la définition peut être appliquée d'une façon similaire au cas o l'un des blocs membrane est remplacé par la paroi d'une enveloppe ou par une autre plaque. "La surface efficace de membrane S qui sera décrite plus loin peut être obtenue d'après l'équation suivante S = a x.fi Le "débit sanguin" indique la quantité de sang qui coule à travers le canal pour le sang par unité de temps, par

exemple par seconde.

Quand le débit sanguin est représenté par QBy la vites-

se de cisaillement par i, et la perte de charge par PD, on obtient les relations suivantes j = 6QB/ab PD = 12 QBpL /ab3

dans lesquelles/i est la viscosité du sang.

Afin de diminuer la perte de charge qui est le facteur principal dans l'hémolyse et d'augmenter la vitesse de cisaillement pour une vitesse de filtration du plasma plus élevée, il a été trouvé efficace d'augmenter la largeur de canal a et de diminuer la longueur de canal Z et l'épaisseur de canal b par rapport à la largeur de canal a, en supposant que la surface efficace de la membrane et le débit sanguin restent

les memes.

Théoriquement, il est préférable que l'épaisseur de canal b satisfasse la relation 04b C150 (p). Toutefois, dans la pratique, il est préférable que l'épaisseur de canal b satisfasse la relation 50<b. 150 (u) à cause des erreurs dans la dimensionetla déformation et la distorsion des membranes et des supports pendant la fabrication. Il a été confirmé que la création de cheminement du sang se produit quand l'épaisseur

de canal b est inférieure à 50P.

Généralement, on peut fabriquer une membrane micro-

poreuse ayant une épaisseur allant de 50 à 300pu selon le procédé de séparation en phase& Si l'épaisseur est inférieure à 50 P, la résistance de la membrane est telletque la membrane ne peut pas résister à un usage réel. Si l'épaisseur dépasse 300 P, la répartition des pores devient faible, la perméabilité est diminuée et la variation dans les produits de la membrane

est importante. Ceci entraîne une membrane non utilisable.

Selon la présente invention, la membrane pour sépara-

tion de plasma a une épaisseur pelliculaire de 100 à 300,p, de

préférence 150 + 20f.

La porosité de la membrane microporeuse pour séparation de plasma selon la présente invention est de 70 à 90%. La porosité est donnée par la formule G - W/t x 100 (%)

- G

dans laquelle W est le poids en gramme de la membrane par unité de surface (cm) t est l'épaisseur en cm de la membrane G est le poids spécifique (g/cm 3) de la membrane

W/t est la densité apparente (g/cm).

Généralement, on peut fabriquer une membrane micro-

poreuse ayant une porosité de 40 à 90%. Quand la porosité dépasse 90%, la résistance de la membrane est diminuée de sorte que la membrane ne peut pas résister à un usage réel. Si la porosité est inférieure à 40%, des problèmes tels que le colmatage,se produisent, entraînant d'une façon similaire une

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membrane non utilisable.

Dans le séparateur de plasma selon la présente invention, une porosité plus élevée est préférable comme on l'a décrit ci-dessus. Toutefois, la tolérance est 80 + 10% en tenant compte du coût de fabrication de la membrane. La matière pour la membrane microporeuse doit être celle qui

permet la fabrication des membranes par le procédé de sépara-

tion en phases>et de préférence a une bonne adhésion et en

particulier peut être soudée à chaud. La matière n'est pas par-

ticulièrement limitée tant que cette condition est satisfaite.

Toutefois, les esters cellulosiquesitels que l'acétate de cel-

lulose, sont préférés parce qu'ils peuvent être soudés à chaud et ne provoquent pas la leucopénie quand le sang circule à

travers le séparateur.

La matière formant âme à recouvrir par la membrane est une toile de tamis ouverte ou un élément plat ayant une surface rugueuse; il est préférable d'avoir des cavités sur sa surface et à l'intérieur qui soient environ 10 à 2000 fois la grosseur maximum des pores de la membrane poreuse. Si la

matière formant âme est trop serrée, la résistance à l'écou-

lement augmente et interfère avec la filtration. Inversement, si la matière formant âme n'est pas assez dense, la membrane environnante ne peut pas être supportée pour être plate. Ceci forme un dessin à trois dimensions sur la surface de la membrane; une turbulence du courant sanguin et un dép8t de fibrine et de corpuscules du sang sur la membrane. Par conséquent, il faut

choisir une matière formant âme ayant une densité appropriée.

En effectuant le traitement de séparation en continu avec le séparateur de plasma de la présente invention, tandis que le sang est alimenté à partir du corps et que le sang

filtré est renvoyé dans le corps, le débit QB de l'alimenta-

tion du sang sortant du corps est compris entre 50 et 500 ml/ minute. Il a été découvert que des résultats préférables sont obtenus quand la perte de charge PD satisfait la relation 0 < PD Z0,4(bar) et que la vitesse de cisaillement y est comprise entre 100 et 1 000.5- quand le débit sanguin est

de 50 à 500 ml /minute.

2459v964 Un séparateur de plasma selon la présente invention est fabriqué en disposant dans une enveloppe sous la forme d'une seule couchecudemulticouches un bloc membrane ou des blocs membranesobtenus en recouvrant une matière formant âme avec une membrane microporeuse satisfaisant les conditions décrites ci-dessus. Une réalisation de la présente invention est proposée sous forme d'un séparateur de plasma dans la construction duquel'une plaque régulatrice d'écoulement ou un élément plat dit écarteur(désigné ainsi par la suite pour If abreger) est placé à une distance prédéterminée de chaque bloc membrane et parallèlement à eux pour délimiter un canal pour le sang entre chaque bloc membrane et l'écarteur correspondant. Dans le cas d'un séparateur de plasma dans lequel un certain nombre de blocs membranes sont empilés sous la forme multicouches, un écarteur est interposé entre

chaque paire de blocs membranes.

