FR2563443A1 - Procede et dispositif de separation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application a la plasmapherese - Google Patents
Procede et dispositif de separation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application a la plasmapherese Download PDFInfo
- Publication number
- FR2563443A1 FR2563443A1 FR8406722A FR8406722A FR2563443A1 FR 2563443 A1 FR2563443 A1 FR 2563443A1 FR 8406722 A FR8406722 A FR 8406722A FR 8406722 A FR8406722 A FR 8406722A FR 2563443 A1 FR2563443 A1 FR 2563443A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- filter
- flow
- filtration
- constant
- solution
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D65/00—Accessories or auxiliary operations, in general, for separation processes or apparatus using semi-permeable membranes
- B01D65/08—Prevention of membrane fouling or of concentration polarisation
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D2321/00—Details relating to membrane cleaning, regeneration, sterilization or to the prevention of fouling
- B01D2321/20—By influencing the flow
- B01D2321/2066—Pulsated flow
-
- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D2321/00—Details relating to membrane cleaning, regeneration, sterilization or to the prevention of fouling
- B01D2321/20—By influencing the flow
- B01D2321/2083—By reversing the flow
Landscapes
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Abstract
LA PRESENTE INVENTION CONCERNE UN PROCEDE ET UN DISPOSITIF DE SEPARATION DE SUBSTANCES EN SOLUTION OU EN SUSPENSION PAR ULTRAFILTRATION. LE PROCEDE DE L'INVENTION CONSISTE A FILTRER LA SOLUTION OU LA SUSPENSION AU TRAVERS D'UN FILTRE MICROPOREUX ALIMENTE PAR UN DEBIT PULSE AYANT UNE COMPOSANTE NEGATIVE, LA PRESSION DE SORTIE DU FILTRE ETANT MAINTENUE CONSTANTE ET POSITIVE. APPLICATION A LA PLASMAPHERESE DE DON ET A LA PLASMAPHERESE THERAPEUTIQUE.
Description
Procédé et dispositif de séparation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application à la plasmaphéràse.
La présente invention concerne un procédé et un dispositif de séparation par ultrafiltration à travers une membrane de substances en solution ou en suspension, par exemple de protéines en solution ou de particules en suspension ; ce procédé convient notamment à la séparation du plasma des éléments figurés du sang.
r > La séparation du plasma à partir du sang, par filtration tangentielle au travers d'une membrane microporeuse dont le diamètre des pores est compris entre 0,3 et 0,6y > ,m, généralement égal à 0,5 e m, fournit un plasma de très bonne qualité contenant toutes les protéines du sang à l'exception des éléments figurés (plaquettes et globules rouges). Par contre, la séparation du plasma par centrifugation ne permet pas d'obtenir un plasma d'aussi bonne qualité.
Actuellement on utilise pour la séparation du plasma soit des filtres constitués de membranes planes, soit des filtres à fibres creuses, qui possèdent des surfaces membranaires de 0,12 à 0,6 m2. Les fibres creuses de ces filtres sont principalement des fibres en polypropylène (commercialisées par ENKA Ag.) de 320 à 330 e m de diamètre intérieur (pores de 0,5 ICGm). On utilise également des fibres creuses en acétate de cellulose (ASAHI), ou des membranes planes en un dérivé de chlorure de polyvinyle (COBE) ou en polyacrylonitrile (RHONE-POULENC).
La plasmaphérèse est un procédé qui permet d'obtenir du plasma d'un donneur de sang en prélevant le sang, en le filtrant pour séparer le plasma des éléments figurés et en réinjectant au donneur les globules rouges et plaquettes. La réglementation actuellement en vigueur en matière de plasmaphérèse interdit le prélèvement d'une quantité de plasma-supérieure à 600 ml.
