DE69828825T2

DE69828825T2 - Systeme zur erlangung eines einheitlichen zielvolumens von konzentrierten roten blutkörperchen

Info

Publication number: DE69828825T2
Application number: DE69828825T
Authority: DE
Inventors: F. Daniel BISCHOF; E. Matthew LIKENS; P. Richard GOLDHABER; C. Jose DENIEGA; H. Daniel DUFF
Original assignee: Baxter International Inc
Current assignee: Fenwal Inc
Priority date: 1997-11-26
Filing date: 1998-11-11
Publication date: 2005-12-29
Anticipated expiration: 2018-11-12
Also published as: US6251284B1; EP1058563B1; JP2001523530A; DE69828825D1; WO1999026678A1; EP1058563A4; EP1058563A1

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung bezieht sich allgemein auf Blutsammel- und Blutverarbeitungssysteme sowie Verfahren hierfür. Im spezielleren betrifft die Erfindung Systeme und Verfahren zum Sammeln von konzentrierten roten Blutzellen für die Transfusion oder die langfristige Aufbewahrung.
Hintergrund der Erfindung
Heutzutage wird das meiste von Spendern gesammelte Vollblut nicht als solches aufbewahrt und für Transfusionen verwendet. Stattdessen wird das Vollblut in seine klinisch wirksamen Komponenten getrennt (typischerweise rote Blutzellen, Blutplättchen und Plasma), die für sich einzeln aufbewahrt und zum Behandeln einer Vielzahl von speziellen Leiden und Krankheitszuständen verwendet werden.
Zum Beispiel werden die Komponente der roten Blutzellen zum Behandeln von Blutarmut verwendet, die Komponente der konzentrierten Blutplättchen zum Kontrollieren von Thrombozytenmangel-Blutung verwendet und die Komponente des an Blutplättchen armen Plasmas als Volumenexpander oder als Quelle für den Gerinnungsfaktor VIII für die Behandlung von Hämophilie verwendet.
Systeme, die aus mehreren, miteinander verbundenen Kunststoffbeuteln gebildet sind, finden weit verbreitete Verwendung und Akzeptanz beim manuellen Sammeln dieser Blutkomponenten für die Aufbewahrung. Ein typischer manueller Sammelvorgang beinhaltet das Sammeln von 450 ml Vollblut von einem Spender in einem ersten Beutel. Der Spender verläßt den Sammelort, und der erste Beutel wird zentrifugiert, um das Vollblut in Plasma und rote Blutzellen zu trennen. Für einen typischen Spender ergibt der manuelle Sammelvorgang etwa 250 ml konzentrierte rote Blutzellen und etwa 200 ml Plasma, die jeweils aus dem ersten Beutel in einzelne Aufbewahrungsbeutel ausgedrückt werden.
Ein Großteil der Blutplättchen bleibt entweder in dem Plasma oder den roten Blutzellen, wobei dies von dem Ausmaß der ausgeübten Zentrifugalkraft abhängig ist. Leukozyten bleiben typischerweise in erster Linie in den roten Blutzellen. Diese Leukozyten können durch Filtration entweder vor oder nach der Aufbewahrung sowie vor der Transfusion entfernt werden.
Manuelle Sammelverfahren erzeugen typischerweise relativ hohe Konzentrationen von roten Blutzellen, die typischerweise Hämatokritwerte nach der zentrifugalen Trennung von etwa 70 % bis 80 % aufweisen. Der Hämatokritwert drückt das prozentuale Volumen von roten Blutzellen zu dem Vollblutvolumen oder dem gesamten Blutvolumen aus. Im Vergleich beträgt der Hämatokritwert von Vollblut für einen typischen gesunden Spender vor der Zentrifugierung etwa 40 % bis 45 %, obwohl Vollblut-Hämatokritwerte unter Spendern beträchtlich variieren, und zwar vom Bereich um die 30 % bis in den Bereich um die 50 %. In den USA ist es nach Bundesvorschriften verboten, daß Personen mit Vollblut-Hämatokritwerten von 38 % und darunter Blut spenden.
In den USA ist es nach Bundesvorschriften auch verboten, mehr als 250 ml rote Blutzellen von einem einzelnen Spender während eines jeweiligen Sammelvorgangs zu entnehmen. Diese Bundesvorschriften schreiben ferner ein Intervall von sechs Wochen zwischen Sammelvorgängen für rote Blutzellen vor.
Manuelle und automatische Blutsammelvorgänge, die als Plasmapherese bezeichnet werden, sind zum Sammeln von größeren Mengen von Plasma von einem einzelnen Spender in häufigeren Intervallen entwickelt worden. Während der Plasmapherese werden rote Blutzellen dem Spender zurückgegeben, so daß größere Gesamtvolumina von Vollblut verarbeitet werden können. Das Ergebnis sind höhere Gesamtvolumina des gesammelten Plasmas, die typischerweise im Bereich zwischen 400 bis 450 ml (für die manuelle Plasmapherese) bis zu 880 ml (für automatisierte Plasmapheresevorgänge) liegen.
Das US-Patent 5,605,842 beschreibt ein System zum Sammeln von gewonnenen Blutbestandteilen mit einer bestimmten Ausbeute, die gemäß mindestens einer online arbeitenden Ausbeuten-Bestimmungstechnik erzielt wird.
Das US-Patent 5,034,135 von Fischel mit dem Titel "Blutfraktionierungssystem und – verfahren", offenbart eine Membran-Trenneinrichtung, die heutzutage zur Ausführung der automatisierten Plasmapherese häufig verwendet wird. Die Einrichtung verwendet eine rotierende mikroporöse Membran zum Trennen von Vollblut in blutplättchenarmes Plasma, das behalten wird, sowie konzentrierte rote Blutzellen, die dem Spender zurückgegeben werden. Die US-Patente 4,879,040 und 5,069,792 von Prince et al. beschreiben Steuerungssysteme zum Optimieren der Plasmaströmung unter Verwendung einer rotierenden Membraneinrichtung, wobei diese zum Teil auf der Überwachung des Transmembrandrucks basieren.
Während diese Steuerungssysteme, wie sie in den Patenten '040 und '792 von Prince et al. ausgeführt sind, beim Optimieren des Sammelns von Plasma sehr wirksam sind, sind sie für das Sammeln von roten Blutzellen für die Aufbewahrung nicht praktikabel ausgebildet. Der Grund hierfür besteht darin, daß bei der Ausführung wie in den '040 und '792-Patenten von Prince et al., der Hämatokritwert der gesammelten konzentrierten roten Blutzellen stark von dem Vollblut-Hämatokritwert des Spenders abhängig ist.
Das heißt, der Hämatokritwert der konzentrierten roten Blutzellen, der sich für einen Spender mit niedrigem Hämatokritwert ergibt, ist niedriger als der Hämatokritwert der konzentrierten roten Blutzellen, der sich für einen Spender mit hohem Hämatokritwert ergibt.
Es besteht weiterhin ein Bedarf für Systeme und Verfahren, die das Sammeln von roten Blutzellen in gleichmäßig hohen Konzentrationen, vergleichbar denen von zentrifugalen Vollblut-Trennverfahren, mit dem Sammeln von Plasma in gesteigerten Volumenmengen, vergleichbar den Mengen zumindest von manuellen Plasmaphereseverfahren, vereinigen. Insbesondere besteht ein Bedarf für solche Systeme und Verfahren, mit denen sich diese Ziele für alle Spender gleichmäßig erzielen lassen, und zwar einschließlich solcher Spender, die relativ niedrige Vollblut-Hämatokritwerte haben. Noch verstärkt besteht dieser Bedarf an Systemen, mit denen sich ein kostengünstiges, effizientes Sammeln von roten Blutzellen erzielen läßt, das manuellen Systemen ebenbürtig ist, jedoch in automatisierter Weise erfolgt.
Kurzbeschreibung der Erfindung
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Bluttrennsystem gemäß Anspruch 1 angegeben.
Die vorliegende Erfindung schafft Bluttrennsysteme, mit denen sich ein Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen erzielen läßt, das für verschiedene Gruppen von gesunden Blutspendern im wesentlichen konstant ist, und zwar trotz der Schwankungen bei den bekannten Hämatokritwerten innerhalb der Spender.
Die Systeme entnehmen einem Blutspender Vollblut durch eine Eintrittsleitung. Der Blutspender wird aus der Gruppe von Blutspendern ausgewählt. Das Vollblut des ausgewählten Blutspenders hat einen bekannten Hämatokritwert, der innerhalb der Gruppe von Blutspendern in Abhängigkeit von der Morphologie des ausgewählten Blutspenders variiert. Die Systeme betätigen eine Pumpe in der Eintrittsleitung, um ein Volumen an Vollblut von dem Spender mit einer vorgegebenen Strömungsrate zu befördern, um dieses in einen Plasmabestandteil und konzentrierte rote Blutzellen zu verarbeiten.
Die Systeme stellen die vorgegebene Strömungsrate derart ein, daß das Volumen des im Verlauf der Zeit beförderten Vollbluts zumindest zum Teil in Abhängigkeit von dem bekannten Hämatokritwert des ausgewählten Spenders variiert. Auf diese Weise können die Systeme ein Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen erzielen, das trotz der Schwankungen bei den bekannten Hämatokritwerten innerhalb der Spender für die Gruppe von Blutspendern im wesentlichen konstant ist.
Bei einem Ausführungsbeispiel wählen die Systeme auch eine Soll-Sammelzeit aus. Bei diesem Ausführungsbeispiel stellen die Systeme die vorgegebene Strömungsrate der Pumpe derart ein, daß diese das Volumen des im Verlauf der Zeit beförderten Vollbluts zumindest zum Teil in Abhängigkeit sowohl von dem bekannten Hämatokritwert des ausgewählten Spenders als auch der Soll-Sammelzeit variiert.
Bei einem Ausführungsbeispiel zeichnen die Systeme den bekannten Hämatokritwert des ausgewählten Blutspenders, eine Soll-Sammelzeit sowie ein Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen auf. Bei diesem Ausführungsbeispiel stellen die Systeme die vorgegebene Strömungsrate der Pumpe derart ein, daß diese das Volumen des im Verlauf der Zeit beförderten Vollbluts in Abhängigkeit von dem bekannten Hämatokritwert des ausgewählten Spenders, der Soll-Sammelzeit und dem Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen variiert. Auf diese Weise können die Systeme das Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen für jeden beliebigen Spender in der Gruppe von Blutspendern trotz der Schwankungen bei den bekannten Hämatokritwerten innerhalb der Spender erzielen.
Bei einem Ausführungsbeispiel befördert die Pumpe das Volumen an Vollblut in einen Sammelbehälter. Das Volumen an Vollblut kann in dem Sammelbehälter zentrifugal verarbeitet werden, um den Plasmabestandteil und das Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen zu erzielen.
Bei einem Ausführungsbeispiel befördert die Pumpe das Volumen an Vollblut zu einem mehrere Blutbeutel aufweisenden System. Das Volumen an Vollblut kann in dem mehrere Blutbeutel aufweisenden System verarbeitet werden, um den Plasmabestandteil und das Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen zu erzielen.