L'incorporation des écarteurs entraîne beaucoup d'avantages. Par exemple, l'épaisseur de canal de chaque canal pour le sang est rendue uniforme, le rendement de filtration est amélioré, la création de cheminement est empêchée et l'hémolysevers les endroits o le courant sanguin est ralenti

ou stoppé,est diminuée.

Quand le canal pour le sang est délimité entre une

paire de blocs membranes sans incorporer l'écarteur, l'épais-

seur de canal préféré est aussi étroite que 50 à 150,.&i En outre, puisque les surfaces des blocs membraneerespectifs sont rugueuses, le canal délimité entre les blocs membranes peut être encore rétrécis ou localement fermé, selon la façon dans laquelle les blocs membraness'opposant sont empilés. La circulation du sang s'arrête à cet endroit, conduisant au phénomène de cheminement, à l'hémolyse non désirée et à une

chute du rendement de la filtration.

Par conséquent, en incorporant un écarteur entre les

blocs membraneSs'opposant, ces difficultés peuvent être complè-

tement surmontées.

La matière pour l'écarteur est de préférence une résine synthétique rigide ou semi-rigide telle que polycarbonate,

polypropylène, polyester, méthacrylate de méthyle>ou styrène.

L'épaisseur de l'écarteur est de préférence 400,i à 5 mm, en particulier environ 500/1, compte tenu de l'équipement pour un séparateur de plasma plus petit. Ces écarteurs ont une forme sensiblement identique à celle des blocs membraneeafin d'avoir sensiblement les mêmes zones superficielles. On va décrire maintenant les dessins ci-annexés sur lesquels:

les figures 1(a) et 1(b) sont des schémas pour expli-

quer les diverses conditions pour le canal du sang; les figures 2, 3 et 4 sont des vues en coupe verticale de réalisations diverses du séparateur de plasma de la présente invention; la figure 5 est une vue en coupe suivant la ligne 5-5 de la figure 2; la figure 6 est une vue en coupe verticale partielle d'une variante de la réalisation montrée sur la figure 3; la figure 7 est une vue montrant la façon dont sont agencés les courants sanguins dans le canal pour le sang, et la construction à mailles de la matière formant âme tels que séparés dans les parties supérieure et inférieure; la figure 8 est une vue en coupe verticale agrandie montrant une autre variante de la réalisation indiquée sur la figure 3; la figure 9 est une vue schématique montrant un système qui incorpore le séparateur de plasma de la présente invention; la figure 10 est une vue en perspective éclatée du séparateur de plasma selon la présente invention dans des buts expérimentaux; la figure 11 est un graphique montrant la relation entre la vitesse de cisaillement et la perte de charge; et les figures 12 à 15 sont des graphiques montrant les résultats expérimentaux obtenus avec la présente invention et

ceux obtenus avec les exemples comparatifs de l'art antérieur.

Dans un séparateur de plasma selon la présente invention, montré sur la figure 2, un certain nombre de blocs membrane5ll en forme de disque sont empilés à l'intérieur d'une enveloppe cylindrique 10 délimitant un canal pour le sang 12

entre chaque paire de blocs membranes.

L'enveloppe 10 est formée par moulage par injection d'une résine dure telle que polycarbonate et d'une résine acrylique pour avoir,.par exempleun diamètre intérieur de 150 mm et un diamètre extérieur de 160 mm. L'enveloppe 10 a au centre de son fond une ouverture 13 pour l'entrée du sang communiquant avec un tube d'alimentation du sang et, vers une

partie décalée par rapport au centre de son fond, l'ouver-

ture 14 pour la sortie du filtrat communiquant avec un tube de décharge du plasma. Sur la paroi latérale de l'enveloppe 10 est formé une ouverture 15 pour la sortie du sang filtré à

laquelle est relié un tube pour les corpuscules sanguins.

A l'intérieur de l'enveloppe 10 sont empilés 10 à 30 blocs membranell pour obtenir une surface efficace de membrane de 3 000 à 10 000 cm. Une membrane microporeuse 16 du bloc

membrane 11 est fabriquée par le procédé de séparation en phases.

Une paire de ces membranes micro-poreuses recouvre les deux surfaces d'une matière 17 formant âme et les pourtours de ces membranes sont soudés à chaud pour recouvrir toute la surface

de la matière 17 formant âme.

Dans cette réalisation, la matière 17 formant âme est sous forme de toile de tamis.La matière formant âme comprend par exemple une toile de tamis ouverte ayant un diamètre de filament

de 100 à 6001uetlOà 100 mailles/2,54 cm. Le pas de la partie sail-

lante de la matière formant âme à mailles est de préférence à 400>tu et l'épaisseur de ladite matière est de préférence

à 1 200u.

Le trou 18 pour l'alimentation du sang communiquant avec l'ouverture 13 pour l'entrée du sang est formé au centre de chacun des blocs membranesll comme on peut le voir sur la figure 5. Un orifice 19 d'évacuation du filtrat;communiquant avec l'ouverture 14 pour la sortie du filtratest formé dans

chaque bloc membrane lldécalé par rapport au centre de celui-ci.

Des garnissages annulaires 20 sont fixés autour de

l'orifice 19 d'évacuation du filtrat de chaque bloc membrane 11.

Ces garnissages forment un canal 21 pour l'évacuation du plasma qui est séparé des canaux extérieurs pour le sang. Le canal 21

communique avec l'ouverture 14 pour la sortie du filtrat.