L'obtention d'une telle quantité de plasma avec les filtres classiques alimentés par des débits sanguins constants exige l'immobilisation du donneur pendant environ une heure. D'autre part, les filtres classiques sont onéreux. Il en résulte que le coût d'obtention d'un plasma de très bonne qualité est élevé. On a maintenant trouvé un procédé de séparation du plasma qui permet, d'une part, de réduire le temps d'immobilisation du donneur et, d'autre part, d'utiliser des filtres moins onéreux.
Le procédé de séparation de substances en solution ou en suspension selon l'invention consiste à filtrer la solution ou la suspension au travers d'un filtre microporeux alimenté par un débit pulsé ayant une composante négative, la pression de sortie du filtre étant maintenue constante et positive.
Le procédé de l'invention peut être utilisé avec n'importe quel filtre microporeux classique approprié pour la séparation de protéines en solution. En particulier, on peut aussi bien utiliser pour la plasmaphérèse les filtres à membranes planes que les filtres à fibres creuses déjà utilisés dans ce domaine.
On peut également mettre en oeuvre le procédé avec des filtres ayant un nombre réduit de fibres creuses ou des filtres ayant une surface membranaire inférieure à 600 cm2.
Avantageusement, la composante négative du débit pulsé est de 2 à 6 fois le débit moyen à l'entrée du filtre,
de préférence de - 3 à 4 fois le débit moyen et la pression à la
sortie du filtre est maintenue constante à une valeur supérieure à
2,5 k Pa de préférence comprise entre enviroi-2s5 kpa et 8 loea
Le débit de filtration du plasma à l'aide d'un
filtre à fibres creuses est, lorsque le débit sanguin est constant, proportionnel à # γw0,75 ou Yw désigne le taux de cisaillement à la
w w
paroi dans les fibres γw = 32 d3
QB = débit sanguin total
N = nombre de fibres
d = diamètre intérieur des fibres.
de préférence de - 3 à 4 fois le débit moyen et la pression à la
sortie du filtre est maintenue constante à une valeur supérieure à
2,5 k Pa de préférence comprise entre enviroi-2s5 kpa et 8 loea
Le débit de filtration du plasma à l'aide d'un
filtre à fibres creuses est, lorsque le débit sanguin est constant, proportionnel à # γw0,75 ou Yw désigne le taux de cisaillement à la
w w
paroi dans les fibres γw = 32 d3
QB = débit sanguin total
N = nombre de fibres
d = diamètre intérieur des fibres.
On a trouvé qu'avec un débit pulsé à composante négative, on peut pour le même débit moyen QB, , imposé par le débit veineux du donneur ou du patient, majorer la moyenne de la valeur absolue du débit IQBI et doncl\dwl , ce qui permet d'augmenter le débit de filtration du plasma. Il est essentiel que le débit pulsé possède une composante négative. En effet, des essais ont montré que Si le débit reste toujours positif, tout en étant pulsé, | IQBI = QB on n'obtint aucune amélioration par rapport à une filtration de plasma dans les mêmes conditions mais à débit constant.
Le débit pulsé à composante négative peut être obtenu par un système quelconque, par exemple par écrasement intermittent du tuyau souple d'alimentation du filtre par un système pneumatique ou par un système à plaque, la composante continue du débit étant fournie par une pompe classique, par exemple par une pompe péristaltique.
On peut également obtenir un débit pulsé en branchant en parallèle une pompe comportant un piston animé d'un mouvement de va-et-vient dans un cylindre.
On décrira ci-après plus en détail le procédé de l'invention en référence à la figure 1 sur laquelle on a représenté schématiquement un exemple d'installation de filtration adaptée pour la mise en oeuvre du procédé.
Cette installation ou dispositif de filtration comprend un filtre 1 (à membrane plane ou à fibres creuses), alimenté par un tuyau d'alimentation 2, dont une section 3 est situé entre deux plaques parallèles 4 et 5.
L'une des plaques (plaque 4) est fixe et l'autre (plaque 5) se déplace parallèlement à celle-ci d'un mouvement alternatif à l'aide d'une bielle montée sur un disque tournant.
