ES2218593T3

ES2218593T3 - Sistema de procesamiento de la sangre.

Info

Publication number: ES2218593T3
Application number: ES96920494T
Authority: ES
Inventors: Richard I. Brown
Original assignee: Baxter International Inc
Current assignee: Baxter International Inc
Priority date: 1995-06-07
Filing date: 1996-05-22
Publication date: 2004-11-16
Anticipated expiration: 2016-05-22
Also published as: EP0775005A4; US6207063B1; AU700756B2; US6451203B2; US20010008221A1; CA2195067A1; US20010006810A1; NO317131B1; WO1996040399A1; EP0775005B1; US6802982B2; US5730883A; NO970538L; NO970538D0; JP4085339B2; AU5877696A; DE69632012T2; DE69632012D1; JPH10504043A; US6059979A

Abstract

LOS SISTEMAS DE PROCESAMIENTO DE SANGRE SEPARAN LA SANGRE COMPLETA (WB) EN GLOBULOS ROJOS (RBC) Y UN CONSTITUYENTE DE PLASMA (PRP) DENTRO DE UN DISPOSITIVO DE SEPARACION CENTRIFUGO, GIRATORIO (12). LOS SISTEMAS DIRIGEN LA SANGRE COMPLETA AL INTERIOR DEL DISPOSITIVO DE SEPARACION (12) A TRAVES DE ENTRADA (P2) ACCIONABLE A UNA VELOCIDAD PRESCRITA. LOS SISTEMAS SEPARAN EL CONSTITUYENTE DE PLASMA (PRP) DEL DISPOSITIVO DE SEPARACION (12) A TRAVES DE UNA BOMBA DE SALIDA (P4) ACCIONABLE A UNA VELOCIDAD PRESCRITA. LOS SISTEMAS DERIVAN UN VALOR QUE REPRESENTA UN HEMATOCRITO APARENTE DE LA SANGRE COMPLETA QUE PENETRA EN EL DISPOSITIVO DE SEPARACION (12) QUE SE UTILIZA POR UN CONTROLADOR (18) PARA CONTROLAR LOS SISTEMAS.

Description

Sistema de procesamiento de la sangre.

Campo de la invención

La invención se refiere generalmente a sistemas de procesamiento de la sangre y a sus métodos.

Antecedentes de la invención

La gente hoy día separa de manera rutinaria la sangre total mediante centrifugación en sus distintos componentes terapéuticos, tales como los hematíes, las plaquetas y el plasma.

Algunas terapias hacen transfusiones de grandes volúmenes de componentes de la sangre. Por ejemplo, algunos pacientes sometidos a quimioterapia requieren la transfusión de gran cantidad de plaquetas sobre una base rutinaria. Los sistemas manuales de bolsas de sangre simplemente no son una forma eficaz de recoger estas grandes cantidades de plaquetas de donantes individuales.

Los sistemas de separación de la sangre en línea se utilizan hoy día para recoger grandes cantidades de plaquetas para satisfacer a esta demanda. Los sistemas en línea realizan los pasos de separación necesarios para separar la concentración de las plaquetas de la sangre total en un proceso secuencial con el donante presente. Los sistemas en línea establecen un flujo de sangre total procedente del donante, extraen las plaquetas deseadas del flujo y devuelven los hematíes y el plasma restantes al donante, todo ello en un bucle de flujo secuencial.

Pueden procesarse grandes volúmenes de sangre total (por ejemplo, 2 litros) mediante la utilización de un sistema en línea. Debido a los grandes volúmenes de procesamiento, pueden recogerse grandes producciones de plaquetas concentradas (por ejemplo, 4 x 10^{11} plaquetas en suspensión en 200 ml de fluido). Además, como los hematíes son devueltos al donante, el donante puede donar sangre total para un procesamiento en línea con más frecuencia que los donantes para procesamientos según los sistemas de múltiples bolsas de sangre.

Sin embargo, sigue existiendo una necesidad de otros sistemas y métodos mejorados para recoger concentrados celulares ricos procedentes de componentes de la sangre en una forma que se preste a la utilización en gran volumen, en un entorno de recogida de sangre en línea, en los cuales pueden realizarse mayores producciones de componentes celulares de la sangre críticamente necesarios como las plaquetas.