Le garnissage 20 est de préférence constitué par un caoutchouc de silicone ou un adhésif du type fusible avec une

épaisseur de 50 à lOOOpj.

L'ouverture supérieure de l'enveloppe 10 est fermée par un couvercle 22 constitué par la même matière que celle de l'enveloppe. Deux joints toriques 23 en contact avec la surface intérieure circonférentielle de l'enveloppe 10 sont montés autour de la surface extérieure circonférentielle du couvercle. Par ces joints toriques du couvercle 22 qu'on peut

faire glisser, l'enveloppe 10 est maintenue étanche à l'eau.

Chacun des joints toriques 23 est de préférence constitué par un caoutchouc de silicone ayant une dureté Shore A d'environ

à 50.

Dans un séparateur de plasma selon une autre réalisa-

tion de la présente invention montrée sur la figure 3, un grand nombre de blocs membranes1l ayant la même construction que dans la réalisation montrée sur la figure 2, sont empilés à l'intérieur d'une enveloppe cylindrique 10. Entre chaque paire de ces blocs membranescependant, est placé un écarteur 30 de forme plate à une certaine distance et parallèle à chaque bloc membrane. Chaque écarteur 30 avec les blocs membrane. ll supérieur et inférieur délimitent un canal uniforme 12 pour le sang. Comme dans le cas des blocs membranes, un orifice 31 pour l'alimentation du sang est formé au centre de chaque écarteur 30 et un orifice 32 pour l'évacuation du filtrat est

formé vers une partie décalée par rapport au centre de l'écar-

teur. L'orifice 32 d'évacuation du filtrat est placé dans le

canal 21 d'évacuation du plasma.

Puisque les autres parties de cette réalisation sont identiques à celles de la réalisation montrée sur la figure 2, les mêmes numéros repères sont utilisés pour désigner ces parties et il n'est pas nécessaire de les décrire plus en détail. Dans cette réalisation, du fait de la présence des écarteurs 30, les canaux 12 pour le sang,délimités par les blocs membranesles plus haut et les plus bas et par les blocs membranesintermédiairesse trouvent dans la même condition d'ambiance. Par conséquent, les canaux pour le sang sont uniformes, empêchant facilementle phénomène de cheminement indésirable. Un séparateur de plasma selon epcore une autre réalisation de la présente invention est montré sur la figure 4; il a une construction similaire à celle de la réalisation montrée sur la figure 3, sauf qu'un certain nombre de petites protubérances 33 sont formées intégralement avec les deux surfaces des écarteurs 30. Par conséquent, la surface extérieure de chaque écarteur est rugueuse. La formation de ces petites protubérances élimine la dilatation et la déformation des blocs membranesll dus au gonflement et fournit une épaisseur de canal uniforme. Puisque les autres parties de cette réalisation sont les mêmes que celles de la réalisation montrée sur la figure 2, on utilise les mêmes repères pour désigner ces parties et il

n'est pas nécessaire de les décrire plus en détail.

Dans les séparateurs de plasma des réalisations montrées sur les figures 2 à 4, la vitesse de cisaillement du courant sanguin à travers les canaux pour le sang est établie dans la gamme de 100 à 1000 s-. La vitesse de cisaillement a été établie dans cette gamme pour éliminer l'hémolyse et la diminution de la vitesse de filtration du plasma avec le temps,

fournissant ainsi une vitesse de filtration du plasma désirée.

Quand la vitesse de cisaillement est inférieure à 100 s-, une vitesse de filtration du plasma suffisante ne peut pas être obtenue et l'hémolyse tend à se produire. Quand la vitesse de cisaillement dépasse 1 000 s-, la diminution de la vitesse de filtration avec le temps est importante et la vitesse de filtration du plasma est à la limite,saturée. Donc, l'effet d'opérer à une vitesse de cisaillement plus grande est

perdu et le sang tend à se coaguler.

Quand la vitesse de cisaillement est comprise dans la

gamme définie ci-dessus, les valeurs préférées des autres condi-

tions sont trouvées être les suivantes: 50 à 150/i (épaisseur de canal), 50 à. 500 ml/min. (débit du sang), et 04< PD 40,4 bar

( perte de charge PD).

L'épaisseur de canal est de préférence petite afin de réaliser une bonne vitesse de filtration du plasma. Cependant, quand l'épaisseur du canal est trop petite, l'erreur devient

importante entraînant divers problèmes d'hémolyse dus au chemi-

nement, au colmatage du canal par suite de la coagulation, etc. Dans les trois réalisation décrites ci-dessus, la force de pression du couvercle 22 est réglée pour faire varier la perte de charge selon laquelle à son tour, l'épaisseur de canal est réglée. Quand le débit sanguin est plus grand, la vitesse de filtration du plasma augmente. Cependant, puisque la vitesse à laquelle le sang peut être prélevé du corps est limitée, le

débit sanguin est limite à la valeur donnée ci-dessus.

Qutand la perte de charge est plus élevée, la vitesse de filtration du plasma peut être rendue légèrement plus grande. Cependant, quand la perte de charge dépasse 0,4 bar,

il se produit une hémolyse excessive.

Dans la même condition de vitesse de cisaillement, une perte de chargé plus petite est préférable. Par conséquent une épaisseur de canal plus petite et une longueur de canal plus petite sont préférables.Par exemple, la longueur de canal est

de préférence au mieux dans la gamme de 4 à 10 cm.

Sur les figures 2 à 4, le canal 12 pour le sang est montré d'une façon agrandie pour plus de commodité. Dans le vrai dispositif, lesblocsmembrans Il et l'écarteur 30 sont placés si près l'un de l'autre que les blocs-membranegll adjacen sont presque en contact mutuel; l'écarteur 30 et les blocs

membranesll adjacents sont également presque en contact mutuel.