Ce système de plaques est un exemple de pompe alternative permettant d'obtenir un débit pulsé. La pompe alternative 6 est reliée à une pompe à débit constant 7, par exemple une pompe péristaltique, de type à galets. Il est préférable d'interposer entre les deux pompes 6 et 7 un récipient fermé 8 qui communique d'une part avec la pompe à débit constant 7 et d'autre part avec la pompe alternative 6.
Ce récipient fermé 8 contient en permanence une certaine quantité de la solution à filtrer surmontée par un volume d'air ; ce réservoir supprime les surpressions importantes dues à la pompe à débit constant 7.
La pompe 6 fonctionne par écrasement intermittent du tuyau souple contenant le sang entre deux plaques parallèles ayant par exemple une longueur de 15 cm. La plaque 5 se déplace parallèlement à la plaque 4 d'un mouvement alternatif à l'aide d'une bielle montée sur un disque tournant 9. La composante continue du débit est fournie par la pompe péristaît que 7 dont le moteur peut également entraîner la plaque mobile 5 fournissant les pulsations. Ce dispositif fournit une onde de débit qui comporte typiquement une pointe négative de -300 ml/min et une pointe positive de + 300 mljmin pour une moyenne sur un cycle de 100 ml/min avec un volume déplace de 1,7 ml et une fréquence de 2 Hz.
On a trouvé que la moyenne sur un cycle de la valeur absolue de la contrainte de cisaillement est environ 75 % plus élevé que pour un débit constant de 100 ml/min. Le déplacement volumique du tuyau écrasé est avantageusement d'au moins 1,5 ml et la fréquence de la pompe 6 est de préférence comprise entre 1 et 4 Hz.
La pression constante et positive à la sortie
du filtre est obtenue à l'aide d'un réservoir à niveau constant
(non représenté). Dans ce cas, l'onde de pression à l'entrée du
filtre varie au cours du cycle comme l'onde de débit. Cette pression
d'entrée peut même devenir négative au cours du cycle.
du filtre est obtenue à l'aide d'un réservoir à niveau constant
(non représenté). Dans ce cas, l'onde de pression à l'entrée du
filtre varie au cours du cycle comme l'onde de débit. Cette pression
d'entrée peut même devenir négative au cours du cycle.
Sur la figure 2 on a représente la forme de
l'onde de débit d'alimentation du filtre obtenue selon le procédé
de l'invention.Cette forme montre que le débit passe par zéro quand
le tuyau est écrasé (point mort bas) et devient négatif quand la
plaque 5 remonte à cause de l'aspiration puis le débit atteint
un pic positif.
l'onde de débit d'alimentation du filtre obtenue selon le procédé
de l'invention.Cette forme montre que le débit passe par zéro quand
le tuyau est écrasé (point mort bas) et devient négatif quand la
plaque 5 remonte à cause de l'aspiration puis le débit atteint
un pic positif.
Le procédé selon l'invention permet d'augmenter d'au moins 20 % le débit de filtration par rapport à celui obtenu avec un débit d'alimentation constant de même valeur moyenne. On a également observé, en passant rapidement d'un débit constant à un débit pulsé, des augmentations du débit de filtration instantané atteignant 100 %.
L'augmentation de la filtration en plasmaphérèse par un débit pulsé à déjà été observée par GALLETTI et al.(TRANS
Am. Soc. Artif. Intern. Organs 1983 p. 279). Cependant, il faut noter que le débit de filtration,obtenu dans des conditions différentes de celles de l'invention,reste très faible (1,5 ml/min en débit pulsé à 1,5 Hz, contre 0,7 ml/min en débit constant) pour un débit moyen de 100 ml/min. L'augmentation relative de la filtration selon
GALLETTI est très grande mais les débit, absolus restent très faibles et donc de peu d'importance pratique. Aucune information n'est donnée sur l'onde de pulsation utilisée.