La WO95/03108 describe unos sistemas y métodos para la re-suspensión de concentrados celulares ricos de la sangre. El sistema descrito en la WO95/03108 es especialmente adecuado para la re-suspensión de un concentrado rico en plaquetas recogido durante un proceso de separación en línea de la sangre. La DE-A-4126341 describe un aparato para separar la sangre en sus componentes. El aparato comprende un medio para ajustar un bomba de modo que el valor hematocrito de la fracción eritrocitaria de la sangre tenga un valor constante.

Como las demandas operacionales y de rendimiento de estos sistemas de procesamiento de fluidos se han vuelto más complejas y sofisticadas, existe la necesidad de controladores automatizados de proceso que puedan reunir y generar más señales de información y control detalladas para ayudar al operador a maximizar los rendimientos de procesamiento y de separación.

Resumen de la invención

La invención proporciona un sistema y un método de procesamiento de la sangre, de acuerdo respectivamente con las reivindicaciones 1 y 7, para separar sangre total en hematíes y un componente plasmático dentro de un dispositivo rotativo de separación centrífuga. A lo largo de la siguiente descripción de la invención, el término "dispositivo de separación" se refiere al dispositivo de separación centrífuga. Los sistemas y métodos transportan la sangre total dentro del dispositivo de separación a través de una vía de entrada que incluye una bomba que funciona a una velocidad prescrita. Los sistemas y métodos eliminan el componente plasmático del dispositivo de separación a través de una vía de salida que incluye una bomba que funciona a una velocidad prescrita.

Según la invención, los sistemas y métodos derivan un valor H_{b} que representa un hematocrito aparente de la sangre total que entra en el dispositivo de separación, donde:

H_{b}= \frac{H_{rbc}\cdot(Q_{b} - Q_{p})}{Q_{b}}

y donde H_{rbc} es un valor que se refiere a un hematocrito de hematíes en el dispositivo de separación.

En una realización preferida, los sistemas y métodos generan una producción basada, al menos en parte, en H_{b}. En una realización, la producción comprende un valor \eta que representa el rendimiento de separación en el dispositivo de separación, donde

\eta = \frac{Q_{p}}{(1 - H_{b})\cdot Q_{b}}

Preferentemente, H_{rbc} representa el hematocrito aparente de hematíes en el dispositivo de separación, don-
de:

H_{rbc} = 1 - \left(\frac{\beta}{g \cdot A \cdot \kappa \cdot S_{\gamma}} \cdot (q_{b} - q_{p})\right)^{\tfrac{1}{k + 1}}

q_{b}: es el caudal de entrada de la sangre (cm^{3}/sec) que, cuando se convierte en ml/min, corresponde a Q_{b},

q_{p}: es el caudal medido del plasma (en cm^{3}/sec) que, cuando se convierte en ml/min, corresponde a Q_{p},

\beta: es un término dependiente de la velocidad de cizallamiento, y S\gamma es un coeficiente (sec) de sedimentación del hematíe y \beta/S\gamma = 15,8x10^{6} sec^{-1},

A: es la zona del dispositivo de separación (cm^{2}),

g: es la aceleración centrífuga (cm/sec^{2}), que es el radio del dispositivo de separación multiplicado por la velocidad de rotación cuadrada de \eta^{2} (rad/sec^{2}), y

k: es una constante de viscosidad = 0,625, y \kappa es una constante de viscosidad basada en k y otra constante de viscosidad \alpha = 4,5, donde:

\kappa = \frac{k + 2}{\alpha} \left[\frac{k + 2}{k + 1}\right]^{k + 1} = \text{1.272}

Los sistemas y métodos funcionan típicamente exentos de cualquier sensor para medir el hematocrito de sangre bien sea en el dispositivo de separación o en la vía de entrada.