La figure 6 montre en partie le séparateur de plasma ayant la même construction que celui de la réalisation montrée

sur la figure 3. Dans ce séparateur de plasma, une paire de bloc.

membranes42, chaque bloc étant constitué par une matière 40 formant âme à maille intérieure,et une membrane microporeuse 41 enveloppant cette matière formant âme,prennenten sandwich un écarteur 43 et sont maintenues serréespar une enveloppe 44 à

partir des deux faces supérieure et inférieure.. Dans ce sépa-

rateur de plasma, chacun des canaux 45 pour le sang a ainsi une petite épaisseur de canal. Les protubérances 41a sur la surface extérieure de la membrane microporeuse 41 tendent à être pressée contre la surface faisant face de l'écarteur 43 ou contre la surface de la paroi de l'enveloppe. Toutefois, par suite de la présence de l'écarteur 43,dans chacun des canaux 45, des vides 41b sur la surface du bloc membrane, forment des espaces 46 avec la surface de l'écarteur ou avec la surface de la paroi de l'enveloppe. Puisque ces espaces sont continusicomme le montre la partie supérieure de la figure 7, le sang circule

lentement>)comme le montrent les flèchessans s'arrêter.

La figure 8 montre encore une autre réalisation du séparateur de plasma de la présente invention. Ce séparateur est du type qui comporte des écarteurs comme dans le cas de la réalisation montrée sur la figure 3. Comme sur les figures 2 à 4, le canal pour le sang est indiqué d'une façon agrandie sur la figure 8. Toutefois, la matière 51 formant âme de chaque bloc membrane 50 n'est pas du type à maille mais elle est dutype à plaque comportant une surface extérieure rugueuse; un certain nombre de protubérances 51a sont formées sur les. deux faces de la matière 51 formant âme. Cette matière 51 est recouverte par

une membrane microporeuse 62.

Une ouverture 53 pour l'entrée du sang est formée au centre supérieur d'une enveloppe cylindrique 52. L'ouverture

54 pour la sortie du sang est formée au voisinage de la péri-

phérie extérieure de l'enveloppe 52. Une ouverture 55 pour la sortie du filtrat pour l'évacuation du plasma est formée vers

une partie décalée par rapport au centre supérieur de l'envelop-

pe 52.

Les blocs membranes5O et les écarteurs 56 empilés dans l'enveloppe 52 sont de forme circulaire. Dand chacun de ces blocs membraneS50 et des écarteurs 56 est formé un orifice 57 pour l'alimentation du sang correspondant à l'ouverture 53 pour l'entrée du sang, et un orifice 58 pour l'évacuation du

filtrat correspondant à l'ouverture 55 pour la sortie du filtrat.

Les garnissages 59 sont placés pour séparer les orifices d'é-

vacuationides écarteurs etcdes blocs membranes délimitant ainsi un canal 60 d'évacuation du plasma communiquant avec l'ouverture

55 de sortie du filtrat.

La matière 51 formant âme en forme de plaque est constituée par une résine synthétique telle que polypropylène, polyester, Nylon ou polyéthylène. Le pas des protubérances 51a est de préférence d'environ 0, 2 à 2 mm1et la hauteur des protubérances

est de préférence 0,08 à 0,5 mm.

L'écarteur 56 est constitué par une résine synthé-

tique rigide ou semi-rigide telle que polycarbonate, poly-

propylène, polyester, méthylméthacrylate ou styrène. L'épais- seur de l'écarteur 56 est de préférence de 400,/ à 5 mmmais en particulier environ 500 Les canaux 61 pour le sang sont formés entre les blocs membranes 50 et les écarteurs 56 antagonistes et les

surfaces de parois de l'enveloppe 52.

La figure 9 montre schématiquement un système qui utilise un séparateur de plasma selon la présente invention, et qui prélève continuellement le sang d'un corps M et effectue

le traitement de séparation.

Le sang est alimenté depuis le corps M à un système par une ouverture 72 d'entrée du sang en passant par une ligne d'arrivée 71. Le système sépare les constituants du plasma d'avec les constituants corpusculaires du sang. Les constituants du plasma filtréssont évacués par une ouverture 74 de sortie du filtrat et sont envoyés vers un sac collecteur de plasma (non montré),par exemple. Le sang non filtré est fourni en traversant une ouverture 7; de sortie du sang à une ligne de sortie 75,

puis est additionné de fluide frais à partir d'une poche d'ali-

mentation 76 pour être renvoyé dans le corps M. Egalement, une partie du sang avec les constituants corpusculaires peut être dérivée de la ligne de sortie 75 vers une ligne dedérivation 77 puis est recyclée vers le système 70 par la ligne d'arrivée 71, afin d'augmenter le débit sanguin et la vitesse de filtration

du plasma.

Sur la figure 9, les repères 78 désignent un mano-

mètre;79 et 80 des pompes d'alimentation du sang;et 81, une poche d'alimentation d'un anticoagulant tel que l'héparine ou

l'ACD à la ligne d'arrivée 71.

Dans les diverses réalisations de la présente invention décritesci-dessus, le traitement de séparation du

plasma souhaitable est réalisé. Cet effet est obtenu en établis-

sant des valeurs particulières qui ont été décrites ci-dessus, l'épaisseur de canal et la grosseur des pores, la porosité et

*245 9964

l'épaisseur des membranes microporeuses fabriquées par le procédé de séparation en phases. Selon le séparateur de plasma de la présente invention, l'hémolyse et la coagulation se produisent rarement, la diminution de la vitesse de filtration avec le temps est petiteet une vitesse de filtrationdu plasma suffisante peut

9tre obtenue pendant le traitement de séparation.