Am. Soc. Artif. Intern. Organs 1983 p. 279). Cependant, il faut noter que le débit de filtration,obtenu dans des conditions différentes de celles de l'invention,reste très faible (1,5 ml/min en débit pulsé à 1,5 Hz, contre 0,7 ml/min en débit constant) pour un débit moyen de 100 ml/min. L'augmentation relative de la filtration selon
GALLETTI est très grande mais les débit, absolus restent très faibles et donc de peu d'importance pratique. Aucune information n'est donnée sur l'onde de pulsation utilisée.
Les enseignements de GALLETTI ne permettaient pas de prévoir qu'un débit pulsé avec composante négative procureraient une amélioration de la filtration aussi bien avec des filtres. à membranes planes que des filtres à fibres creuses, même aux débits de filtration très élevés, de l'ordre de 30 % du débit sanguin, étant donné les comportements particuliers des constituants du sang sous des contraintes différentes, dues notamment à la polarisation de concentration des globules rouges et des plaquettes.
Comme on l'a indiqué précédemment le procédé de l'invention peut être mis en oeuvre avec des filtres classiques à membranes planes ou des filtres à fibres creuses ayant une surface quelconque. Mail il présente un intérêt tout particulier pour les filtres à petite surface car il permet d'augmenter leurs performances de filtration.
Jusqu'à présent, il était généralement admis que l'hémolyse apparaissait lorsque la pression transmembranaire moyenne dépassait un certain seuil fonction du type de membrane et notamment du diamètre des pores. Ce seuil est d'autant plus élevé que les pores sont petits. Il se situe généralement entre 100 et 200 mm Hg.
On a maintenant trouvé que lorsqu'on diminue le nombre de fibres, à débit sanguin constant, on observe d'abord une augmentation de l'hémolyse (mesurée par la densité optique du plasma), due au fait que le débit unitaire par fibre augmente, on augmente la perte de charge et donc la pression transmembranaire. On a trouvé que cette tendance s'inverse en-dessous d'un certain nombre de fibres car l'augmentation du taux de cisaillement Yw compense l'augmentation de pression transmembranaire. Par exemple, on a trouve qu'un filtre de 50 fibres était moins hémolysant qu'un filtre de 122 fibres jusqu'à des débits de 100 ml/min. A débit unitaire par fibre égal, un filtre plus long produira plus d'hémolyse qu'un filtre court car sa perte de charge est plus élevée.
Aux fins de l'invention, on peut donc utiliser des filtres à fibres creuses ayant un nombre de fibres inférieur à 800, de préférence compris entre 100 et 400 fibres dont le diamètre intérieur est compris entre 250 et 350 ss et la longueur est d'environ 15 cm. Ces filtres fournissent avec le procédé de l'invention un débit de filtration suffisant sans entraîner d'hémolyse.
A titre d'exemple, on notera qu'un module de 200 fibres de 330 de diamètre et de 15 cm de longueur environ, qui fournit un taux -1 de cisaillement de 1900 sec 1 pour un débit sanguin de 80 ml/min, convient particulièrement bien' ; un tel module présente une surface de 311 cm2.
L'invention va être maintenant décrite plus en détail par les exemples illustratifs ci-après.
Exemple 1;
On a effectué la séparation de plasma à
partir de sang de boeuf ayant un taux d'hématocrite de 43 % selon
le procédé de l'invention dans les conditions ci-après en utilisant
le dispositif représenté sur la figure 1 :
- débit constant de la pompe 7 : 100 ml/min
- fréquence de la pompe 6 : 2 Hz
- déplacement volumique de la
pompe 6 : 1,7 ml
- pression de sortie du filtre : 5,32 kpa
Cet essai a été réalisé avec un filtre à fibres creuses CPS-10
commercialisé par la Société TRAVENOL ayant une surface membranaire
de 1700 cm2.