Los sistemas y métodos recirculan al menos una parte del componente plasmático procedente del dispositivo de separación a una velocidad prescrita de Q_{Recirc} para mezclar con la sangre total transportada dentro del dispositivo de separación. Los sistemas y métodos controlan Q_{Recirc} para conseguir el hematocrito deseado H_{i} para la sangre total transportada dentro del dispositivo de separación, como sigue:

Q_{Rcirc} = \left[\frac{H_{b}}{H_{i}} - 1\right] \ x \ Q_{b}

Los distintos aspectos de la invención son especialmente adecuados para los procesos de separación en línea.

La Fig. 1 es una vista esquemática de un sistema de recogida de plaquetas de doble aguja que incluye un controlador que materializa las características de la invención;

La Fig. 2 es una vista esquemática del gráfico del controlador y la aplicación asociada de optimización del sistema que materializa las características de la invención;

La Fig. 3 es una vista esquemática de las utilidades funcionales contenidas dentro de la aplicación de optimización del sistema representada en el Fig. 2;

La Fig. 4 es una vista esquemática del gráfico de la función de la utilidad contenida dentro de la aplicación de optimización del sistema que deriva la producción de plaquetas durante una sesión determinada de procesamien-
to;

La Fig. 5 es una vista esquemática del gráfico de las funciones de la utilidad contenida dentro de la aplicación de optimización del sistema que proporciona la información paramétrica y de estado del procesamiento, genera las variables de control para conseguir los rendimientos óptimos de separación y genera las variables de control que controlan la velocidad de infusión de citrato durante una sesión determinada de procesamiento;

La Fig. 6 es una vista esquemática del gráfico de la función de la utilidad contenida dentro de la aplicación de optimización del sistema que recomienda los parámetros óptimos de almacenamiento basados en la producción de plaquetas durante una sesión determinada de procesamiento;

La Fig. 7 es una vista esquemática del gráfico de la función de la utilidad contenida dentro de la aplicación de optimización del sistema que estima el tiempo de procesamiento antes de empezar una sesión determinada de procesamiento;

La Fig. 8 es una descripción gráfica de un algoritmo utilizado por la función de la utilidad representada en la Fig. 4, la cual expresa la relación entre el rendimiento de la separación de plaquetas en la cámara de segunda etapa y un parámetro sin dimensiones, que tiene en cuenta el tamaño de las plaquetas, la velocidad del flujo plasmático, la zona de la cámara y la velocidad de rotación;

La Fig. 9 es un gráfico que muestra la relación entre la presión parcial del oxígeno y la permeabilidad de un recipiente particular de almacenamiento, que la función de la utilidad mostrada en la Fig. 6 toma en cuenta mediante la recomendación de unos parámetros óptimos de almacenamiento en términos de número de recipientes de almacenamiento;

La Fig. 10 es un gráfico que muestra la relación entre el consumo de bicarbonato y el trombocitocrito de almacenamiento para un recipiente particular de almacenamiento, que la función de la utilidad mostrada en la Fig. 6 toma en cuenta en la recomendación de unos parámetros óptimos de almacenamiento en términos de volumen del medio de almacenamiento plasmático; y

La Fig. 11 es un gráfico que muestra el rendimiento de la separación de plaquetas, expresado en términos de volumen promedio de plaquetas, en términos de hematocrito de entrada, que una función de la utilidad mostrada en la Fig. 5 toma en cuenta en la generación de una recirculación de plasma que determina una variable de control durante el procesamiento.

Descripción de las realizaciones preferidas

La Fig. 1 muestra de forma esquemática un sistema 10 de procesamiento en línea de la sangre para llevar a cabo un procedimiento de recogida automatizada de plaquetas. El sistema 10 en muchos aspectos tipifica una red convencional de recogida de sangre de dos agujas, aunque podría utilizarse también una red convencional de una sola aguja. El sistema 10 incluye un controlador de proceso 18 que materializa las características de la invención.

I. Sistema de separación

El sistema 10 incluye una disposición de elementos de hardware duraderos, cuya operación se rige por el controlador de procesamiento 18. Los elementos de hardware incluyen una centrifugadora 12, en la cual se separa la sangre total (WB) en sus varios componentes terapéuticos como las plaquetas, el plasma y los hematíes (RBC). Los elementos de hardware incluirán también varias bombas, que son típicamente peristálticas (designadas por P1 a P4); y varias pinzas y válvulas en línea (designadas por V1 a V3). Por supuesto, otros tipos de elementos de hardware típicamente pueden estar presentes, lo que la Fig. 1 no muestra, como las electro-válvulas, los monitores de presión y similares.