Bei einem Ausführungsbeispiel befördert die Pumpe das Volumen an Vollblut durch eine in-line vorgesehene Trenneinrichtung, um das Volumen an Vollblut in Plasmabestandteil und das Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen zu trennen.
Bei einem Ausführungsbeispiel wird das Volumen an Vollblut durch eine Vorrichtung zum Trennen von Leukozyten aus dem Volumen an Vollblut befördert.
Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden bei Betrachtung der nachfolgenden Beschreibung, Zeichnungen und beigefügten Ansprüche noch deutlicher.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
In den Zeichnungen zeigen:
1 eine Perspektivansicht eines Blutsammelsystems gemäß der vorliegenden Erfindung, das ein Einmalgebrauch-Blutverarbeitungsset aufweist, das eine rotierende mikroporöse Membrananordnung beinhaltet, die an einer dauerhaften Blutverarbeitungsanordnung angebracht ist;
2 eine schematische Darstellung des Einmalgebrauch-Blutverarbeitungssets, das dem in 1 gezeigten Blutsammelsystem zugeordnet ist;
3 eine teilweise weggebrochene und im Schnitt dargestellte Perspektivansicht der rotierenden mikroporösen Membrananordnung, die Bestandteil des in 2 gezeigten Einmalgebrauch-Blutverarbeitungssets ist;
4 eine schematische Darstellung des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das in einem ersten Entnahmezyklus betrieben wird;
5 eine schematische Darstellung des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das in einem ersten Rückführungszyklus betrieben wird;
6 eine schematische Darstellung des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das in einem zweiten Entnahmezyklus betrieben wird;
7 eine schematische Darstellung des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das in einem zweiten Rückführungszyklus betrieben wird;
8 eine schematische Darstellung des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das in einem dritten und abschließenden Entnahmezyklus betrieben wird;
9 eine schematische Darstellung des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das in einem dritten und abschließenden Rückführungszyklus betrieben wird;
10A und 10B schematische Darstellungen des in 1 gezeigten Blutsammelsystems, das zum Entfernen von Leukozyten aus den konzentrierten roten Blutzellen vor deren Aufbewahrung betrieben wird;
11 eine graphische Darstellung zur Erläuterung einer gesteigerten charakteristischen Fluidkurve sowie ihres Schnittpunkts mit einer Steuerkurve zum Bilden eines erhöhten Einstellpunktes für den Transmembrandruck, der die Plasmatrenneffizienz insbesondere für niedrigere Hämatokritwerte von Spendern optimiert;
12 eine schematische Darstellung der Elemente der Steuerung, die dem in 1 gezeigten System zugeordnet sind und die ein Trennungssteigerungselement, das die Arbeitsweise des TMP-Steuerungselements verbessert, sowie ein Venensteuerungselement der Steuerung beinhaltet, um rote Blutzellen mit einem gleichmäßig hohen Hämatokritwert zu trennen, und zwar unabhängig von dem Hämatokritwert des Spenders;
13 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen dem Spender-Hämatokritwert und der Rotationsgeschwindigkeit einer rotierenden Membran-Trenneinrichtung, wie dies von dem Trennungssteigerungselement der Steuerung ausgeführt wird, um rote Blutzellen mit einem gleichmäßig hohen Hämatokritwert unabhängig von dem Spender-Hämatokritwert zu erzeugen;
14 eine graphische Darstellung zur Erläuterung der Relation zwischen dem Spender-Hämatokritwert und der Strömungsrate von Vollblut in eine rotierende Membran-Trenneinrichtung, wie dies von dem Trennungssteigerungselement der Steuerung ausgeführt wird, um rote Blutzellen mit einem gleichmäßig hohen Hämatokritwert unabhängig von dem Spender-Hämatokritwert zu erzeugen; und
15 eine zusammengehörige Gruppe von Kurven zur Erläuterung des Zusammenhanges zwischen dem Spender-Hämatokritwert, der Rotationsgeschwindigkeit der rotierenden Membran-Trenneinrichtung sowie der Strömungsrate des Vollblutes, wie diese von dem Venensteuerungselement verwendet werden, um die Rotationsgeschwindigkeit zu steuern, wenn ein kollabierter Venenzustand festgestellt wird, der eine Reduzierung der Strömungsrate des Vollblutes erforderlich macht; und
16 eine schematische Darstellung eines Systems, das im Gebrauch ein gleichmäßiges Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen bei verschiedenen Spendergruppen erzielt.
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
I. Außerhalb des Körpers vorgesehene und online arbeitende Blutverarbeitungssysteme und -verfahren
1 zeigt ein Blutsammelsystem 10, das die Merkmale der Erfindung verkörpert.
Gemäß der Erfindung dient das System 10 zum Sammeln von konzentrierten roten Blutzellen von Spendern in gleichmäßig hohen Hämatokritwerten, die vergleichbar mit denen sind, die durch manuelle Sammelvorgänge erreicht werden, während gleichzeitig Plasma in gleichmäßig gesteigerten Volumenmengen gesammelt wird, die ver gleichbar mit den Mengen sind, die zumindest in manuellen Plasmapheresevorgängen erreicht werden.
Das System 10 erreicht diese zweifachen Ziele in automatisierter Weise durch Verarbeitung des Vollblutes eines Spenders außerhalb des Körpers über eine relativ kurze Zeitdauer (d.h. weniger als 30 Minuten) unter Verwendung einer einzigen Phlebotomienadel in aufeinander folgenden Blutentnahme- und Blutrückführ-Zyklen. Die Einzelheiten dieser Zyklen werden später noch beschrieben.
Wie in 1 gezeigt ist, beinhaltet das System 10 eine Blutverarbeitungsvorrichtung 12, die ein dauerhaftes Hardwareelement bildet. Das System 10 beinhaltet ferner ein Blutverarbeitungsset 14 (vgl. auch 2), das ein für den Einmalgebrauch ausgelegtes Wegwerfelement bildet. Zu Beginn eines Blutverarbeitungsvorgangs bringt die Bedienungsperson das Set 14 (wie in 2 gezeigt) in einer vorgeschriebenen Weise an der Vorrichtung 12 an (wie in 1 gezeigt). Am Ende des Blutverarbeitungsvorgangs entfernt die Bedienungsperson das Set 14 von der Vorrichtung und entsorgt dieses mit Ausnahme der Behälter, in denen Blutbestandteile für die Aufbewahrung oder die weitere Verarbeitung gesammelt sind, nachdem der Spender den Spendeort verlassen hat.
A. Blutverarbeitungsvorrichtung
Wie unter Bezugnahme auf 1 zu sehen ist, beinhaltet die Blutverarbeitungsvorrichtung 12 einen Schrank 16, der verschiedene elektrisch betätigte Elemente trägt. Diese Elemente beinhalten eine erste, eine zweite und eine dritte peristaltische Pumpe 18, 20 bzw. 22. Eine den Pumpen 18, 20, 22 gemeinsame Pumpenabdeckung 24 ist schwenkbar, um den Zugang zu den Pumpen 18, 20, 22 zu öffnen und zu schließen. 1 zeigt die Pumpenabdeckung 24 im offenen Zustand, wobei das Schließen der Pumpenabdeckung 24 in 1 durch einen Pfeil veranschaulicht ist.
Alle Pumpen 18, 20, 22 sind in der Lage, unter der Steuerung einer in der Vorrichtung vorhandenen, mikroprozessor-basierten Steuerung 48 bei verschiedenen Geschwindigkeiten zu arbeiten, wie dies später noch beschrieben wird. Die Steuerung 48 erhält Eingaben von der Bedienungsperson hinsichtlich der gewünschten Betriebszielsetzungen und gibt Steuerbefehle an die Betriebselemente der Vorrichtung 12 ab, um diese zu erreichen.
Die Betriebselemente umfassen ferner eine erste, eine zweite, eine dritte und eine vierte Schlauchklemme 26, 28, 30 bzw. 32. Bei dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel sind die Klemmen 26, 28, 30, 32 herkömmlicher Art, wobei diese gesteuert durch die Steuerung 48 elektrisch betätigt werden.
Die Betriebselemente umfassen ferner einen ersten und einen zweiten Drucksensor 34 und 36, eine erste und eine zweite Waagschale 38 und 40 sowie Behälterabstützungen 42 und 44. Die Betriebselemente weisen weiterhin einen motorbetätigten Treiber 46 auf. Der Betrieb all dieser Elemente mit Ausnahme der passiven Abstützeinrichtungen 42 und 44 wird von der Steuerung 48 gesteuert.
Zusätzliche Einzelheiten der Struktur dieser Betriebselemente sind für das Verständnis der Erfindung nicht von Bedeutung. Diese zusätzlichen Einzelheiten sind jedoch in der ebenfalls anhängigen Patentanmeldung mit dem Aktenzeichen Nr. 08/153615 mit dem Titel "Peristaltische Pumpanordnung", eingereicht am 17. November 1993, offenbart.
B. Blutverarbeitungsset
Wie in erster Linie unter Bezugnahme auf die 2 und 3 zu sehen ist, beinhaltet das Blutverarbeitungsset 14 eine Membran-Filtrationseinrichtung 52, die Vollblut in seine zellularen und nicht-zellularen Bestandteile trennt. Die Einrichtung 52 ist in dem bereits genannten US-Patent US-A-5 034 135 von Fischel beschrieben und beansprucht.
Die Vorrichtung 52 (vgl. 3) beinhaltet ein Gehäuse 54 mit einer Innenwandung 56. Das Gehäuse 54 trägt einen inneren Rotor oder Spinner 58. Ein Spalt 60 erstreckt sich zwischen der Außenseite des Rotors 58 und der Innenwandung 56 des Gehäuses. Der Spalt 60 bildet eine Zone, in der die Bluttrennung stattfindet.
Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel besitzt der Spalt 60 eine Breite von etwa 0,51 mm (0,020 Inch) und eine Länge von etwa 7,62 cm (3,0 Inch). Ein Einlaß 62 führt am Boden der Trennzone in den Spalt 60 hinein.
Der Rotor 58 trägt eine mikroporöse Membran 64. Die Porengröße der Membran 64 liegt im Bereich von etwa 0,4 μm bis 0,8 μm. Die Poren der Membran 64 blockieren die Passage der Zellbestandteile des Vollbluts, nämlich der roten Blutzellen, der Blut plättchen und der Leukozyten. Die Poren der Membran 64 ermöglichen die Passage des nicht-zellularen Plasmabestandteils des Vollbluts.
Die abgetrennten Zellkomponenten, die in dem Spalt 60 verbleiben, verlassen die Trennzone durch einen ersten Auslaß 66. Eine Reihe von Kanälen 68 an dem Rotor 58 hinter der Membran 64 befördern die nicht-zellulare Plasmakomponente zu einem zweiten Auslaß 70.
Lager (nicht gezeigt) tragen den Rotor 58 zur Ausführung einer Rotationsbewegung in dem Gehäuse 54. Im Gebrauch ist das Gehäuse 54 an dem Schrank 16 (vgl. 1) angebracht, wobei der Rotor 58 mit dem Treiber 46 magnetisch gekoppelt ist. Der Treiber 46 dreht den Rotor 58 mit einer ausgewählten Oberflächengeschwindigkeit. Bei der Rotation erzeugt der die Membran tragende Rotor 58 eine Bewegung des Vollblutes in dem Spalt 60.