On a effectué la séparation de plasma à
partir de sang de boeuf ayant un taux d'hématocrite de 43 % selon
le procédé de l'invention dans les conditions ci-après en utilisant
le dispositif représenté sur la figure 1 :
- débit constant de la pompe 7 : 100 ml/min
- fréquence de la pompe 6 : 2 Hz
- déplacement volumique de la
pompe 6 : 1,7 ml
- pression de sortie du filtre : 5,32 kpa
Cet essai a été réalisé avec un filtre à fibres creuses CPS-10
commercialisé par la Société TRAVENOL ayant une surface membranaire
de 1700 cm2.
On a mesuré le volume de plasma recueilli en
fonction du temps. Les résultats obtenus sont indiqués sur la
courbe A de la figure 3. Cette courbe représente le volume de
plasma recueilli (ordonnées : volume en millilitres) en fonction du
temps (abscisses : temps en minutes).
fonction du temps. Les résultats obtenus sont indiqués sur la
courbe A de la figure 3. Cette courbe représente le volume de
plasma recueilli (ordonnées : volume en millilitres) en fonction du
temps (abscisses : temps en minutes).
A titre de comparaison on a répété cet essai dans des conditions identiques à l'exception du débit d'alimentation du filtre qui a été maintenu constant et égal à 100 ml/min.
Les résultats obtenus sont représentés sur la figure 3 par la courbe (B). En comparant ces deux courbes on constate que le temps nécessaire pour recueillir 600 ml de plasma avec un sang de 43 % d'hématocrite passe de 25 minutes (à débit constant de 100 ml/min) à 18 minutes (à débit pulsé). On a noté que le rendement de filtration peut dépasser 40 % en début de filtration.
Exemple 2
On a effectué la séparation de plasma à partir de sang de boeuf ayant un taux d'hématocrite de 38 % dans les mêmes conditions qu'à l'exemple 1, mais en utilisant un filtre à membrane plane en polyacrylonitrile ayant une surface de 600 cm2
Les résultats obtenus sont représentés sur la figure 4
courbe A : débit pulse (déplacemént#volumique : 1,7 ml)
t fréquence 2 Hz )
courbe B : débit constant
Ces résultats montrent qu'avec ce filtre on peut recueillir selon l'invention 400 ml de plasma en moins de trente minutes alors qu'à débit constant de 100 ml/min le même volume de plasma est recueilli en 37 minutes.
On a effectué la séparation de plasma à partir de sang de boeuf ayant un taux d'hématocrite de 38 % dans les mêmes conditions qu'à l'exemple 1, mais en utilisant un filtre à membrane plane en polyacrylonitrile ayant une surface de 600 cm2
Les résultats obtenus sont représentés sur la figure 4
courbe A : débit pulse (déplacemént#volumique : 1,7 ml)
t fréquence 2 Hz )
courbe B : débit constant
Ces résultats montrent qu'avec ce filtre on peut recueillir selon l'invention 400 ml de plasma en moins de trente minutes alors qu'à débit constant de 100 ml/min le même volume de plasma est recueilli en 37 minutes.
On a effectué le même essai en augmentant le volume déplacé à 3 ml ; le temps nécessaire pour recueillir 400 ml de plasma au même débit sanguin était alors inférieur à 26 minutes.
Exemple 3
On a effectué la séparation de plasma à partir
de sang de porc de 45 % d'hématocrite avec un filtre à fibres
creuses CPS-10 pendant 11 Minutes à débit constant à 60 ml/min,
puis à débit pulsé de même valeur moyenne avec un déplacement volùmique de 1,7 ml et une fréquence de 2 Hz.
On a effectué la séparation de plasma à partir
de sang de porc de 45 % d'hématocrite avec un filtre à fibres
creuses CPS-10 pendant 11 Minutes à débit constant à 60 ml/min,
puis à débit pulsé de même valeur moyenne avec un déplacement volùmique de 1,7 ml et une fréquence de 2 Hz.