El sistema 10 típicamente incluye también alguna forma de un conjunto disponible de procesamiento de fluidos 14 utilizado en asociación con los elementos de hardware. En el sistema ilustrado 10 de procesamiento de la sangre, el conjunto 14 incluye una cámara de procesamiento 16 de dos etapas. En funcionamiento, la centrifugadora 12 hace girar la cámara de procesamiento 16 para separar de manera centrífuga los componentes de la sangre. Se muestra en la Patente de los Estados Unidos Nº 5.360.542 de Williamson et al., una centrifugadora representativa de la que se puede utilizar. La construcción de la cámara de procesamiento 16 de dos etapas puede variar. Por ejemplo, puede adoptar la forma de dobles bolsas, como las cámaras de procesamiento mostradas en la Patente de los Estados Unidos Nº 4.146.172 de Cullis et al. Alternativamente, la cámara de procesamiento 16 puede tomar la forma de una bolsa alargada de dos etapas integrales, como la que se muestra en la Patente de los Estados Unidos Nº 5.370.802 de Brown.

En el sistema ilustrado de procesamiento de la sangre 10, el conjunto de procesamiento 14 incluye también una serie de tubos flexibles que forman un circuito de fluidos. El circuito de fluidos transporta líquidos hacia y desde la cámara de procesamiento 16. Las bombas P1-P4 y las válvulas V1-V3 ajustan los tubos para dirigir el flujo de fluido en las vías prescritas. El circuito de fluidos incluye además una cantidad de recipientes (designados por C1 a C3) para distribuir y recibir los líquidos durante el procesamiento. El controlador 18 dirige la operación de los distintos elementos de hardware para llevar a cabo una o más tareas de procesamiento mediante la utilización del conjunto 14. El controlador 18 realiza también una evaluación en tiempo real de las condiciones de procesamiento y de la información de salida para ayudar al operador a maximizar la separación y la recogida de los componentes de la sangre. La invención se refiere particularmente a los importantes atributos del controlador 18. El sistema 10 puede configurarse para realizar diversos tipos de procesos de separación de la sangre. La Fig. 1 muestra el sistema 10 configurado para llevar a cabo un procedimiento automatizado de dos agujas para la recogida de plaquetas.

En un modo de recogida, una primera derivación de tubo 20 y la bomba de entrada de sangre total P2 dirigen la sangre total desde la aguja de tracción 22 dentro de la primera etapa 24 de la cámara de procesamiento 16. Mientras tanto, una derivación auxiliar de tubo 26 mide el anticoagulante desde el recipiente C1 hasta el flujo de sangre total a través de la bomba de anticoagulante P1. Aunque el tipo de anticoagulante pueda variar, la realización ilustrada utiliza ACDA, que es un anticoagulante corrientemente utilizado para la féresis.

El recipiente C2 contiene una solución salina. Otra derivación auxiliar de tubo 28 transporta la solución salina dentro de la primera derivación de tubo 20, a través de la válvula en línea V1, para utilizarse para cebar y purgar el aire del sistema 10 antes de que empiece el procesamiento. Se vuelve a introducir también la solución salina después de que el procesamiento haya terminado para limpiar los componentes residuales del conjunto 14 para su vuelta al donante.

La sangre total anticoagulada penetra y llena la primera etapa 24 de la cámara de procesamiento 24. Allí, las fuerzas centrífugas generadas durante la rotación de la centrifugadora 12 separan la sangre total en hematíes (RBC) y en plasma rico en plaquetas (PRP).

La bomba de PRP P4 funciona para arrastrar el PRP desde la primera etapa 24 de la cámara de procesamiento 16 dentro de una segunda derivación de tubos 30 para su transporte a la segunda etapa 32 de la cámara de procesamiento 16. Allí, el PRP se separa en un concentrado de plaquetas (PC) y un plasma pobre en plaquetas (PPP).