Diese Bewegung (die die Form von Wirbeln annimmt, die in der Technik als Taylor-Wirbel bekannt sind) induziert den Transport der Zellkomponenten von der Membran 64 weg, während die nicht-zellulare Plasmakomponente zu der Membran 64 hin transportiert wird, um durch die Membran 64 filtriert zu werden. Es erfolgt eine gesteigerte Membranabscheidung des Plasmas von den roten Blutzellen (und den Blutplättchen und Leukozyten).
Es ist darauf hinzuweisen, daß bei einer alternativen Ausführungsform die Innenwandung 56 des Gehäuses 54 die Membran 64 tragen könnte. Die Rotation des Rotors 58 (der bei dieser alternativen Ausführungsform frei von einer Membran ist) verursacht die Entwicklung der gleichen Wirbel und führt zu den gleichen gesteigerten Trennungsresultaten.
Wie unter erneuter Bezugnahme auf 2 zu sehen ist, beinhaltet das Set 14 eine Anordnung von flexiblen Kunststoffschläuchen medizinischer Qualität, die Fluid in die Trenneinrichtung 52 hinein und aus dieser heraus fördern. Ein erster Schlauch 74, der eine Phlebotomienadel trägt, kommuniziert mit dem Vollbluteinlaß 62 der Trenneinrichtung 52. Im Gebrauch (vgl. 1) ist der erste Schlauch 74 in betriebsmäßiger Zuordnung zu der zweiten peristaltischen Pumpe 20 zu dem Schrank 16 geführt.
Die Pumpe 20 fördert Vollblut von einem Spender durch den ersten Schlauch 74 in den Spalt 60, um die Trennung vorzunehmen. Ferner tritt im Gebrauch der stromabwärts von der Pumpe 20 gelegene Bereich des Schlauchs 74 in betriebsmäßigen Kontakt mit der Klemme 26. Gesteuert durch die Steuerung 48 dient die Klemme 26 somit zum Öffnen und Schließen des Blutstromes durch den ersten Schlauch 74.
Ein mit dem ersten Schlauch 74 gekoppelter erster Hilfszweig 78 trägt einen Druckaufnehmer 80 zum Messen des Vollblutdruckes stromabwärts von der Pumpe 20. Im Gebrauch (vgl. 1) ist der Aufnehmer 80 in betriebsmäßiger Zuordnung zu dem Drucksensor 34 an dem Schrank 16 angebracht. Der Sensor 34 überwacht den Venendruck des Spenders und erzeugt ein Ausgangssignal P1, wie dies nachfolgend noch ausführlicher beschrieben wird.
Ein zweiter Hilfszweig 82, der in der Nähe des Einlasses 62 mit dem ersten Schlauch 74 gekoppelt ist, trägt einen Druckaufnehmer 84. Im Gebrauch (vgl. 1) ist der Aufnehmer 84 in betriebsmäßiger Zuordnung zu dem Drucksensor 36 an dem Schrank angebracht. Der Sensor 36 überwacht somit den in den Trennspalt 60 eintretenden Vollblutdruck, der dem Druck über die Membran 64 hinweg eng entspricht, der als Trattsmembrandruck oder TMP bezeichnet wird. Das Ausgangssignal des Sensors 36 ist mit P2 bezeichnet und wird im folgenden noch ausführlicher beschrieben.
Ein zweiter Schlauch 86 kommuniziert mit dem ersten Schlauch 74 in der Nähe der Phlebotomienadel. Der zweite Schlauch 86 trägt eine herkömmliche dornartige Kopplungseinrichtung 88 zur Verbindung mit einem Behälter 90, der ein herkömmliches Antikoagulans, wie ACD, enthält. Der zweite Schlauch 86 beinhaltet ferner eine Leitungs-Tropfkammer 92 und ein Sterilitätsfilter 96.
Im Gebrauch wird der Behälter 90 an der Stützeinrichtung 42 über dem Schrank 16 aufgehängt. Ferner ist im Gebrauch (vgl. 1) der zweite Schlauch 86 in betriebsmäßiger Zuordnung zu der ersten Pumpe 18 angeordnet. Die erste Pumpe 18 dient somit zum Fördern von Antikoagulans in das von der zweiten Pumpe 20 geförderte Vollblut. Die Steuerung 48 treibt die erste Pumpe 18 mit einer vorbestimmten Rate relativ zu der ersten Pumpe 18 an, um Antikoagulans in einem vorgegebenen Verhältnis in das Vollblut zu dosieren, das typischerweise ca. 1 Volumenteil Antikoagulans auf 8 bis 10 Volumenteile Vollblut beträgt.
Ein dritter Schlauch 96 kommuniziert mit dem zweiten Auslaß 70 der Trenneinrichtung 52, um Plasma von dem Trennspalt 60 zu einem angeschlossenen Behälter 98 zu fördern. Bei dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der Behälter 98 in integraler Weise mit dem dritten Schlauch 96 verbunden. Im Gebrauch (vgl. 1) ist der dritte Schlauch 96 an dem Schrank 16 derart angebracht, daß er in betriebsmäßigem Kontakt mit der Klemme 32 steht.
Die Klemme 32 dient somit zum Öffnen und Schließen des Plasmastroms durch den dritten Schlauch 96 in den Behälter 98, wie dies von der Steuerung 48 vorgegeben wird. Ferner ist im Gebrauch der Behälter 98 in Zuordnung zu der Waagschale 40 aufgehängt. Durch die Waagschale 40 überwacht die Steuerung 48 das Volumen des Plasmas, das sich in dem Behälter 98 sammelt.
Ein vierter Schlauch 100 kommuniziert mit dem ersten Auslaß 66 der Trenneinrichtung 52, um rote Blutzellen (zusammen mit zugehörigen Blutplättchen und Leukozyten) von dem Trennspalt 60 zu einem angeschlossenen Behälter 102 zu fördern. Bei dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der Behälter 102 in integraler Weise mit dem vierten Schlauch 100 verbunden, der oben in den Behälter 102 eintritt (vgl. 2).
Im Gebrauch (vgl. 1) ist der vierte Schlauch 100 in betriebsmäßiger Zuordnung mit der dritten Pumpe 22 angeordnet. Die Pumpe 22 dient somit zum Fördern von roten Blutzellen (zusammen mit den zugehörigen Blutplättchen und Leukozyten) von dem Trennspalt 60 zu dem Behälter 102, wie dies durch die Steuerung 48 vorgegeben wird. Ferner ist der Behälter 102 im Gebrauch in Zuordnung zu der Waagschale 38 aufgehängt. Durch die Waagschale 38 überwacht die Steuerung 48 das Volumen der roten Blutzellen, die sich in dem Behälter 102 sammeln.
Ein fünfter Schlauch 104 kommuniziert mit dem Behälter 102. Bei dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der fünfte Schlauch 104 in integraler Weise an dem Boden des Behälters 102 angeschlossen (vgl. 2).
Im Gebrauch (vgl. 1) ist der fünfte Schlauch 104 an dem Schrank 16 angebracht, um mit der Klemme 30 in betriebsmäßigen Kontakt zu treten. Die Klemme 30 dient somit zum Öffnen und Schließen des Stroms der roten Blutzellen durch den fünften Schlauch 96 von dem Behälter 102, wie dies von der Steuerung 48 vorgegeben wird.
Ein Hilfszweig 106 koppelt den ersten Schlauch 174 in Fluidströmungsverbindung mit dem fünften Schlauch 104 stromaufwärts von der Klemme 30.
Die Pumpe 20 ist dazu ausgebildet, nach Vorgabe der Steuerung 48 in umgekehrten Richtungen zu arbeiten. Die Pumpe 20 dient somit, wenn sie im Uhrzeigersinn betrieben wird, wobei die Klemme 26 geöffnet ist und die Klemme 30 geschlossen ist, zur Entnahme von Vollblut von dem Spender in einer ersten Richtung durch den Schlauch 74 in die Trenneinrichtung 52.
Wenn die Pumpe 20 im Gegenuhrzeigersinn betrieben wird, wobei die Klemme 26 geschlossen und die Klemme 30 geöffnet ist, dient die Pumpe 20 auch zum Ansaugen von roten Blutzellen aus dem Behälter 102 in umgekehrter Richtung durch den Schlauch 74, um diese zu dem Spender zurückzuführen.
Ferner kommuniziert ein sechster Schlauch 110 mit dem fünften Schlauch 104. Der sechste Schlauch 110 trägt eine herkömmliche dornartige Kopplungseinrichtung 112 zur Verbindung mit einem Behälter 114, der eine Aufbewahrungslösung für die roten Blutzellen enthält. Eine solche Lösung ist in dem US-Patent 4,267,269 von Grode et al. offenbart. Eine weitere derartige Lösung wird herkömmlicherweise als "SAG-M"-Lösung bezeichnet. Im Gebrauch (vgl. 1) ist der Behälter 114 an der Abstützeinrichtung 44 seitlich von dem Schrank 16 aufgehängt.
Der sechste Schlauch 110 beinhaltet auch ein zwischengeschaltetes Filter 116, das ein herkömmliches, faseriges Filtrationsmedium enthält, das zum Entfernen von Leukozyten aus den roten Blutzellen geeignet ist. Das Filtrationsmedium kann Baumwolle, Zelluloseacetat oder eine andere Kunstfaser, wie Polyester, aufweisen. Das Filter 110 läßt sich im Handel beschaffen, zum Beispiel von der Pall Corporation (PALL^® WBF1) oder der Asahi Medical Company (SEPACELL^® RS2000).
Ein Umgehungsschlauch 118 ist stromaufwärts und stromabwärts von dem Filter 116 mit dem sechsten Schlauch 110 verbunden. Der Umgehungsschlauch 118 beinhaltet ein zwischengeordnetes Einwegventil 120, das einen Fluidstrrom in einer Richtung von dem Behälter 114 weg, jedoch nicht auf diesen zu, zuläßt. Der sechste Schlauch 110 beinhaltet ferner eine herkömmliche manuelle Rollenklemme 122 in der Nähe der Verbindungsstelle des sechsten Schlauchs 110. Eine weitere herkömmliche manuelle Rollenklemme 124 befindet sich ferner in dem sechsten Schlauch 110 zwischen dem stromaufwärtigen Ende des Filters 116 und der stromaufwärtigen Verbindungsstelle zwischen dem sechsten Schlauch 110 und dem Umgehungsschlauch 118.
Ein siebter Schlauch 126 kommuniziert mit dem Hilfszweig 106. Der siebte Schlauch 126 trägt eine herkömmliche dornartige Kopplungseinrichtung 128 zur Verbindung mit einem Behälter 130, der ein steriles Fluid, wie Kochsalzlösung, enthält. Ferner beinhaltet der siebte Schlauch 126 eine zwischengeordnete Tropfkammer 132 und ein Sterilitätsfilter 134. Im Gebrauch (vgl. 1) ist der Behälter 130 an der Stützeinrichtung 42 über dem Schrank 16 neben dem Antikoagulans-Behälter 90 aufgehängt.