On a mesuré le débit de filtration QF obtenu en
fonction du temps T. Ces résultats sont reportés sur la figure 5
qui représente la courbe du débit de filtration QF en ml/min
(ordonnées) en fonction du temps T en minutes (abscisses).
fonction du temps T. Ces résultats sont reportés sur la figure 5
qui représente la courbe du débit de filtration QF en ml/min
(ordonnées) en fonction du temps T en minutes (abscisses).
On note une augmentation instantanée du débit de filtration de 95 % lorsque l'on passe du débit constant au débit pulsé.
Exemple 4
Dans cet exemple on a également comparé l'augmentation du débit de filtration en passant d'un débit constant à un débit pulsé et inversement la diminution du débit de filtration en passant d'un débit pulsé à un débit constant.
Dans cet exemple on a également comparé l'augmentation du débit de filtration en passant d'un débit constant à un débit pulsé et inversement la diminution du débit de filtration en passant d'un débit pulsé à un débit constant.
Cet essai a été réalisé avec du sang de veau à 30 % d'hématocrite et 280.000 plaquettes par mm3.
Le filtre utilisé était le filtre TRAVENOL CPS-IO les conditions de filtration étaient les suivantes
filtration à débit pulsé
- débit constant de la pompe i : 100 ml/min
- fréquence de la pompe 6 : 2 Hz
- déplacement volumique#de
la pompe 6 1,7 ml
- pression de sortie du filtre : 5,32 kpa
filtration à débit constant
débit de 100 ml/min.
filtration à débit pulsé
- débit constant de la pompe i : 100 ml/min
- fréquence de la pompe 6 : 2 Hz
- déplacement volumique#de
la pompe 6 1,7 ml
- pression de sortie du filtre : 5,32 kpa
filtration à débit constant
débit de 100 ml/min.
Les résultats obtenus sont reportés sur la figure 6 qui représentent les courbes du débit de filtration QF (ml/min) en fonction du temps en minutes.
La courbe I est caractéristique du débit de filtration obtenu avec un débit constant pendant 14 minutes et un débit pulsé ensuite.
La courbe il est caractéristique du débit de filtration obtenu avec un débit pulsé pendant 10 minutes suivi d'un-débit constant.
La courbe I montre que l'on obtient une augmentation instantanée de 120 % du débit de filtration en passant d'un débit constant à un débit pulsé.
Par contre la courbe il montre que le passage d'un débit pulsé à un débit constant entraîne une diminution considérable du débit de filtration.
Les résultats des exemples 1 à 4 montrent l'intérêt du débit pulsé dans la filtration du plasma.
Le procédé de l'invention a été illustré cidessus par des exemples de filtration de plasma à partir de sang.
Le procédé convient également pour d'autres procédés#d'ultra- filtration, par exemple pour l'hémofiltration, la concentration des protéines du lait, ltextraction des protéines, la séparation de particules en suspension, par exenple pour la purification des huiles.
Le procédé selon 1 invention trouve une application particulière en plasmaphérèse, qui peut être effectue aussi bien sur un donneur pour recueillir du plasma saint (plasmaphérèse de don) que sur un malade dont on veut éliminer de son plasma certaines substances toxiques (plasmaphérèse thérapeutique).
Claims (9)
- REVENDICATIONS-1. Procédé de séparation de substances en suspension ou en solution par ultrafiltration, caractérisé en ce qu'il consiste à filtrer la solution ou la suspension au travers d'un filtre microporeux alimenté par un débit pulsé ayant une composante négative, la pression de sortie du filtre étant maintenue constante et positive.
- 2. Procédé selon la revendication 1 caractérisé en ce que la composante négative du débit pulsé est de 2 à6 fois le débit moyen à l'entrée du filtre.