Opcionalmente, el PRP puede transportarse a través de un filtro F para eliminar los leucocitos antes de su separación en la segunda etapa 32. El filtro F puede emplear unos medios de filtración que contienen fibras del tipo que revela la Patente de los Estados Unidos 4.936.998 de Nishimura. Los medios de filtración que contienen estas fibras son vendidos comercialmente por Asahi Medical Company in Filters bajo el nombre comercial SEPACELL.

El sistema 10 incluye una derivación de tubos de recirculación 34 y una bomba asociada de recirculación P3. El controlador de procesamiento 18 hace funcionar la bomba P3 para desviar una parte del PRP que sale de la primera etapa 24 de la cámara de procesamiento 16 para volver a mezclarlo con la sangre total que entra en la primera etapa 24 de la cámara de procesamiento 16. La recirculación del PRP establece las condiciones deseadas en la zona de entrada de la primera etapa 24 para proporcionar la máxima separación de RBC y PRP.

Como la sangre total es arrastrada dentro de la primera etapa de la cámara 24 para su separación, el sistema ilustrado de dos agujas devuelve simultáneamente el RBC desde la primera etapa de la cámara 24, junto con una parte del PPP procedente de la segunda etapa de la cámara 32, hacia el donante a través de una aguja de retorno 36 a través de las derivaciones de tubos 38 y 40 y la válvula en línea V2.

El sistema 10 recoge también el PC (de nuevo en una suspensión en un volumen de PPP) en alguno de los recipientes C3 a través de las derivaciones de tubos 38 y 42 y la válvula en línea V3 para su almacenamiento y uso provechoso. Preferentemente, el(los) recipiente(s) C3 previsto(s) para almacenar el PC está(n) fabricado(s) de materiales que, cuando se comparan con los materiales de cloruro de polivinilo de DEHP plastificado, tienen una mayor permeabilidad al gas que lo que es beneficioso para el almacenamiento de plaquetas. Por ejemplo, puede utilizarse un material de poliolefina (tal como lo revela la Patente de los Estados Unidos 4.140.162 de Gajewski et al.), o un material de cloruro de polivinilo plastificado con trimelitato de tri-2-etil-hexilo (TEHTM).

El sistema 10 puede recoger también PPP en alguno de los recipientes C3 a través de la misma vía de fluidos. La retención continua de PPP sirve para múltiples propósitos, tanto durante como después del proceso de separación de los componentes.

La retención de PPP sirve para un propósito terapéutico durante el procesamiento. El PPP contiene la mayor parte del anticoagulante que se mide dentro de la sangre total durante el proceso de separación de los componentes. Mediante la retención de una parte de PPP en lugar de devolverlo todo al donante, se reduce el volumen global de anticoagulante recibido por el donante durante el procesamiento. Esta reducción es particularmente significativa cuando se procesan grandes volúmenes de sangre. La retención del PPP durante el procesamiento mantiene también el recuento de plaquetas circulantes del donante más alto y más uniforme durante el procesamiento. El sistema 10 puede también derivar en ventajas de procesamiento a partir del PPP retenido.

El sistema 10, en un modo alternativo de recirculación, puede recircular una parte del PPP retenido, en lugar del PRP, para su mezcla con la sangre total que entra en el primer compartimento 24. O, si se detuviera temporalmente el flujo de sangre total durante el procesamiento, el sistema 10 puede extender el volumen retenido de PPP como fluido anticoagulado de "mantener abierto" para mantener las líneas de fluido abiertas. Además, al final del proceso de separación, el sistema 10 extiende el volumen retenido de PPP como fluido de "re-enjuague", para someter de nuevo a suspensión y purgar el RBC del primer compartimento de etapa 24 para volver al donante a través de la derivación de retorno 40. Después del proceso de separación, el sistema 10 funciona también en un modo de re-suspensión para extender una parte del PPP retenido para una re-suspensión del PC en el segundo compartimento 24 para su traslado y almacenamiento en el(los) recipiente(s) de recogida C3.

II. Controlador del sistema

El controlador 18 lleva a cabo todas las funciones de control y comprobación del proceso para el sistema 10 tal como se acaba de describir.