Der siebte Schlauch 126 ist ferner an dem Schrank 16 derart angebracht, daß er in betriebsmäßigem Kontakt mit der Klemme 28 steht. Die Klemme 28 dient somit zum Öffnen und zum Schließen eines sterilen Fluidstroms von dem Behälter 130 nach Vorgabe der Steuerung 48.
Das sterile Fluid wird dazu verwendet, das Einmalgebrauch-Set 14 vor der Verwendung erstmalig zum Ansaugen zu bringen. Wie später noch ausführlicher beschrieben wird, kann das sterile Fluid auch als Austauschfluid verwendet werden, das in bestimmten Stadien der Blutverarbeitung zu dem Spender gefördert wird.
C. Steuerung
Der Strom des Plasmafiltrats durch den Auslaß 70 steigt mit steigendem Transmembrandruck bzw. TMP linear an, bis der Transmembrandruck die roten Blutzellen in die Membran 64 drückt und diese blockiert. An diesem Punkt steigt der Transmembrandruck in nicht linearer Weise steil an. Diese Relation zwischen dem Transmembrandruck und der Plasmaströmungsrate definiert eine charakteristische Fluidkurve für jede Kombination aus der Vollblut-Strömungsrate (wobei es sich um die Rate handelt, mit der die Vollblut-Einlaßpumpe 20 betrieben wird und die als RATE_WB bezeichnet wird), der Rotationsgeschwindigkeit des Rotors 58 (die die Steuerung 48 durch den Treiber 46 vorgibt und die als ROTOR bezeichnet wird) sowie dem Vollblut-Hämatokritwert des Spenders (der als HCT_WB bezeichnet wird). 11 zeigt eine repräsentative Fluidkennlinie 138 für eine solche Kombination.
Wie in 12 gezeigt ist, beinhaltet die Steuerung 48 ein Transmembrandruck-Steuerungselement 136. Das Element 136 überwacht den Druck P2, der von dem Sensor 36 an dem Vollblut-Einlaß 62 der Trenneinrichtung 52 gemessen wird. Wie bereits erläutert, stellt der Druck P2 im wesentlichen den Transmembrandruck der Steuereinrichtung 52 dar. Das Steuerungselement 136 vergleicht den gemessenen Transmembrandruck mit einem Einstell-Transmembrandruck (bezeichnet als TMP_SET) und variiert die Pumprate der Pumpe 22 für rote Blutzellen zum Stabilisieren des gemessenen Transmembrandrucks (d.h. P2) bei TMP_SET.
Wie in 11 gezeigt ist, liegt der Einstell-Transmembrandruck TMP_SET an dem Schnittpunkt der Fluidkennlinie 138 und einer Steuerkurve 140. Das Transmembrandruck-Steuerungselement 136 leitet die Steuerkurve 140 am Beginn jedes Vorgangs ab. Das Steuerungselement 136 mißt anfangs P2 bei einer niedrigen Filtratrate und legt eine geradlinige Kurve mit einer bestimmten Neigung an den ursprünglich erfaßten Punkt.
Die Neigung der Kurve, die ausgedrückt wird als Änderung des Transmembrandrucks (ΔTMP) gegenüber der Änderung der Strömungsrate des Plasmas (ΔRATE_P) ist von dem Typ der verwendeten mikroporösen Membran 64 abhängig. Wenn die mikroporöse Membran 64 beispielsweise ein Nylonmaterial aufweist, ist die Neigung 26. Wenn die mikroporöse Membran ein Polycarbonatmaterial aufweist, ist die Neigung 13.
Auf diese Weise bildet die Steuerung 136 eine lineare Vorhersagekurve 142 (die in 11 in unterbrochener Linie dargestellt ist). Wie in 11 gezeigt ist, folgt der lineare Teil der Fluidkennlinie 138 typischerweise der Neigung der linearen Vorhersagekurve 142. Das Transmembrandruck-Steuerungselement 136 setzt die lineare Vorhersagekurve 142 nach oben um, und zwar um einen vorbestimmten, empirisch festgelegten Betrag, der in 11 mit ΔmmHg bezeichnet ist. Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel beträgt der positive Offset ΔmmHg zwischen der linearen Vorhersagekurve 142 und der Steuerkurve 140 etwa 24 mm Hg.
Weitere Details der Ableitung der Fluidkennlinie 138 und der Steuerkurve 140 sind für die Erfindung nicht von wesentlicher Bedeutung. Diese Details finden sich in der US-A-4,879,040.
Wie auch in 12 gezeigt ist, beinhaltet die Steuerung 48 ferner ein Venensteuerungselement 144. Das Element 144 überwacht den Druck P1, der von dem Sensor 34 stromabwärts von der Vollblutpumpe 20 gemessen wird (vgl. 1). Der Druck P1 stellt im wesentlichen den Venendruck des Spenders dar, wobei es sich um einen Unterdruck handelt. Das Absinken des Venendrucks P1 unter einen empirisch bestimmten Betrag (P1_SET) zeigt das Kollabieren der Phlebotomie-Vene an.
Das Steuerungselement 144 vergleicht in kontinuierlicher Weise den gemessenen Druck P1 mit P1_SET und variiert die Pumprate der Vollblut-Einlaßpumpe 20 (RATE_WB) unter Maximierung des numerischen Wertes von P1 ohne Überschreitung des numerischen Wertes von P1_SET.
Weitere Details des Venensteuerungselements 144 sind für die Erfindung nicht von Bedeutung. Diese Details sind in der US-A-4,657,529 beschrieben.
Das Transmembrandruck-Steuerungselement bzw. TMP-Steuerungselement 136 und das Venensteuerungselement 144, die in der soeben beschriebenen Weise arbeiten, schaffen eine Plasmatrennungseffizienz (EFF), die in Abhängigkeit von dem Vollblut-Hämatokritwert (HCT_WB) variiert, wie dies in der nachfolgenden Tabelle 1 angegeben ist. Tabelle 1
wobei:
Dabei bedeuten:

RATE_P: die Strömungsrate des Plasmas durch den Auslaß 170;
RATE_WB: die Strömungsrate des Vollblutes durch den Einlaß 62.

Die Tabelle 1 zeigt, daß die Effizienz EFF bei sinkendem Vollblut-Hämatokritwert HCT_WB zunimmt. Wie weiterhin in Tabelle 1 zu sehen, ist der Anstieg in der Effizienz bei niedrigeren HCT_WB-Werten nicht ausreichend, um einen Hämatokritwert der konzentrierten roten Blutzellen (HCT_RBC) auf oder nahe bei 70 % zu halten.
Gemäß der Erfindung steigert die Steuerung 48 die Arbeitsweise des Transmembrandruck-Steuerungselements 136 und des Venensteuerungselements 144 zum Trennen von roten Blutzellen in geeigneter Weise für das Sammeln und die langfristige Aufbewahrung bei hohen Konzentrationen (d.h. einem Hämatokritwert von etwa 70 %), und zwar für alle Vollblut-Hämatokritwerte HCT_WB, wie man sie typischerweise bei normalen gesunden Blutspendern vorfindet (d.h. von einem Hämatokritwert von etwa 38 % bis zu einem Hämatokritwert von etwa 56 % und mehr).
Gleichzeitig hält die Steuerung 48 hohe Plasmatrennungseffizienzen aufrecht, so daß sich von dem gleichen Spender von roten Blutzellen etwa 450 ml bis 500 ml Plasma gewinnen lassen, das für das Sammeln, die Fraktionierung oder die langfristige Aufbewahrung geeignet ist.
Die Erfinder haben festgestellt, daß eine Erhöhung der Rotationsgeschwindigkeit (ROTOR) des Rotors 58 während der Trennung den Effekt hat, daß der lineare Bereich der Fluidkennlinie ohne Trauma für rote Blutzellen erweitert wird, so daß eine verbesserte Fluidkennlinie 138(1) geschaffen wird, wie dies in 11 gezeigt ist. Wie in 11 gezeigt ist, schneidet die neue Fluidkennlinie 138(1) die Steuerkurve 140 an einem höheren Punkt, so daß sich ein höherer Einstell-Transmembrandruck TMP_SET ergibt. Ein Arbeiten auf einem höheren TMP_SET führt zu einer höheren RATE_P und somit zu einer höheren Effizienz EFF.
Die Erfinder haben auch festgestellt, daß eine kritische wechselweise Beziehung vorhanden ist zwischen HCT_WB, ROTOR (ausgedrückt in Umdrehungen pro Minute oder min^–1) und RATE_WB (ausgedrückt in ml/min), die in Kombination mit der Transmembrandrucksteuerung bei TMP_SET die Effizienz EFF optimiert, um einen konsistenten, hohen Hämatokritwert der roten Blutzellen bzw. HCT_RBC für alle normalen Vollblut-Hämatokritwerte HCT_WB von Spendern zu erzielen. Diese wechselseitige Beziehung definiert wirkungsmäßig eine Familie von verbesserten Fluidkennlinien 138(1) für Kombinationen aus HCT_WB, ROTOR und RATE_WB.
Die Schnittpunkte der verbesserten Fluidkennlinien 138(1) mit der Steuerkurve 140 bilden eine Familie von höheren Punkten des Einstell-Transmembrandrucks TMP_SET. Diese höheren TMP_SET-Punkte erzeugen über den Bereich des normalen Vollblut-Hämatokritwerts HCT_WB sowohl eine konsistente, gleichmäßige hohe Plasmaausbeute (ca. 400 ml bis 450 ml) als auch eine ebenso konsistente, gleichmäßige hohe Ausbeute an roten Blutzellen (ca. 250 bis 275 ml) bei einer relativ hohen Konzentration (HCT_RBC von etwa 70 %).
13 zeigt in graphischer Form die soeben beschriebene Beziehung, die zwischen HCT_WB und ROTOR für eine rotierende Membran-Trenneinrichtung 52 des vorstehend beschriebenen Typs festgestellt worden ist. 13 veranschaulicht das allgemeine Prinzip, daß bei sinkendem Vollblut-Hämatokritwert HCT_WB der Wert ROTOR erhöht werden muß, um die Effizienz EFF ausreichend zu optimieren, um einen konsistenten, gleichmäßigen hohen Hämatokritwert der roten Blutzellen HCT_RBC zu erzielen. Die in der graphischen Darstellung in 13 ausgedrückte Beziehung läßt sich mathematisch folgendermaßen darstellen:
Dabei bedeutet AHCT_MAX der maximale antikoagulierte Hämatokritwert des Vollblutes, mit dem eine Verarbeitung erfolgt. Der Wert leitet sich wie folgt ab: AHCTMAX = HCTMAX × (1 – AC) (3).
Dabei ist HCT_MAX der eingestellte maximale Hämatokritwert des Vollblutes des Spenders, mit dem eine Verarbeitung erfolgt. Dieser Wert wird von dem Hersteller eingestellt, und zwar unter Berücksichtigung der vorherrschenden Bundesvorschriften sowie der klinischen Erfahrungen mit der speziellen Trenneinrichtung 52. Für die vorstehend beschriebene Trenneinrichtung 52 kann ein Nominalwert für HCT_MAX von etwa 57 verwendet werden.
AC ist das gewählte Antikoagulansverhältnis. Zum Beispiel beträgt für ein Antikoagulansverhältnis von 8 % AC = 0,08.