- 3. Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2 caractérisé en ce que la pression à la sortie du filtre est maintenue constante à une valeur supérieure à'environ 2,5 kpa , de preference comprise entre 2,5 et 8 kPa
- 4. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que le débit pulsé est obtenu par écrasement d'une section du tuyau d'alimentation du filtre, le déplacement volumique du tuyau écrasé étant' d'au moins 1,5 ml, la fréquence de la pompe assurant le débit pulsé étant d'au moins 1 Hz.
- 5. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4 , caractérisé en ce que la filtration est réalisée avec un filtre à fibres creuses ayant de 100 -è 400 fibres dont le diamètre intérieur est compris entre 250 et 350*4m et la longueur est d'en viron 15 cm.
- 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que la filtration est réalisée avec un filtre à membrane plane
- 7. Dispositif de séparation de protéines en solution caractérisé en ce qu'il comprend un filtre (1) alimenté par un tuyau d'alimentation (2), dont une section (3) est insérée dans des moyens d'écrasement (6), une pompe à débit constant (7), des moyens pour maintenir constante et positive la pression de sortie dulfiltrel un récipient fermé (8) situé entre la pompe à débit constant (7) et les moyens d'écrasement (6).
- 8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que les moyens d'écrasement (6)- sont constitués de deux plaques parallèles (4) et (5), la plaque (4) étant fixe et la plaque (5) se déplaçant parallèlement à celle-ci dans un mouvement alternatif.
- 9. #Application du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 6 à la plasmapherese de don ou la plasmaphérèse thérapeutique.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8406722A FR2563443B1 (fr) | 1984-04-27 | 1984-04-27 | Procede et dispositif de separation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application a la plasmapherese |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8406722A FR2563443B1 (fr) | 1984-04-27 | 1984-04-27 | Procede et dispositif de separation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application a la plasmapherese |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2563443A1 true FR2563443A1 (fr) | 1985-10-31 |
| FR2563443B1 FR2563443B1 (fr) | 1990-03-23 |
Family
ID=9303586
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR8406722A Expired - Fee Related FR2563443B1 (fr) | 1984-04-27 | 1984-04-27 | Procede et dispositif de separation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application a la plasmapherese |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| FR (1) | FR2563443B1 (fr) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0335648A2 (fr) * | 1988-03-31 | 1989-10-04 | Koch Membrane Systems, Inc | Procédé pour conduire des installations de séparation à membranes |
| FR2672513A1 (fr) * | 1991-02-13 | 1992-08-14 | Tech Sep | Procede et module perfectionnes de filtration en milieu liquide sous flux tangentiel instationnaire. |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2190512A1 (fr) * | 1972-06-28 | 1974-02-01 | Bellhouse Brian | |
| EP0070738A1 (fr) * | 1981-07-22 | 1983-01-26 | E.I. Du Pont De Nemours And Company | Plasmapherèse par filtration pulsatoire réciproque |
| EP0093542A2 (fr) * | 1982-04-30 | 1983-11-09 | Kuraray Co., Ltd. | Dispositif pour produire des pulsations dans un liquide |
-
1984
- 1984-04-27 FR FR8406722A patent/FR2563443B1/fr not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2190512A1 (fr) * | 1972-06-28 | 1974-02-01 | Bellhouse Brian | |
| EP0070738A1 (fr) * | 1981-07-22 | 1983-01-26 | E.I. Du Pont De Nemours And Company | Plasmapherèse par filtration pulsatoire réciproque |