En la realización ilustrada y preferida (ver Fig. 2), el controlador comprende una unidad principal de procesamiento (MPU) 44. En la realización preferida, el MPU 44 comprende un microprocesador de tipo 68030 fabricado por Motorola Corporation, aunque puedan utilizarse otros tipos de microprocesadores convencionales. En la realización preferida, la MPU 44 emplea las tareas múltiples convencionales en tiempo real para asignar los ciclos de la MPU a las tareas de procesamiento. Un interruptor periódico de programación (por ejemplo, cada 5 milisegundos) se reserva la tarea de ejecución y las programaciones distintas de la que se encuentra en un estado de preparado para ejecución. Si se requiere una re-programación, se programa la tarea de prioridad más alta en el estado de preparado. De lo contrario, se programa la siguiente tarea en el lista en estado de preparado.

A. Control funcional del hardware

La MPU 44 incluye un administrador de control de aplicaciones 46. El administrador de control de aplicaciones 46 administra la activación de una librería 48 de aplicaciones de control (designadas por A1 a A3). Cada aplicación de control A1-A3 establece los procedimientos para llevar a cabo las tareas funcionales determinadas mediante la utilización el hardware del sistema (por ejemplo, la centrifugadora 12, las bombas P1-P4 y las válvulas V1-V3) de una forma predeterminada. En la realización ilustrada y preferida, las aplicaciones A1-A3 residen como software de proceso en los EPROM en la MPU 44.

El número de aplicaciones A1-A3 puede variar. En la realización ilustrada y preferida, la librería 48 incluye al menos una aplicación de procedimiento clínico A1. La aplicación de procedimiento A1 contiene los pasos para llevar a cabo un procedimiento establecido de procesamiento clínico. Como ejemplo en la realización ilustrada, la librería 38 incluye una aplicación de procedimiento A1 para llevar a cabo el proceso de recogida de plaquetas con doble aguja, tal como se ha descrito ya en general en relación con la Fig. 1. Por supuesto, pueden incluirse, y típicamente se incluirán, unas aplicaciones adicionales de procedimiento. Por ejemplo, la librería 48 puede incluir una aplicación de procedimiento para llevar a cabo un proceso de recogida de plaquetas convencional con una sola aguja. En la realización ilustrada y preferida, la librería 48 incluye también una aplicación de optimización A2 del sistema. La aplicación de optimización A2 del sistema contiene funciones de utilidades especializadas, interrelacionadas que procesan la información basada en las condiciones de procesamiento en tiempo real y en estimaciones empíricas para derivar las variables de información y de control que optimizan el rendimiento del sistema. Se describirán más adelante más detalles sobre la aplicación de optimización A2.

La librería 48 incluye también la aplicación de un menú principal A3 que coordina la selección de las distintas aplicaciones A1-A3 por el operador, tal como se describirá también con más detalles más adelante.

Por supuesto, pueden incluirse, y típicamente se incluirán, unas aplicaciones adicionales de procedimiento no-clínicas. Por ejemplo, la librería 48 puede incluir una aplicación de configuración, que contiene los procedimientos para que el operador pueda configurar los parámetros de operación por defecto del sistema 10. Otro ejemplo es que la librería 48 puede incluir una aplicación de diagnóstico que contiene los procedimientos que ayudan al personal de servicio a diagnosticar e investigar los errores de integridad funcional del sistema, y una aplicación de re-arranque del sistema que realiza un re-arranque completo del sistema, si el sistema se vuelve incapaz de administrarse o recuperarse de un estado de error.

Un administrador de instrumentos 50 reside también como software de proceso en las EPROM en la MPU 44. El administrador de instrumentos 50 se comunica con el administrador de control de aplicaciones 46. El administrador de instrumentos 50 se comunica también con los controladores periféricos 52 de bajo nivel para las bombas, electroválvulas, válvulas y demás hardware funcional del sistema. Como lo muestra la Fig.2, el administrador de control de aplicaciones 46 envía las órdenes de función específicas al administrador de instrumentos 50, a medida que son llamadas por la aplicación activada A1-A3. El administrador de instrumentos 50 identifica el controlador o controladores periférico(s) 52 para realizar la función y reúne las órdenes del hardware específico. Los controladores periféricos 52 comunican directamente con el hardware para ejecutar las órdenes del hardware específico, provocando que el hardware funcione de una manera específica. Un administrador de comunicaciones 54 administra las comunicaciones y el protocolo de bajo nivel entre el administrador de instrumentos 50 y los controladores periféricos 52.