AHCT_MIN ist der minimale antikoagulierte Hämatokritwert des Vollblutes, bei dem eine Verarbeitung erfolgt. Dieser Wert leitet sich wie folgt ab: AHCTMAX = HCTMIN × (1 – AC) (4).
Dabei ist HCT_MIN der eingestellte minimale Hämatokritwert des Vollblutes des Spenders, bei dem eine Verarbeitung erfolgt. Dieser Wert wird von der Bedienungsperson eingestellt, und zwar ebenfalls unter Berücksichtigung der vorherrschenden Bundesvorschriften sowie der klinischen Erfahrung mit der betreffenden Trenneinrichtung 52. Für die vorstehend beschriebene Trenneinrichtung 52 kann ein Nominalwert für HCT_MIN von etwa 38 verwendet werden.
AHCT_WB ist der antikoagulierte Hämatokritwert des Vollblutes des Spenders, das in die Trenneinrichtung 52 eintritt, wobei sich dieser Wert ableitet wie folgt: AHCTWB = HCTWB × (1 – AC) (5).
ROTOR_MAX und ROTOR_MIN bezeichnen die maximale bzw. minimale Rotationsgeschwindigkeit, die für den Rotor 58 für einen vorgeschriebenen Bereich von Hämatokritwerten zwischen AHCT_MIN und AHCT_MAX eingestellt ist. Diese Geschwindigkeiten werden von dem Hersteller vorgegeben, und zwar unter Berücksichtigung betriebsmäßiger Notwendigkeiten bei dem Treiber 46 und der Trenneinrichtung 52 sowie klinischer oder experimenteller Erfahrungen mit der Trenneinrichtung 52.
ROTOR_MAX berücksichtigt klinische oder experimentelle Daten hinsichtlich des Einsetzens eines klinisch bedeutsamen Traumas für Zellkomponenten, wenn diese den hohen Scherbedingungen im Inneren der rotierenden Membran-Trenneinrichtung 52 bei dem vorgeschriebenen Bereich der Hämatokritwerte zwischen AHCT_MIN und AHCT_MAX ausgesetzt werden.
ROTOR_MIN berücksichtigt klinische oder experimentelle Daten hinsichtlich des Einsetzens von Taylor-Wirbelbedingungen innerhalb des Spalts 60 der Einrichtung 52, die zum Erzeugen von Bewegung von Zellkomponenten von der rotierenden Membran 64 weg ausreichend sind, während Plasma zum Sammeln in Richtung auf die rotierende Membran 64 gefördert wird, und zwar wiederum im Hinblick auf den vorgeschriebenen Bereich von Hämatokritwerten zwischen AHCT_MIN und AHCT_MAX.
Für die vorstehend beschriebene Trenneinrichtung 52 sowie in Anbetracht des Bereichs von minimalen und maximalen Hämatokritwerten von 38 % bis 56 % können Nominalwerte für ROTOR_MAX = 4000 min^–1 und ROTOR_MIN = 3600 min^–1 verwendet werden.
Eine Lösung der Gleichung (2) für den Wert ROTOR ergibt folgenden Ausdruck:
14 zeigt in graphischer Form die Beziehung, die man zwischen HCT_WB und RATE_WB für eine rotierende Membran-Trenneinrichtung 52 des vorstehend beschriebenen Typs festgestellt hat. 14 veranschaulicht das allgemeine Prinzip, daß bei steigendem Vollblut-Hämatokritwert HCT_WB die Vollblutströmungsrate RATE_WB gesteigert werden muß, um die Effizienz EFF ausreichend zu optimieren, um einen konsistenten, gleichmäßigen hohen Hämatokritwert der roten Blutzellen HCT_RBC zu erzielen. Dies ist dadurch bedingt, daß (wie in Gleichung (1)) bei sinkender RATE_WB die Effizienz EFF gesteigert wird, solange die übrigen Betriebsbedingungen gleich bleiben.
Die Beziehung zwischen HCT_WB und RATE_WB sowie die Beziehung zwischen HCT_WB und ROTOR müssen gleichzeitig berücksichtigt werden. Der Grund hierfür besteht darin, daß es bei sinkendem Vollblut-Hämatokritwert HCT_WB nicht immer möglich ist, die Rotationsgeschwindigkeit ROTOR ausreichend hoch zu erhöhen, um allein die Effizienz EFF zu optimieren, und zwar aufgrund der Gegebenheiten durch ROTOR_MAX und AHC_{MAX
oder MIN}.
Die in der graphischen Darstellung der 14 dargestellte Beziehung läßt sich mathematisch darstellen und für die RATE_WB folgendermaßen lösen:
Dabei bedeuten RATE_MAX und RATE_MIN die maximale bzw. minimale Strömungsrate (ausgedrückt in ml/min), die für die Pumpe 20 eingestellt sind, und zwar unter Berücksichtigung des maximalen bzw. minimalen antikoagulierten Hämatokritwerts des Vollblutes AHCT_MAX und AHCT_MIN. Diese Strömungsraten werden von dem Hersteller unter Berücksichtigung der betriebsmäßigen Gegebenheiten der Pumpe 20 sowie von klinischen oder experimentellen Erfahrungen eingestellt.
Die RATE_MIN berücksichtigt in Anbetracht des vorgeschriebenen Bereichs an minimalen und maximalen Hämatokritwerten die minimalen Strömungsratenbedingungen, die für effektive Trennungsbedingungen in der Trenneinrichtung 52 erforderlich sind, ohne daß die Zeit übermäßig verlängert wird, in der das Blut den in dem Spalt 60 vorherrschenden hohen Scherbedingungen ausgesetzt wird, durch die Trauma hervorgerufen wird. RATE_MAX berücksichtigt ebenfalls in Anbetracht des vorgeschriebenen Bereichs der minimalen und maximalen Hämatokritwerte die maximalen Strömungsraten bei der Entnahme von Vollblut von einem typischen Spender, ohne bei diesem Unbehagen oder das Auftreten eines Venenkollapses hervorzurufen.
Für die vorstehend beschriebene Trenneinrichtung 52 sowie unter Berücksichtigung des Bereichs der minimalen und maximalen Hämatokritwerte von 38 % bis 56 % können Nominalwerte für die RATE_MAX = 100 ml/min und RATE_MIN = 80 ml/min verwendet werden.
Die Steuerung 48 beinhaltet erfindungsgemäß ein Trennungssteigerungselement 146 (vgl. 12), das die Arbeitsweise des Transmembrandruck-Steuerungselements 136 und des Venensteuerungselements 144 verbessert, indem es die vorstehend beschriebenen, wechselseitigen Beziehungen zwischen HCT_WB, ROTOR und RATE_WB berücksichtigt.
Das Trennungssteigerungselement 146 weist einen Eingang 148 auf, der von einer Bedienungsperson den Wert des HCT_WB für den einzelnen Spender erhält, dessen Blut gesammelt werden soll. Der Eingang 148 erhält ferner von dem Spender das gewählte Antikoagulansverhältnis AC. Daraus berechnet das Trennungssteigerungselement 146 den antikoagulierten Hämatokritwert des Vollblutes AHC_WB unter Verwendung der Gleichung (5). Der Eingang 148 erhält ferner das Soll-Sammelvolumen für rote Blutzellen (RBC_Target) sowie das Soll-Plasmasammelvolumen (PLASMA_Target) von der Bedienungsperson bei Beginn eines jeweiligen Vorgangs. Der Eingang 148 kann Berüh rungsflächen-Eingabetasten 150 an der Vorrichtung 12 (wie in 1 gezeigt) aufweisen.
Das Trennungssteigerungselement 146 beinhaltet in einem vom Hersteller installierten Speicher die vorherrschenden, eingestellten Betriebsparameter RATE_{MAX und MIN}; ROTOR_{MAX und MIN} sowie AHCT_{MAX
und MIN}.
Aus dieser Eingabe leitet das Trennungssteigerungselement 146 die Rotor-Rotationsgeschwindigkeit ROTOR gemäß den in der Gleichung (6) ausgedrückten Beziehungen ab. Das Trennungssteigerungselement 146 leitet ferner von dieser Eingabe die Vollblutströmungsrate RATE_WB gemäß den in der Gleichung (7) ausgedrückten Beziehungen ab.
Das Trennungssteigerungselement 146 steuert das Transmembrandruck-Steuerungselement 136 zur Ableitung des Einstell-Transmembrandrucks TMP_SET unter Verwendung der gesteigerten Fluidkennlinie 138(1), die die jeweilige Kombination von HCT_WB, ROTOR und RATE_WB definiert.
Das Trennungssteigerungselement 146 steuert ferner den Treiber 46 zum Drehen des Rotors 58 mit der Geschwindigkeit ROTOR. Der Aufbau der Gleichung (6) stellt sicher, daß ROTOR_MIN ≤ ROTOR ≤ ROTOR_MAX.
Weiterhin steuert das Trennungssteigerungselement das Venensteuerungselement 144 zum Halten der Pumpe 20 auf der RATE_WB. Der Aufbau der Gleichung (7) stellt sicher, daß RATE_MIN ≤ RATE_WB ≤ RATE_MAX.
Das Venensteuerungselement 144 steuert die Pumpe 20 mit der der RATE_WB, es sei denn es wird festgestellt, daß P1 < P_SET, was einen Venenkollabierungszustand anzeigt. In diesem Fall reduziert das Venensteuerungselement 144 die Vollblutströmungsrate RATE_WB um einen vorgeschriebenen prozentualen Inkrementwert (beispielsweise um 5 % der RATE_WB). Das Venensteuerungselement 144 steuert ferner den Treiber 46 zum Reduzieren der Geschwindigkeit ROTOR auf der Basis der Funktionen der Gleichung (6) und der Gleichung (7), wie dies durch die in 15 dargestellte Kurvenfamilie bzw. Kennlinienfamilie veranschaulicht ist.
Die x-Achse der 15 zeigt, daß die Vollblutströmungsrate RATE_WB (in ml/min) von der niedrigsten möglichen Strömungsrate (RATE_WB = 0) bis zu der maximal möglichen Blutströmungsrate RATE_WB in Abhängigkeit von der in der Gleichung (7) ausgedrückten Funktion ansteigt, wenn ein Vollblut-Hämatokritwert HCT_WB in den vorbestimmten Bereich von minimalen und maximalen Hämatokritwerten von 38 % bis 56 % fällt und die vorgeschriebene RATE_MAX und RATE_MIN eingehalten werden.
Die y-Achse in 15 zeigt, daß die Geschwindigkeit ROTOR von einer vorgeschriebenen minimal möglichen Rotationsrate, die bei RATE_WB = 0 zulässig ist (die für die vorstehend beschriebene Einrichtung 54 auf 2200 min^–1 eingestellt ist) bis auf die maximal mögliche Rotationsrate ROTOR ansteigt, die gemäß der in Gleichung (6) ausgedrückten Funktion vorgeschrieben ist, und zwar wiederum bei einem Vollblut-Hämatokritwert HCT_WB, der in den vorbestimmten Bereich der minimalen und maximalen Hämatokritwerte von 38 % bis 56 % fällt sowie wiederum unter Einhaltung der vorgeschriebenen Geschwindigkeit ROTOR_MAX und ROTOR_MIN.