| EP0093542A2 (fr) * | 1982-04-30 | 1983-11-09 | Kuraray Co., Ltd. | Dispositif pour produire des pulsations dans un liquide |
Non-Patent Citations (3)
| Title |
|---|
| A FILTRATION METHOD FOR PLASMA SEPARATION AND EXCHANGE, 1982, pages 1-8, Travenol Laboratories S.A., (GB); * |
| JOURNAL OF MEMBRANE SCIENCE, vol. 11, no. 3, octobre 1982, pages 321-332, Elsevier Scientific Publishing Company, Amsterdam (NL); H. BAUSER et al.: "Interfacial effects with microfiltration membranes". * |
| TRANSACTIONS AMERICAN SOCIETY FOR ARTIFICIAL INTERNAL ORGANS, vol. XXIX, 1983, pages 279-282; P.M. GALLETTI et al.: "Oscillating blood flow enhances membrane plasmapheresis". * |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0335648A2 (fr) * | 1988-03-31 | 1989-10-04 | Koch Membrane Systems, Inc | Procédé pour conduire des installations de séparation à membranes |
| EP0335648A3 (en) * | 1988-03-31 | 1990-04-25 | Romicon, Inc. | Method of operating membrane separation systems |
| US5006253A (en) * | 1988-03-31 | 1991-04-09 | Rohm And Haas Company | Method of operating membrane separation systems |
| FR2672513A1 (fr) * | 1991-02-13 | 1992-08-14 | Tech Sep | Procede et module perfectionnes de filtration en milieu liquide sous flux tangentiel instationnaire. |
| EP0499509A1 (fr) * | 1991-02-13 | 1992-08-19 | Tech-Sep | Procédé et modules perfectionnés de filtration en milieu liquide sous flux tangentiel instationnaire |
| US5240612A (en) * | 1991-02-13 | 1993-08-31 | Techsep | Filtration of liquid media under conditions of non-steady tangential flow |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| FR2563443B1 (fr) | 1990-03-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CA1258642A (fr) | Module et procede pour la plasmapherese par fibres creuses | |
| EP0131529B1 (fr) | Appareillage utilisable notamment en plasmaphérèse | |
| EP0132210B1 (fr) | Appareillage utilisable notamment en plasmaphérèse | |
| AU652983B2 (en) | Separation of cells from a cellular suspension | |
| EP0499509B1 (fr) | Procédé et modules perfectionnés de filtration en milieu liquide sous flux tangentiel instationnaire | |
| US5464534A (en) | Blood fractionation system and method | |
| JP2928913B2 (ja) | 血漿分離方法 | |
| EP0085016A1 (fr) | Appareillage utilisable en plasmaphérèse avec appareil à membrane semi-perméable | |
| EP0576659A1 (fr) | Dialyseur, membrane et procede de rectification | |
| JPH05184885A (ja) | 限外ろ過メゾ多孔質管状膜の清掃方法 | |
| US4729829A (en) | Hollow fiber plasmapheresis module | |
| JPH11309351A (ja) | 中空糸膜モジュールの洗浄方法 | |
| FR2892949A1 (fr) | Unite de filtration des leucocytes a adhesion des plaquettes reduites | |
| EP3731891B1 (fr) | Système et procédé de traitement de liquide hémorragique pour de l'autotransfusion | |
| FR2563443A1 (fr) | Procede et dispositif de separation par ultrafiltration de substances en solution ou en suspension, application a la plasmapherese | |
| JP4103037B2 (ja) | 透析液清浄化用中空糸膜およびその製造方法 | |
| EP0112510A1 (fr) | Procédé et dispositif pour régler la concentration de matières déterminées dans un liquide | |
| FR3076222A1 (fr) | Systeme et procede de traitement de liquide hemorragique pour de l'autotransfusion | |
| FR2489144A1 (fr) | Dispositif de poumon artificiel | |
| EP1349643B1 (fr) | Decolmatage d'un filtre a fibres creuses fonctionnant en mode frontal | |
| EP3990048B1 (fr) | Système et procédé de traitement de liquide hémorragique pour de l'autotransfusion | |
| FR3076221A1 (fr) | Systeme et procede de traitement de liquide hemorragique pour de l'autotransfusion | |
| JP2000000438A (ja) | 膜分離装置および透過水製造方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| ST | Notification of lapse |