Como lo muestra también la Fig. 2, el administrador de instrumentos 50 devuelve también al administrador de control de aplicaciones 46 los datos de estado acerca de las condiciones operacionales y funcionales del procedimiento de procesamiento. Los datos de estado se expresan en términos de, por ejemplo, caudales de los fluidos, presiones detectadas y volúmenes medidos de los fluidos.

El administrador de control de aplicaciones 46 transmite los datos de estado seleccionados para que el operador los visualice. El administrador de control de aplicaciones 46 transmite las condiciones operacionales y funcionales a la aplicación de procedimiento A1 y a la aplicación de comprobación del rendimiento A2.

B. Control del interfaz del usuario

En la realización ilustrada, la MPU 44 incluye también un interfaz de usuario interactivo 58. El interfaz 58 permite al operador visualizar y comprender la información referente a la operación del sistema 10. El interfaz 58 permite también al operador seleccionar las aplicaciones que residen en el administrador de control de aplicaciones 46, así como cambiar algunas funciones y criterios de rendimiento del sistema 10.

El interfaz 58 incluye una pantalla de interfaz 60 y, preferentemente, un dispositivo audio 62. La pantalla del interfaz 60 expone la información para su visualización por el operador en formato alfa-numérico y como imágenes gráficas. El dispositivo audio 62 proporciona avisos audibles bien sea para llamar la atención del operador o para acusar recibo de las acciones del operador.

En la realización ilustrada y preferida, la pantalla del interfaz 60 sirve también de dispositivo de entrada. Recibe la entrada procedente del operador mediante activación convencional por contacto. Alternativamente o en combinación con la activación por contacto, puede utilizarse un ratón o teclado como dispositivos de entrada.

Un controlador de interfaz 64 comunica con la pantalla del interfaz 60 y con el dispositivo audio 62. El controlador de interfaz 64, a su vez, comunica con un administrador de interfaz 66, que a su vez comunica con el administrador de control de aplicaciones 46. El controlador de interfaz 64 y el administrador de interfaz 66 residen como software de proceso en los EPROM en la MPU 44.

C. Aplicación de optimización del sistema

En la realización ilustrada (como lo muestra la Fig. 3), la aplicación de optimización del sistema A2 contiene seis funciones especializadas de utilidad ya interrelacionadas, designadas por F1 a F6. Por supuesto, el número y tipo de funciones de utilidad puede variar.

En la realización ilustrada, una función de utilidad F1 deriva la producción del sistema 10 para el componente particular celular pretendido de recogida. Para la aplicación de procedimiento de recogida de plaquetas A1, la función de utilidad F1 averigua tanto el estado físico instantáneo del sistema 10 en términos de sus rendimientos de separación como el estado fisiológico instantáneo del donante en términos de número de plaquetas circulantes disponibles para la recogida. A partir de éstos, la función de utilidad F1 deriva la producción instantánea de plaquetas continuamente durante el período de procesamiento.

Todavía otra función de utilidad F2 cuenta con la producción calculada de plaquetas y otras condiciones de procesamiento para generar los valores y parámetros de estado informativos seleccionados. Estos valores y parámetros están expuestos en el interfaz 58 para ayudar al operador a establecer y mantener unas condiciones de rendimiento óptimas. Los valores y parámetros de estado derivados por la función de utilidad F2 pueden variar. Por ejemplo, en la realización ilustrada, la función de utilidad F2 informa sobre los volúmenes que deben ser procesados, los tiempos de procesamiento que quedan y los volúmenes y velocidades de recogida de los componentes.

Otra función de utilidad F3 calcula y recomienda, sobre la base de la producción de plaquetas derivada por la función de utilidad F1, los parámetros óptimos de almacenamiento para las plaquetas en términos de número de recipientes de almacenamiento y de cantidad volumétrica de los medios de almacenamiento de PPP a utilizar.