Daraus läßt sich eine Kurvenfamilie zeichnen, die die RATE_WB als Funktion von ROTOR für einen bestimmten HCT_WB darstellt, wobei drei solche Kurven (Kurve A, B und C) in 15 gezeigt sind.
Die Kurve A stellt die RATE_WB/ROTOR-Funktion für einen maximalen HCT_WB = 56 % dar, die von dem Schnittpunkt von RATE_WB = 0/ROTOR = 2200 bis zu dem Schnittpunkt RATE_WB = 100 ml/min verläuft (abgeleitet durch Gleichung (7))/ROTOR = 3600 min^–1 (abgeleitet durch Gleichung (6)).
Die Kurve B stellt die RATE_WB/ROTOR-Funktion für den minimalen HCT_WB = 38 % dar, die von dem Schnittpunkt von RATE_WB = 0/ROTOR = 2200 bis zu dem Schnittpunkt von RATE_WB = 80 ml/min verläuft (abgeleitet durch Gleichung (7))/ROTOR = 4000 min^–1 (abgeleitet durch Gleichung (6)).
Die Kurve C stellt die RATE_WB-/ROTOR-Funktion für einen mittleren (und typischen) Hämatokritwert HCT_WB = 45 % dar, die von dem Schnittpunkt von RATE_WB = 0/ROTOR = 2200 bis zu dem Schnittpunkt von RATE_WB = 87 ml/min (abgeleitet durch Gleichung (7))/ROTOR = 3860 min^–1 (abgeleitet durch Gleichung (6)) verläuft.
Auf der Basis der Kurvenfamilie der 15 sowie des gegebenen Vollblut-Hämatokritwertes HCT_WB sowie der inkrementell reduzierten RATE_WB leitet das Venensteuerungselement 144 die Rotationsgeschwindigkeit ROTOR ab. Wenn zum Beispiel HCT_WB = 45 % ist und die inkrementell reduzierte RATE_WB = 70 ml/min ist, beträgt ROTOR = 3300 min^–1.
Wenn der erfaßte Druck P1 weiterhin einen Venenkollabierungszustand anzeigt, nimmt das Venensteuerungselement 144 eine weitere inkrementelle Reduzierung der Pumpenrate sowie eine Einstellung der Rotationsrate vor, wie dies vorstehend beschrieben worden ist, wobei dies solange fortgesetzt wird, bis der kollabierte Venenzustand eliminiert ist. Das Venensteuerungselement 144 fährt dann mit einer inkrementellen Erhöhung der Pumpenrate sowie der Einstellung der Rotationsgeschwindigkeit über die Zeit fort, wie dies vorstehend beschrieben worden ist, um die Pumpenrate möglichst auf die RATE_WB sowie die Rotor-Treiberrate auf die Geschwindigkeit ROTOR zurückzuführen oder so nahe wie möglich zu diesen vorgeschriebenen Bedingungen zurückzubringen, wie dies aufgrund von P1 zulässig ist.
Das Venensteuerungselement 144 steuert auch die Pumpe 18 synchron mit der Pumpe 20, um sicherzustellen, daß das gewünschte Antikoagulansverhältnis AC aufrecht erhalten bleibt.
Ferner mißt das Transmembrandruck-Steuerungselement 136 P2 und steuert die Pumpe 22 auf eine Strömungsrate der roten Blutzellen RATE_RBC, die P2 = TMP_SET aufrecht erhält.
Gleichzeitig mit der soeben beschriebenen Arbeitsweise des Transmembrandruck-Steuerungselements 136 und des Venensteuerungselements 144 erhält das Trennungssteigerungselement 146 ein Eingangssignal von den Waagschalen 38 und 40, in dem die Volumina der gesammelten konzentrierten roten Blutzellen und des gesammelten Plasmas mitgeteilt werden. Das Element 146 steuert ein Umschalt-Steuerungselement 152 auf der Basis dieses Eingangssignals, das RBC_Target sowie das PLASMA_Target, wie diese von der Bedienungsperson spezifiziert worden sind. Das Element 152 schaltet das System 10 um zwischen einem Betrieb in sukzessiven Blutentnahmemoden und Blutrückführungsmoden, wie dies auch bei herkömmlichen Einzelnadel-Verfahren der Fall ist.
Während des Blutentnahmemodus betreibt das System 10 die Pumpe 20 in Vorwärtsrichtung, um dem Spender Vollblut zu entnehmen und dieses in rote Blutzellen, die sich in dem Behälter 102 sammeln, sowie Plasma zu trennen, das sich in dem Behälter 98 sammelt. Nachdem ein erstes vorgeschriebenes Volumen von konzentrierten roten Blutzellen verarbeitet worden ist, steuert das Trennungssteigerungselement 146 das Element 152 zum Umschalten des Systems 10 in einen Rückführungsmodus.
Während des Rückführungsmodus betreibt das System 10 die Pumpe 20 in umgekehrter Richtung, um konzentrierte rote Blutzellen von dem Behälter 112 zu entnehmen und sie dem Spender zurückzugeben. Das Trennungssteigerungselement 146 vergleicht das gesammelte Plasmavolumen und das gesammelte Volumen der roten Blutzellen mit RBC_Target und PLASMA_Target und leitet ein zweites vorgeschriebenes Volumen von zu verarbeitendem Vollblut ab.
Das Trennungssteigerungselement 146 steuert dann das Element 152 zum Umschalten des Systems 10 zurück auf einen Entnahmemodus, um dieses vorgeschriebene Volumen zu sammeln. Das Trennungssteigerungselement 146 setzt die Steuerung der Umschaltung zwischen sukzessiven Entnahme- und Rückführmoden fort, während es die Waagschalen 38 und 40 überwacht, bis RBC_Target und PLASMA_Target erreicht sind.
Bei dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel erfolgt während des Sammelns von roten Blutzellen in dem Behälter 102 auch ein Abtasten des Ausgangssignals der Waagschale 38 über die Zeit durch das Trennungssteigerungselement 146. Das Trennungssteigerungselement 146 leitet die tatsächliche Strömungsrate RATE_RBC-Real der roten Blutzellen in den Behälter hinein durch die Änderung des Gewichts in dem Behälter 102 über die Zeit ab.
Das Trennungssteigerungselement 146 vergleicht RATE_RBC-Real mit der durch das Transmembrandruck-Steuerungselement 136 gesteuerten RATE_RBC und leitet daraus eine Differenz ab, falls eine solche vorhanden ist. Das Trennungssteigerungselement 146 liefert periodisch Einstellbefehle an die Pumpe 22 auf der Basis dieser Differenz, um sicherzustellen, daß die RATE_RBC-Real der gesteuerten RATE_RBC entspricht, die von dem Transmembrandruck-Steuerungselement 136 abgegeben wird.
Gleichermaßen wird bei dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel, während sich Plasma in dem Behälter 98 sammelt, von dem Trennungssteigerungselement 146 ein Abtasten des Ausgangssignals der Waagschale 40 über die Zeit ausgeführt. Das Trennungssteigerungselement 146 leitet die tatsächlichen Strömungsraten des Plasmas RATE_PLASMA-Real in den Behälter 98 hinein aufgrund der Änderung des Gewichts des Behälters 98 über die Zeit ab.
Das Trennungssteigerungselement 146 addiert RATE_PLASMA-Real und RATE_RBC-Real, um daraus RATE_WB-Real abzuleiten. Alternativ hierzu kann das Trennungssteigerungselement 146 die RATE_RBC-Real in RATE_WB-Real ohne Verwendung des Ausgangssignals der Waagschale 40 zum Ableiten von RATE_PLASMA-Real umwandeln, und zwar wie folgt:
Das Trennungssteigerungselement 146 vergleicht die abgeleitete RATE_WB-Real mit der von dem Venensteuerungselement 144 gesteuerten RATE_WB (wie dies vorstehend beschrieben worden ist) und leitet daraus eine Differenz ab, falls eine solche vorhanden ist. Das Trennungssteigerungselement 146 gibt periodisch Einstellbefehle an die Pumpe 20 auf der Basis dieser Differenz, um sicherzustellen, daß RATE_WB-Real der gesteuerten RATE_WB entspricht, die von dem Steuerungselement 136 abgegeben wird.
BEISPIEL 1
Die 4 bis 9 sowie die Tabelle 2 veranschaulichen die Arbeitsweise des in den 1 bis 3 dargestellten Systems unter den Steuervorgaben der Steuerung 48 in einer Art und Weise, die die Merkmale der Erfindung verkörpert.
Bei diesem Beispiel wird eine rotierende Membran-Trennvorrichtung des vorstehend beschriebenen Typs sowie mit den vorstehend beschriebenen Dimensionen verwendet. Bei diesem Beispiel gibt die Bedienungsperson die folgenden vorgeschriebenen Eingabebedingungen in das Trennungssteigerungselement 146 ein:
HCT_WB = 46 (%)
RBC_Target = 250 ml
PLASMA_Target = 475 ml
RATE_MAX = 100 ml/min
RATE_MIN = 80 ml/min
ROTOR_MAX = 4000 min^–1
ROTOR_MIN = 3600 min^–1
AHCT_MAX = 56 (%)
AHCT_MIN = 38 (%)
AC = 8 %
Aufgrund dieser Eingabe leitet das Trennungssteigerungselement 146 folgendes ab:
ROTOR = 3835 min^–1
RATE_WB = 88 ml/min.
Zu Beginn des Vorgangs leitet das Transmembrandruck-Steuerungselement 136 den Einstell-Transmembrandruck TMP_SET ab, und das Venensteuerungselement 144 stellt den Druck P_SET ein.
Das Trenndungssteigerungselement 146 steuert drei aufeinander folgende Entnahme-/Rückführungs-Zyklen. Die nachfolgende Tabelle 2 faßt die Blutvolumina sowie die Zeiten für diese drei Zyklen zusammen.
Tabelle 2
4 veranschaulicht in schematischer Weise die Fluidströmung sowie die zugehörigen Fluidvolumina bei Verwendung des Entnahmemodus des ersten Zyklus. 5 veranschaulicht in schematischer Weise die Fluidströmung sowie die zugehörigen Fluidströmungsvolumina während des Rückführmodus des ersten Zyklus.
6 veranschaulicht in schematischer Weise die Fluidströmung sowie die zugehörigen Fluidströmungsvolumina während des Entnahmemodus des zweiten Zyklus. 7 veranschaulicht in schematischer Weise die Fluidströmung sowie die zugehörigen Fluidströmungsvolumina während des Rückführungsmodus des zweiten Zyklus, in dem rote Blutzellen und Kochsalzlösung nacheinander zu dem Spender zurückgeführt werden, wobei zuerst Kochsalzlösung zurückgeführt wird, worauf rote Blutzellen folgen.
8 zeigt in schematischer Weise die Fluidströmung sowie die zugehörigen Fluidströmungsvolumina während des Entnahmemodus des dritten Zyklus. 9 zeigt in schematischer Weise die Fluidströmung sowie die zugehörigen Fluidströmungsvolumina während des abschließenden Rückführmodus des dritten Zyklus.