Ces faits ont été confirmés par un séparateur de plas-

ma expérimental montré sur la vue éclatée de la figurelO.

Le séparateur de plasma expérimental de la figure 10 comporte une plaque supérieure 90 avec une ouverture 91 pour l'entrée du sang et une ouverture 92 pour la sortie du sang

filtré, une garniture 93, une membrane microporeuse 94, un sup-

port de membrane 95 et une plaque inférieure 96 avec une ouver-

ture 97 pour la sortie du plasma. Ces éléments rectangulaires sont

empilés d'une façon dense les uns sur les autres.

La présente invention est illustrée par les exemples

descriptifs et non limitatifs ci-après.

Exemple 1

Les perméabilités respectives de l'albumine et de la protéine totale est mesurée avec le séparateur montré sur la figure 10. Les résultats obtenus sont indiqués sous lesnos 1 à 4 dans le tableau 1, en même temps que les résultats obtenus

avec le numéro 5 qui est le séparateur de l'art antérieur.

Tableau 1

Perméabilité Matière de la Grosseur des Perméabilité pour la pirotéin membrane filtrante pores (su) pour l'albumine totale (%) (z) Présente No 1 Nitrocellulose 0,1 90,6 97,9 invention No 2 Nitrocellulose 0,2 88,0 95, 1 No 3 Nitrocellulose 0,45 92,4 97,9 No 4 Nitrocellulose 0,60 93,5 97,6 Art antérieur No' 5 Polycarbonate 0,60 89,4 94,7 No cm o' -4î y Dans cet exemple, l'épaisseur de canal est de 4001u,

le débit sanguin est de 30 ml/minute, la vitesse de cisaille-

ment est de 417 s-1, et la perte de charge est de 0,04 bar.

Le No 5 est un exemple de l'art antérieur dans lequel une membrane "marque NUCLEPORE"fabriquée par irradiation du poly- carbonate avec des neutrons est utilisée.Comme on peut le voir d'après les résultats obtenus, les membranes microporeuses de nitrocellulose des Nos 1 à 4 selon la présente invention montrent une perméabilité comparable à celle obtenue avec la

membrane de l'art antérieur.

Exemple 2

La variation de la perméabilité pour la protéine totale

est mesurée en utilisantla membrane du No 3 de l'exemple l.

Les résultats obtenus sont indiqués sur le graphique de la figure 12 en même temps que les résultats obtenus avec la membrane de l'art antérieur du No 5 de l'exemple 1. La courbe a1 montre les résultats selon la présente invention et la

courbe b montre les résultats obtenus selon l'art antérieur.

Avec la courbe a1, une diminution de 5% de la perméabilité est observée au bout de 60 minutes. Avec la courbe b, une baisse de 7% est observée au bout de la même durée. D'après ces résultats, on peut voir ainsi que la variation de la perméabilité avec le temps n'est pas très différente entre la présente invention et

l'art antérieur.

Dans cet exemple, l'épaisseur de canal était de 300/À, le débit sanguin est de 20 ml/minute, la vitesse de cisaillement

est de 493 s-4 et la perte de charge est de 0,006 bar.

Exemple 3

La vitesse de cisaillement et la vitesse de filtration du plasma sont mesuréesen utilisant la membrane microporeuse du No 3 de l'exemple 1, et les résultats obtenus sont indiqués par la courbe a2 sur la figure 13. Dans cet exemple, l'épaisseur de canal est de 100 à 500 i, le débit sanguin va de 10 à 100 ml/

minute et la perte de charge va de 0,001 à 0,1 bar.

Les résultats obtenus avec la membrane de l'art ailté-

rieur No 5 de l'exemple 1 sont montrés parla courbe b, sur la

figure 13.

D'après cette figure, on voit qu'on peut obtenir une meilleure vitesse de filtration du plasma en augmentant la vitesse de cisaillement avec la membrane microporeuse No 3 comparée à la membrane de l'art antérieur. Afind'obtenir une vitesse de filtration des plasma exigée (environO,01 ml/cm 2 minute), une vitesse de cisaillement supérieure à 100 s4 par unité de longueur du canal est nécessaire. Quand la vitesse de cisaillement dépasse 1 000 s-, la vitesse de filtration du plasma est saturée. Par conséquent, on voit que la gamme appropriée de la vitesse de cisaillement par unité de longueur du canal est de 100 à 1000 s'1

Exemple 4

La variation de la vitesse de filtration du plasma avec le temps par unité de surface de la membrane est mesurée en utilisant la membrane microporeuse No 3 de l'exemple 1. Les résultats obtenus sont indiqués par la courbe a3 sur la figure

14 et par la courbe a4 sur la figure 15.

Dans le cas de la courbe a3, l'épaisseur de canal est de 300)1, le débit sanguin est de 4 ml/minute (constant), la vitesse de cisaillement est d'environ 100 s-4 et la perte de charge est de 0, 05 à 0,19 bar. Avec cette courbe, une perte de % de la vitesse de filtration du plasma est observée au bout

de 60 minutes.

Dans le cas de la courbe a4, l'épaisseur de canal est de 300/1, le débit sanguin est d'environ 34 ml/minute pour

maintenir la perte de charge constante, la vitesse de cisail-

lement est de 833 si et la perte de la vitesse de filtration

du plasma est de 2,5 % au bout de 60 minutes.

Un exemple comparatif utilisant la membrane No 5 de l'art antérieur est montré par la courbe b3 sur la figure 14 et

la courbe b4 sur la figure 15.

Dansle cas de la courbe b3, l'épaisseur de canal est de 300 p, le débit sanguin est de 8 ml/min (constant), la vitesse de cisaillement est d'environ 200 s-, et la perte de charge est réglée dans la gamme de 0,06 à 0,34 bar pour maintenir le débit sanguin constant. Au bout de 60 minutes, une perte de 36% dans la vitesse de filtration du plasma est observée. Dans le cas de la courbe b4, l'épaisseur de canal est de 300p, le débit sanguin est maintenu à 34 ml/min pour

maintenir la perte de charge constante, la vitesse de cisail-

lement par unité de longueur du canal est de 833 s 4 et la perte de charge est de 0,1 bar (constante. Une perte de 40% de la vitesse de filtration du plasma est observée au bout de 60 minutes. D'après les figures 14 et 15, on voit qu'avec la membrane microporeuse No 3, la diminution de la vitesse de filtration du plasma en fonction du temps est petite sans tenir

compte si la vitesse de cisaillement est grande ou petite.

Contrairement à cela, avec la membrane n0 5, quand la vitesse de cisaillement par unité de longueur du canal est petite, la diminution de la vitesse de filtration du plasma avec le temps est petite. Toutefois, quand la vitesse de cisaillement est grande, la diminution dans la vitesse de filtration du plasma avec le temps est considérable. On peut conclure de cela que la membrane microporeuse satisfaisantles conditions variables selon la présente invention montre d'excellentes propriétés de filtration sans tenir compte d'une vitesse de cisaillement

petite ou grande. Par conséquent, quand la vitesse de cisaille-

ment est grande, une vitesse de filtration du plasma,stable, peut être obtenue sans une diminution importante avec le temps avec les membranes microporeuses de la présente invention,

contrairement aux membranes de l'art antérieur.

Exemple 5

La relation entre la perte de charge et la concentration en hémoglobine, est examinée afin de déterminer la perte de charge critique en supposant que l'hémolyse se produise quand la concentration en hémoglobine dépasse 50 mg/dl, avec les

résultats montrés sur le tableau 2. La limite supérieure auto-

risée de la concentration en hémoglobine est supposée être d'environ 100 mg/dl du point de vue médical. Mais la valeur de mg/dl mentionnée cidessus est utilisée comme valeur pratique

de sécurité.

Tableau 2

Vitesse de cisaillement (sût Perte de charge critique (bar)

0,15

500 0,25

1000 0,35

249Z964

Dans cet exemple, l'épaisseur de canal est de 400t

et le débit sanguin est de 7 à 70 ml/minute.

Les résultats sont indiqués sur le graphique de la figure 11. Par conséquent, on peut voir que la perte de charge PD est de préférence dans la gamme de 0<PD < 0,4 (bar). La zone hachurée PD1 est la gamme optimum pour la perte de charge

et la surface PD2 est la gamme permise.

Les résultats obtenus dans les exemples décrits ci-

dessus sont obtenus dans des expériences à plus petite échelle que le séparateur de plasma réellexprimés en terme de taille de membranesfiltrante, de débitssanguinset d'autres valeurs qui s'y rapportent. Toutefois, des effets similaires à ceux des expériences de laboratoire, sont obtenus quand l'échelle est

plus grande.

Dans un exemple d'expérience à petite échelle, la largeur de canal est représentée par a; l'épaisseur de canal

par b; la longueur de canal par X, et le débit sanguin par q.

Contrairement à cela, dans le module réel, le nombre de blocs membranesempilés est représenté par N; la largeur de canal par A; l'épaisseur de canal par B; la longueur de canal par L et le débit sanguin par Q. Donc, on obtient les relations suivantes A = a x N, B = b, L =, Q = q x N Dans l'exemple, la vitesse de cisaillement i = 6q/ab2 et la perte de charge p = 12q/ah3ab Par conséquent, on obtient:

2 2 2

= 6q/ab = 6Nq/aNb = 6Q/AB p = 12qk /ab = 12Nqu& /aNb = 12Qp. /AB3 Ces résultats finals obtenussont égaux à la vitesse de cisaillement et à la perte des charges du module réel à grande échelle.

Par conséquent, on peut voir que les résultats simi-

laires qui peuvent être obtenus avec l'exemple a. petite échelle

peuvent être obtenus avec le module réel à grande échelle.

Quand le séparateur de plasma satisfaisant les diverse conditions concernant les membranes électroporeuses et les canaux pour le sang tellesque confirmées par les exemples est utilise, une vitesse de filtration du plasma désirée peut être 24cSO964 obtenue continuellement sans produire d'hémolyse etsans soulever d'autres difficultés, l'opération peut être facile et le risque de contamination du sang est également petit. De plus, comme le montre les figures 2 à 4, le séparateur de plasma de la présente invention peut avoir une taille compacte et la vitesse de déchirement peut être facilement augmentée en diminuant l'épaisseur de canal. Même si la vitesse de déchirement est augmentée, la diminution de la vitesse de filtration du plasma avec le temps est petite. Par conséquent, il est facile d'établir la pression aussi petite que possible en augmentant la vitesse

de cisaillementet il est facile d'empêcher l'hémolyse.

Quand les écarteurs en forme de plaques sont intercalés entre les paires de blocs membrane opposés, l'arrêt de la circulation du sang est empêché et le cheminement non désiré ne se produit pas. Par conséquent, un rendement de filtration

plus élevé peut être obtenu et l'hémolyse peut être empêchée.

Le tableau 3 ci-après donne les exemples décrits ci-dessus satisfaisant les diverses exigences de la présente invention, utilisant la membrane microporeuse,et des exemples

comparatifs qui ne satisfont pas ces conditions. Ces expéri-

ences sont également conduites à petite échelle.