D. Leuko-Reduktion der gesammelten roten Blutzellen
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel (vgl. 2) beinhaltet das Set 2 ein Leuko-Reduktionsfilter 116, wie es vorstehend beschrieben worden ist. Die 10A und 10B veranschaulichen die Abfolge bei der Verwendung des Filters 116 zum Entfernen von Leukozyten aus den konzentrierten roten Blutzellen, die sich gemäß dem vorstehend beschriebenen Beispiel sammeln. Die Sequenz wird manuell durchgeführt, nachdem der Spender von dem System 10 getrennt worden ist.
Die Bedienungsperson öffnet zuerst die Rollenklemme 122. Die Bedienungsperson nimmt den Behälter 114 von der Abstützeinrichtung 44 ab und hebt ihn über den Behälter 102 an. Die Bedienungsperson überträgt durch Schwerkraftströmung die Aufbewahrungslösung aus dem Behälter 114 (wie in 10A gezeigt ist) durch die Umgehungsleitung 118 mit dem Einwegventil 120 sowie durch den sechsten und den fünften Schlauch 110/104 in die roten Blutzellen in dem Behälter 102 hinein (der zu diesem Zeitpunkt immer noch vorzugsweise auf der Waagschale 38 angeordnet ist).
Die Bedienungsperson setzt den (nun leeren) Behälter 114 vorzugsweise auf die Abstützeinrichtung 44 zurück. Der Behälter 102 enthält nun das Volumen der gesammelten roten Blutzellen sowie das zusätzliche Volumen der Aufbewahrungslösung (wie dies in 10A mit 250 ml(+) dargestellt ist).
Die Bedienungsperson nimmt den Behälter 102 von der Waagschale 38 ab und drückt den Behälter 102 leicht, um die roten Blutzellen mit der Aufbewahrungslösung in dem Behälter 102 zu mischen. Die Bedienungsperson öffnet dann die Rollenklemme 124 und hebt den Behälter 102 über den Behälter 114 an (der sich nun an der Abstützeinrichtung 44 befindet). Rote Blutzellen und Aufbewahrungslösung fließen durch den fünften Schlauch 104, den sechsten Schlauch 110 sowie durch das Filter 116 in den Behälter 114 (wie in 10B gezeigt ist). Dadurch werden Leukozyten aus den roten Blutzellen entfernt.
Die leukozytenreduzierten roten Blutzellen und die darin verbleibende Aufbewahrungslösung werden in dem Behälter 110 für eine langfristige Aufbewahrung zurückgehalten. Der Behälter 114 enthält das gesammelte Volumen der roten Blutzellen plus das zusätzliche Volumen der Aufbewahrungslösung (in 10B mit 250 ml(+) bezeichnet). Das gesammelte Plasmavolumen wird für die Aufbewahrung oder die weitere Verarbeitung ebenfalls in dem Behälter 98 gehalten.
Die Behälter 114 und 98 sind, wie auch die übrigen Behälter und Schlauchmaterialien, die zu dem Set 14 gehören, aus herkömmlichen, genehmigten Kunststoffmaterialien medizinischer Qualität hergestellt, wie zum Beispiel aus Polyvinylchlorid, das mit di-2-ethylhexyl-phthalat (DEHP) plastifiziert ist. Von aus solchen Materialien hergestellten Behältern ist bekannt, daß sie günstige Eigenschaften für die Aufbewahrung entweder von roten Blutzellen oder von Plasma für mindestens 24 Stunden nach der Trennung aufweisen, um für eine anschließende Transfusion oder eine anschließende Verarbeitung verwendet zu werden.
Die Behälter 114 und 98 mit den darin enthaltenen Blutbestandteilen werden von dem Set 14 durch Ausbildung von Auseinanderschnapp-Dichtungen in den Schläuchen 104, 100 und 110 getrennt, wobei zum Beispiel eine herkömmliche Heißsiegeleinrichtung verwendet wird, wie die elektrische Siegeleinrichtung Hematron^®, die von der Baxter Healthcare Corporation vertrieben wird.
Die Erfinder haben ferner festgestellt, daß rote Blutzellen, die in der rotierenden Membran-Trenneinrichtung 52 verarbeitet werden und gemäß der Erfindung in hohen Hämatokritkonzentrationen gesammelt werden, signifikant niedrigere Hämolyseniveaus vor sowie nach einer langfristigen Aufbewahrung in einem leukozytenreduzierten Zustand im Vergleich zu ähnlichen hohen Hämatokritkonzentrationen aufweisen, die gemäß der Erfindung gesammelt werden, bei denen die Leukozyten-Population jedoch nicht reduziert ist. Die nachfolgende Tabelle 3 faßt den Unterschied in den Hämoglobin-Niveaus unter solchen Bedingungen unter Verwendung von im Handel erhältlichen Leukozytenfiltern zusammen (Filter 1 = PALL^® WBF1 und Filter 2 = Asahi SEPACELL^® RS2000).
Tabelle 3
Die Tabelle 3 zeigt, daß akzeptable Hämolyseniveaus in den rote Blutzellen in hohen Konzentrationen aufweisenden Produkten vorliegen, die gemäß der Erfindung gesammelt worden sind (Spalten 1 bis 3). Die Tabelle 3 zeigt ferner, daß die Reduzierung der Anzahl von Leukozyten aus den rote Blutzellen in hohen Konzentrationen aufweisenden Produkten die Hämolyseniveaus sowohl zu Beginn der Aufbewahrung als auch am Ende der Aufbewahrungsperiode (Spalten 1 und 2) im Vergleich zu rote Blutzellen in hohen Konzentrationen aufweisenden Produkten reduziert, bei denen während der Aufbewahrung keine Leuko-Reduktion bzw. Leukozytenreduzierung erfolgte (Spalte 3).
II. Chargen-Verarbeitungssysteme und -verfahren
16 zeigt ein weiteres Blutverarbeitungssystem 200, das Merkmale der vorliegenden Erfindung verkörpert.
Gemäß der Erfindung dient das System 220 zum Sammeln eines bestimmten, gleichmäßigen Volumens an konzentrierten roten Blutzellen von gesunden Blutspendern, und zwar trotz Schwankungen beim Hämatokritwert von Spender zu Spender.
Das System 200 beinhaltet ein Blutverarbeitungsset 200, das eine für den Einmalgebrauch vorgesehene, entsorgbare Einrichtung bildet. Das Set 202 beinhaltet einen Vollblut-Sammelbeutel 204, der in integraler Weise mit einer Anordnung flexibler Schläuche in medizinischer Qualität verbunden ist.
Ein erster Schlauch 206 ist in integraler Weise mit dem Sammelbeutel 204 verbunden und trägt an seinem distalen Ende eine Phlebotomienadel 208. Im Gebrauch fördert der erste Schlauch 206 Vollblut von einem an die Phlebotomienadel angeschlossenen Spender 210 in den Sammelbeutel 204.
Ein zweiter Schlauch 212 steht in der Nähe der Phlebotomienadel 208 mit dem ersten Schlauch in Verbindung. Der zweite Schlauch 212 trägt eine herkömmliche dornartige Kopplungseinrichtung 214 zur Verbindung mit einem Behälter 216, der ein herkömmliches Antikoagulans, wie ACD, enthält. Der zweite Schlauch 212 kann ebenfalls eine in der Leitung vorgesehene Tropfkammer 218 sowie ein Sterilitätsfilter 220 beinhalten.
Alternativ hierzu kann der zweite Schlauch 212 bei der Herstellung in integraler Weise mit dem Behälter 216 verbunden werden, oder er kann während des Gebrauchs mittels einer herkömmlichen sterilen Verbindungseinrichtung mit dem Behälter 216 verbunden werden. Im Gebrauch fördert der zweite Schlauch 212 Antikoagulans zum Mischen von diesem mit dem Vollblut in dem ersten Schlauch 206.
Ein dritter Schlauch 222 ist in integraler Weise mit dem Sammelbeutel 204 verbunden. Der dritte Schlauch 222 ist ferner mit einem ersten Transferbeutel 224 in integraler Weise verbunden. Ein vierter Schlauch 226 verbindet den ersten Transferbeutel 224 in integraler Weise mit einem zweiten Transferbeutel 228.
Der Sammelbeutel 204, die Transferbeutel 224 und 228 und die zugehörigen Schläuche bilden ein herkömmliches System mit mehreren Blutbeuteln. Im Gebrauch wird nach dem Sammeln von Vollblut in dem Sammelbeutel 204 der erste Schlauch 206 abgetrennt und dicht verschlossen, und zwar unter Verwendung einer herkömmlichen manuellen Schlauchverschlußeinrichtung.
Der Sammelbeutel 204 (der nun das Vollblut des Spenders enthält) und die Transferbeutel 224 und 228 werden als eine miteinander verbundene Einheit in eine Blutzentrifuge gegeben. Vollblut wird durch Zentrifugalkraft in dem Sammelbehälter in konzentrierte rote Blutzellen und blutplättchenreiches Plasma getrennt. Ein Großteil der in dem Vollblut des Spenders vorhandenen Leukozyten verbleibt in erster Linie entweder in den konzentrierten roten Blutzellen oder in dem blutplättchenreichen Plasma, wobei dies von der Stärke des während der Trennung ausgeübten Zentrifugalfeldes abhängig ist. Allgemein gesagt ist die Anzahl der in den roten Blutzellen verbleibenden Leukozyten umso höher je höher die Zentrifugalkraft ist.
Unter Verwendung einer herkömmlichen V-förmigen Presse oder dergleichen wird das blutplättchenreiche Plasma manuell aus dem Sammelbeutel 204 heraus in den ersten Transferbeutel 224 gedrückt. Der dritte Schlauch 222 wird abgetrennt und in herkömmlicher steriler Weise dicht verschlossen, so daß die Transferbeutel 224 und 228 als eine miteinander verbundene Einheit von dem Sammelbeutel 204 getrennt werden.
Auf diese Weise bleiben die konzentrierten roten Blutzellen (mit RBC bezeichnet) in dem Sammelbehälter 204 zurück, in dem sie in herkömmlicher Weise für eine spätere Transfusion aufbewahrt werden.
Das blutplättchenreiche Plasma wird durch Zentrifugalkraft in dem ersten Transferbeutel 224 in konzentrierte Blutplättchen (in 16 mit PC bezeichnet) und in blutplättchenarmes Plasma (in 16 mit PPP bezeichnet) getrennt. Das blutplättchenarme Plasma wird durch den vierten Schlauch 226 manuell in den zweiten Transfer beutel 228 ausgedrückt, so daß die konzentrierten Blutplättchen in dem ersten Transferbeutel 224 zurückbleiben.
Der vierte Schlauch 226 wird in herkömmlicher steriler Weise dicht verschlossen, so daß konzentrierten Blutplättchen und das blutplättchenarme Plasma in dem ersten bzw. dem zweiten Transferbeutel 224 und 228 getrennt für eine spätere Transfusion aufbewahrt werden können.
Herkömmliche Vollblut-Sammelverfahren sammeln typischerweise ungefähr 450 ml ± 45 ml in dem Sammelbeutel 204. Das Volumen der während der Zentrifugierung abgetrennten konzentrierten roten Blutzellen variiert natürlich in Abhängigkeit von dem Hämatokritwert des einzelnen Spenders. Wie eingangs ausgeführt worden ist, beträgt der Hämatokritwert für einen typischen gesunden Spender vor der Zentrifugierung etwa 40 % bis 45 %, obwohl Vollblut-Hämatokritwerte unter Spendern beträchtlich variieren, und zwar von dem Bereich um die 30 % bis in den Bereich um die 50 %.