Tableau 3 -c_)

Membrane microporeuse Canal pour le sang Matière formant l'âme - Nombre Nombre Surface Largeur Longueurpaisseur Débit Nombre Dimètre ___r dans unerpi efficacde dde canalde canal de canal sanguin maillesnt la membrane air i D 2 i 3 1 4 il L_2 Acétate de cellulose 0,45ju Z o 2.0 S (cm2) a(cm) * 800 I L. (cm) 3t 67 3X67 7 34 3f5 1 0 QB (ml/min) pouce (2.54 cm 1 I r40 4-t0 7C "(0 P' 2. CV 2ro 2z0-0

L_ _ _ _. _ _ _ _ 5

"4t' no os "D 0% c,

Exemple

de la présente inventic I I i

Tableau 3 -(.)

Membrane microporeuse Canal pour le sang Matière formant 1 1 * em Nombre cobei LUÀ Nombre Surface Epaisseur Débit. Nombre1 me Matière dans une efficaceLargeur Longueur dcanal sanguin de mail-Diamètre p i 1 ede lan ade canal de cancane les parcaafagunent pl membranele ufamn 1

Exemples de

la présente invention O c4 Acetate

de cellu-

lose 0,45/u 2o 2 0 4o 2Jo ZMx 2o S (cm 2) 2800. a (cm) (cm) 3t5 31 5 7 t 5 7,5 l75 7r5 7,5 71 7 1T7 1.7 7,0 b pu) QB (me/min) pouce (2,54cm) z7 o 7 o 7o 7 C ?z a V 2 Or. 2 et 2 c- 2 C.C %O -4' 0% o cm Vc 2 or 4-0 Membrane microporeuse

Tableau 3 -(3)

Canal pour le sang Matière formant l'âme T, I, ,fI I 1.. I Matière Nombre dans une pile Surface efficace de la rçv orn Largeur de canal Longueur le canal Epaisseur de canal Débit sanguii Nombre

de mail-

les par

- 1 -4._ _ _ _ _ _ _ _ _ _ _ _ _ _ _ _iiiiii u a it e4. i t 1.

Ac6tate de cellulose 0,45 u Zt 2o -0 2i-o 4.0 Go 4O 4z0 4-u S (cm2) a (cm) (cm) b (p)

I I I. I__ _I

3 5 3,5 3t5 7 0 7t0 7Â0 7î0 QR (ml/min) r O. C o' M

Exemples

comparatif rN N. Diamètre du filamen; P 2.o 2 o0- 2 0" 2O '0 2C', 2cç z cO zcv c t V r CI 2 Co 7co (2,54cm)

- t.. -

F O %70 <0 t7o rro "(o e70 1 O (O

------------- t.-

I I - - t Tableau 3 -'(4)

Vitesse de fil Vitesse de varia-

Vitesse Pertes de Vitesse deRendementtration du itesse de varia-

Pertes de!tration du tio ela oncen

de charge filtration de ption de ho-

cisaillemet charge critiquespour du plasma filtration plasma paruni tration en hémo-

_cisaillemecharg mode surface de globine libre par h i Ila membranehémolyse (s-)' PD (bar) PD (bar) QF(ml/min)i E(%) tQF/S(ml/m2)AHb (mg/dl) Exemples1 i1 0 3 2 j18 6 ' 23 4 de la présente2 222 0 065 j 31 17 S 18i2 invention

3 445

3 4 4 5 0 01130 Oit 53 41 6 4 297 0 057 39 z2 7, 20,3 396 0077 I o,2249 24 86 6 111 0 032 oI o536 1i j00 1c8 11(2 7 222 0 0 065 00l8 62 (o6 360

8 334 01097 '.O 86 7) 71 4218

9 445 0 130 0 107 44g [3, 56 4

250 0 096 0 20 28.0 93[3 10010 4112

il 500 01190 0 25 53.4 89f0 190 7 43t1

12195 0,050 0;18 26.5 44 2 94 6 31,0

0% (r o ox

_______ T.

Vitesse de e :isaillemen Pertes de charge Pertes de charge critiquespour hémolyse Vitesse de filtration du plasma Rendement de filtration Vitesse de fil tration du plasma par

- Vitesse de varia-

tion de la concen-

tration en hémoglo-

unité de surface bine libre par de la membrane hémolyse 4 - 44 4 T -_ i 11i PD (bar) 0.010 Oro28 O0l90 0î187 0j028 0%058 Qi 142.9 0,382 0,374 PD*(bar) QF(ml/min) E (%) 37% 9 14 12 12 12 86 r7 , 8 24r5 31T1 33 8 QF/S(ml/m2)

- - -__1 à -I _ _ _ _ _ _ _ _ú_ _ _ _ -

0,23 0,15 0j23 0 35 Or35 17t0 29 3 26%0 58 7 93}5 74)7 94 18 81;0 104%6 154 r 8 104 8

282 11

3 A Hb (mg/dl) 33 2 9%4 48 12 43 2 l3i6 61,2 102)2 0% 0%

Exemples,!

de la présente invention ! cq C'4 m, i,, I , TITO 1 sa.n 3 -M5

Tableau 3 -(I

Pertes de charge critiques pou hémolyse Vitesse de filtration du plasma Rendement de filtration

Vitesse de fil-

tration du plasma par unité de surfa( de la membrane 1-----1 m i i i PD: (bar) 0 54 0%09 0 14 0 25

0 113

0,14 QF(ml /min) E (%) QF/S(ml/m 2)

Vitesse de varia-

tion de la con-

centration en hémo-

e globine libre par hémolyse ú1b (mg/dl) 1%6 4 2 4}4 13 2 2)2 4y1 8 9 4 26,4 }3 %2 4%1 2î3 6X4 7 3 3 4 3.173 14 8 11,0 '7 13%2 7 271 5 3 9 7 1 9 '2 27X5 47,1

1651 2

273%1 328î2 57ill 91h9 319 2 6%6 21,0 0% 0% c'.