In den USA ist es nach Bundesvorschriften verboten, daß Personen mit Vollblut-Hämatokritwerten von 38 % und darunter Blut spenden. Das Volumen der während eines typischen manuellen Verfahrens gesammelten konzentrierten roten Blutzellen kann somit von 175,5 ml (für einen Spender mit einem minimalen Hämatokritwert von 39 %) bis 225 ml (für einen Spender mit einem Hämatokritwert von 50 %) und mehr beträchtlich variieren.
Das in 16 dargestellte System beinhaltet eine Vollblut-Einlaßpumpe 230 mit variabler Geschwindigkeit. Die Pumpe 230 beinhaltet eine peristaltische Pumpenrotoranordnung 232, die von einem Motor 234 angetrieben wird. Es können verschiedene Arten von Motoren 234 verwendet werden, beispielsweise ein bürstenloser Gleichstrommotor. Die Rotoranordnung 232 beinhaltet ein Paar diametral voneinander beabstandeter Rollen 236.
Im Gebrauch bringen die Rollen 236 den ersten Schlauch 206 mit einer zugeordneten Pumpenlauffläche 238 in Eingriff. Bei Rotation verursachen die Rollen 236 eine Druckbeaufschlagung des Vollbluts von dem Spender 210, und sie drücken dieses durch den ersten Schlauch 206 in den Sammelbeutel 204 mit einer bestimmten Strömungsrate G. Diese peristaltische Pumpwirkung ist allgemein bekannt.
Einen Pumpenmotorsteuerung 240 steuert die Zufuhr von Energie zu dem Pumpenmotor 240. Die Steuerung 240 schickt Befehls- bzw. Steuersignale, um eine gewünschte Pumpengeschwindigkeit S (ausgedrückt in Umdrehungen pro Minute) auf der Basis einer gewünschten Fluidströmungsrate Q (in ml/min) durch den ersten Schlauch 206 aufrecht zu erhalten.
Die Relation zwischen der gewünschten Fluidströmungsrate Q und der gesteuerten Pumpengeschwindigkeit S wird folgendermaßen ausgedrückt: S = Q × k
Dabei ist k (in Umdr./ml) ein Pumpen-Kalibrierungskoeffizient, der das Fluidvolumen angibt, das pro Umdrehung des Pumpenrotoranordnung 232 verdrängt wird. Bekanntlich ist der Pumpen-Kalibrierungskoeffizient k zu einem Teil von den Abmessungen und den körperlichen Eigenschaften des ersten Schlauchs 206 und der Phlebotomienadel 208 sowie auch von den Abmessungen und den körperlichen Eigenschaften der Pumpenrotoranordnung 232 abhängig. Diese dimensionsmäßigen und körperlichen Beziehungen lassen sich in einfacher Weise empirisch bestimmen.
Die Pumpenmotorsteuerung 240 beinhaltet ein Verarbeitungselement 242 mit drei Eingängen 244, 246 und 248. Der erste Eingang 244 erhält von der Bedienungsperson einen Wert HCT_WB, der den Hämatokritwert des einzelnen Spenders 10 darstellt. Der Wert HCT_WB wird durch Analysieren eine Probe des Blutes des Spenders vor dem Sammelvorgang unter Verwendung herkömmlicher Techniken bestimmt.
Der zweite Eingang 246 erhält ferner von der Bedienungsperson einen Wert TIME, der die Zeit darstellt, während der von dem Spender 210 Vollblut gesammelt wird. Ein typischer Wert für TIME bzw. die Zeit kann ca. 7 Minuten betragen.
Der dritte Eingang 248 erhält ferner von der Bedienungsperson einen Wert RBC_TARGET, der das Volumen an konzentrierten roten Blutzellen darstellt, das von dem Spender gesammelt werden soll. Ein typischer Wert für RBC_TARGET kann 189 ml betragen, wobei dies ein mittleres Volumen an konzentrierten roten Blutzellen darstellt, und zwar auf der Basis der Annahme, daß ein mittleres Vollblutvolumen von 450 ml von einem durchschnittlichen gesunden Spender mit einem mittleren Hämatokritwert von 42 % gesammelt wird.
Das Verarbeitungselement 242 leitet die gewünschte Pumpenströmungsrate Q auf der Basis der drei Eingänge folgendermaßen ab:
Dabei werden Q in ml/min ausgedrückt, RBC_TARGET in ml ausgedrückt und HCT_RBC als Dezimalprozentsatz ausgedrückt (z.B. 42 % = 0,42); ferner wird TIME in Minuten ausgedrückt.
Das Verarbeitungselement 242 liefert als Ausgangswert den abgeleiteten Ratenbetrag Q an die Pumpenmotorsteuerung 234. Auf der Basis des Betrags Q schickt die Motorsteuerung 234 Steuersignale zum Aufrechterhalten einer gewünschten Pumpengeschwindigkeit S in der vorstehend beschriebenen Weise.
In dem dargestellten Ausführungsbeispiel ist eine zweite peristaltische Pumpe 250 in Reihe mit dem zweiten Schlauch 212 gekoppelt. De Steuerung 240 steuert auch eine Strömungsrate des Antikoagulans durch den zweiten Schlauch 212, um ein gewünschtes Verhältnis AC von Antikoagulans zu Vollblut zu erzielen, das sich bei variierendem Wert Q ändert.
Das System 200 ist somit in der Lage, aus einer unterschiedlichen Gruppe von gesunden Spendern, innerhalb derer der Vollblut-Hämatokritwert beträchtlich variiert, ein feststehendes Sammelvolumen an konzentrierten roten Blutzellen zu erzielen.
Wenn zum Beispiel
RBC_TARGET = 189 ml und
TIME = 7 Minuten betragen,
dann wird Vollblut von einem Spender mit einem Hämatokritwert von HCT_WB = 0,4 (40 %) in den Sammelbeutel 204 mit einem abgeleiteten Wert von Q = 67,5 ml/min. gepumpt, während Vollblut von einem Spender mit einem HCT_WB = 0,5 (50 %) mit einer geringeren abgeleiteten Rate des Werts Q von gleich 54 ml/min. in den Sammelbeutel 204 gepumpt wird.
Das System 200 eliminiert eine Veränderlichkeit von Einheit zu Einheit, die durch unterschiedliche Spender-Hämatokritwerte hervorgerufen wird. Das System 200 er möglicht eine Standardisierung des Volumens an konzentrierten roten Blutzellen, das von einer unterschiedlichen Gruppe gesunder Spender gesammelt wird. Das System 200 erlaubt Ärzten, die Verordnung und Erzielung konsistenter, standardisierter Volumina an konzentrierten roten Blutzellen während einer Transfusion.
Wie in 16 in gestrichelten Linien dargestellt ist, kann die Population von Leukozyten in den gesammelten Blutprodukten reduziert werden, indem ein in der Leitung vorgesehenes Leukozyten-Verminderungsfilter 252 in dem ersten Schlauch 206 zwischen der Pumpe 230 und dem Sammelbeutel 204 vorgesehen wird. Das Filter 252 kann eine herkömmliche Konstruktion zum Entfernen von Leukozyten aus dem Vollblut aufweisen, während dieses mit der für den betreffenden Spender abgeleiteten Rate Q gesammelt wird, um auf diese Weise ein gewünschtes Volumen an konzentrierten roten Blutzellen zu erzielen.
Weitere Komponenten des Systems 200 können auch variiert werden, und zwar mit oder ohne Variation von Q, um auf diese Weise ein Sammeln von gleichmäßigeren Volumina von konzentrierten roten Blutzellen von Spendern mit unterschiedlichen Hämatokritwerten zu erreichen. Zum Beispiel kann das Set 202 eine kleinere Phlebotomienadel 208 (z.B. mit der Feinheitsnummer 18 anstatt der Feinheitsnummer 16) beinhalten, wenn der Hämatokritwert des Spenders höher ist als der Durchschnitt von 42 %, um dadurch eine langsamere Rate des Sammelvorgangs vorzugeben und dadurch das Sollvolumen an konzentrierten roten Blutzellen zu erreichen.
Verschiedene Merkmale der Erfindung sind in den nachfolgenden Ansprüchen angegeben.

Claims

Bluttrennsystem (200), das folgendes aufweist: eine Eintrittsleitung (206) für die Entnahme von Vollblut von einem Blutspender (210), der aus einer Gruppe von Blutspendern ausgewählt worden ist, wobei das Vollblut des ausgewählten Blutspenders einen bekannten Hämatokritwert aufweist, die innerhalb der Gruppe von Blutspendern in Abhängigkeit von der Gestalt des ausgewählten Blutspenders variiert, wobei die Eintrittsleitung einen Sammelbehälter (204) zum Sammeln eines Volumens an Vollblut aufweist, um dieses nach dem Abtrennen der Eintrittsleitung zu verarbeiten, eine offline arbeitende Zentrifuge zum Trennen des Vollbluts in einen Plasmabestandteil und ein Volumen konzentrierter roter Blutzellen, einen ersten Eingang (244) zum Empfangen des bekannten Hämatokritwerts des ausgewählten Blutspenders, einen zweiten Eingang (246) zum Empfangen einer Ziel-Sammelzeit, einen dritten Eingang (248) zum Empfangen eines Zielvolumens an konzentrierten roten Blutzellen, eine Einlaßpumpe (230) in der Eintrittsleitung zum Befördern eines Volumens an Vollblut von dem Spender mit einer angewiesenen Strömungsrate in die Sammelkammer, und eine Steuereinrichtung (242), die mit dem Eingang gekoppelt ist, um die angewiesene Strömungsrate derart einzustellen, daß das Volumen des im Verlauf der Zeit beförderten Vollbluts in Abhängigkeit von dem bekannten Hämatokritwert des ausgewählten Spenders, der Ziel-Sammelzeit und dem Zielvolumen an konzentrierten roten Blutzellen variiert, um nach einer offline erfolgenden Zentrifugenverarbeitung das Zielvolumen an konzentrierten roten Blutzellen für jeden beliebigen Spender in der Gruppe von Blutspendern trotz Schwankungen bei den bekannten Hämatokritwerten innerhalb der Spender zu erzielen.
System nach Anspruch 1, weiterhin mit mindestens einem Transferbehälter (224), der mit dem Blutsammelbehälter (204) gekoppelt ist, um nach der Zentrifugenverarbeitung den Plasmabestandteil zu empfangen.
System nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Eintrittsleitung (206) eine Vorrichtung (252) zum Trennen von Leukozyten aus dem Volumen an Vollblut aufweist.
System nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Eintrittsleitung (206) einen Vorrat an Antikoagulans (206) zum Mischen mit dem Volumen an Vollblut aufweist.
System nach Anspruch 4, weiterhin mit einer Pumpe (250) zum Mischen von Antikoagulans mit dem Vollblut mit einem vorgegebenen Verhältnis von Antikoagulans zu Vollblut.