Exemples

compara-

tifs o Vitesse de

cisaille-

ment y (S-1) (5) Pertes de charge PD (bar) 0,444 0t889 1î333 0%001

11 500

oo1 oi3

0 1003

07 1006

0f012 1i - l l - l i i o Note On suppose que la concentration &Hb ne dépasse pas la valeur critique de 4. 100 à 150 mg/dl,de préférence 50 mg/dl. La perte de charge PD est la valeur

quand la concentration 4Hb ne dépasse pas 50 mg/dl.

c,. Dans le tableau 3, le rendement de filtration (E) représente le rapport de la quantité de plasma qui est filtré au plasma total par unité de volume du sang. Donc, le rendement de filtration peut être exprimé par l'égalité E = x 100 (%)

dans laquelle PYI:quantité de plasma par unité de volume du sang.

Comme on peut le voir d'après le tableau 3.avec un grand nombre d'exemples comparatifs, la vitesse de cisaillement dépasse la limite permise de 1 000 si quand l'épaisseur de canal est de 501. Avec ces exemples comparatifs, l'hémolyse du

sang se produit fréquemment, la perte de charge augmente consi-

dérablement et la concentration en hémoglobine provenant de

l'hémolyse augmente également.

Dans les exemples, les meilleurs résultats sont obtenus avec une vitesse de cisaillement inférieure à 500 s--t Comme on peut le voir d'après les exemples comparatifs,

si l'épaisseur de canal dépasse 150,p, le rendement de filtra-

tion ou la vitesse de filtration du plasma par unité de surface de la membrane est faible, fournissant un séparateur de plasma

totalement inutilisable compte tenu de l'aspect économique.

La raison pour laquelle la limite supérieure de la perte de charge est établie à 0,4 bar selon la présente invention, peut être comprise d'après les valeurs de la perte de charge des exemples n0 23 et 24 et de l'exemple comparatif no I du tableau 3.

Claims (15)

REVENDICATIONS

1. Séparateur de plasma, caractérisé par le fait qu'il comprend une enveloppe (10) ayant une ouverture d'entrée (13) pour le sang, une ouverture de sortie (14) pour le filtrat pour l'évacuation du plasma filtré, et une ouverture de sortie pour le sang (15), et au moins un bloc membrane (11) agissant comme moyen filtrant, placé dans l'enveloppe (10), ledit bloc membrane comprenant une membrane filtrante (16) et une matière (17) servant d'âme superposées l'une sur l'autre de façon telle, que la matière (17) servant d'âme est entourée par la membrane filtrante (16) dans lequel le sang introduit par

l'ouverture d'entrée du sang (13) de l'enveloppe peut circuler conti-

nuellement pour la séparation du plasma en passant par un canal plat (12) pour le sang formé dans l'enveloppe et ayant une épaisseur de canal (b) constante, ladite membrane filtrante (16) dudit bloc membrane comprenant une membrane microporeuse préparée par le procédé de séparation en phases et ayant une grosseur de pore de 0,1 à 0,8"U, et ladite épaisseur de canal (b) dudit canal (12) pour le sang

étant comprise entre 50 et 150".

2. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite grosseur de pore de ladite membrane microporeuse

(16) va de 0,2 à 0,6 y.

3. Séparateur de plasma selon les revendications 1 ou 2,

caractérisé par le fait que ladite membrane microporeuse (16) a une

épaisseur de 100 à 300À.

4. Séparateur de plasma selon la revendication 3, caractérisé

par le fait que ladite épaisseur est de 150 + 20".

5. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite membrane microporeuse (16) a une porosité de

70 à 90%

6. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite membrane microporeuse (16) est faite d'un ester cellulosique.

7. Séparateur de plasma selon la revendication 6, caractérisé par le fait que ladite membrane ihicroporeuse (16) est faite d'acétate

de cellulose.

8. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait que la perte de charge PD satisfait la relation O<PD 10,4 bar et que la vitesse de cisaillement Y est comprise entre 100 et 1000

s 1 quand le débit sanguin est compris entre 50 et 500 ml/minute.

9. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite matière (17) servant d'âme comprend une toile de tamis ouverte ayant un diamètre de filament de 100 à 600>.À et un

nombre de mailles de 10 à 100/2,54 cm.

10. Séparateur de plasma selon la revendication 9, caractérisé par le fait que ladite matière (17) servant d'âme a un pas de 100 à

400"U de la partie saillante et une épaisseur de 200 à 1200)p.

11. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ladite matière (51) servant d'âme comprend un élément

en forme de plaque ayant une surface extérieure rugueuse.

12. Séparateur de plasma selon la revendication 1, caractérisé par le fait qu'une pluralité desdits blocs membranes (11) sont empilés à l'intérieur de ladite enveloppe (10) à une distance prédéterminée entre chaque paire de blocs membranes adjacents, délimitant un canal

(12) pour le sang entre chaque paire desdits blocs membranes adjacents.

13. Séparateur de plasma selon la revendication 12, caractérisé par le fait qu'un écarteur (30) en forme de plaque est intercalé entre chaque paire desdits blocs membranes (11) adjacents à une certaine distance desdits blocs adjacents et parallèlement à eux, délimitant un canal (12) pour le sang entre la surface dudit écarteur (30) et

la surface du bloc membrane (11) faisant face audit écarteur.

14. Séparateur de plasma selon l'une quelconque des revendica-

tions 10 et 13, caractérisé par le fait que ledit écarteur (30) a une

surface plate.

15. Séparateur de plasma selon la revendication 13, caractérisé

par le fait que ledit écarteur (30) a une surface rugueuse.