Otras funciones de utilidad generan variables de control basadas en condiciones de procesamiento actuales para su utilización por el administrador de control de aplicaciones 46 para establecer y mantener unas condiciones de procesamiento óptimas. Por ejemplo, una función de utilidad F4 genera variables de control para optimizar las condiciones de separación de plaquetas en la primera etapa 24. Otra función de utilidad F5 genera variables de control para controlar la velocidad a la cual el anticoagulante de citrato es devuelto con el PPP al donante para evitar reacciones potenciales de toxicidad del citrato.

Todavía otra función de utilidad F6 deriva un tiempo estimado de procedimiento que predice el tiempo de recogida antes de conectar al donante.

Se describirán ahora otros detalles de estas funciones de utilidad F1 a F6 de manera más detallada.

III. Producción de plaquetas por derivación

La función de utilidad F1 (ver Fig. 4) realiza cálculos continuos del rendimiento de separación de las plaquetas (\eta_{Plt}) del sistema 10. La función de utilidad F1 trata el rendimiento de separación de las plaquetas \eta_{Plt} como siendo el mismo que la relación del volumen de plasma separado de la sangre total del donante con respecto al volumen total de plasma disponible en la sangre total. La función de utilidad F1 asume por lo tanto que se recogerá cada plaqueta en el volumen de plasma separada de la sangre total del donante.

El hematocrito del donante cambia debido a los efectos de dilución del anticoagulante y de reducción del plasma durante el procesamiento, de modo que el rendimiento de separación \eta_{Plt} no permanece a un valor constante, sino que cambia a lo largo del procedimiento. La función de utilidad F1 compite con estos cambios dependientes del proceso mediante la comprobación de las producciones por incrementos. Estas producciones denominadas volúmenes incrementales evacuados (\DeltaClrVol), se calculan mediante la multiplicación del rendimiento de separación actual \eta_{Plt} por el volumen incremental actual de la sangre total del donante, diluida con anticoagulante, la cual se procesa como sigue:

Eq (1)\Delta ClrVol = ACDil \ x \ \eta_{Plt} \ x \ \Delta VOL_{Proc}

donde:

\DeltaVOL_{Proc}: es el volumen incremental de sangre total que se está procesando, y

ACDil: es un factor de dilución de anticoagulante para el volumen incremental de sangre total, calculado como sigue:

Eq (2)ACDil = \frac{AC}{AC + 1}

donde:

AC: es la relación seleccionada de volumen de sangre total con respecto al volumen de anticoagulante (por ejemplo 10 : 1 o "10").

AC puede comprender un valor fijo durante el período de procesamiento. Alternativamente, AC puede ser cambiado de manera escalonada de acuerdo con los criterios establecidos durante el período de procesamiento. Por ejemplo, AC puede establecerse al principio del procesamiento a una relación menor durante un período de tiempo inicial establecido, y luego incrementarse gradualmente después de períodos de tiempo consecutivos; por ejemplo, AC puede establecerse a 6 : 1 durante el primer minuto de procesamiento, luego elevarse a 8 : 1 durante los siguientes 2,5 a 3 minutos; y finalmente elevarse hasta el nivel de procesamiento de 10 : 1.

La introducción de anticoagulante puede también graduarse mediante control de la presión de entrada del PRP que entra en la segunda etapa de procesamiento 32. Por ejemplo, AC puede establecerse a 6:1 hasta que la presión inicial (por ejemplo a 66,661 kPa(500 mmHg)) caiga hasta un nivel umbral establecido (por ejemplo, a 26,6644 kPa (200 mmHg)) hasta 39,99661 kPa (300 mmHg). AC entonces puede elevarse gradualmente hasta el nivel de procesamiento de 10:1, mientras se controla la presión para asegurarse que permanece en el nivel deseado.

La función de utilidad F1 realiza también estimaciones continuas del recuento de plaquetas actualmente circulantes del donante (Plt_{Circ}), expresado en términos de 1000 plaquetas por microlitro (\mul) de volumen plasmático (o k/\mul). Como \eta_{Plt}, Plt_{Circ} cambiará durante el procesamiento debido a los efectos de dilución y reducción. La función de utilidad F1 controla de forma incremental la producción de plaquetas por incrementos, también, mediante multiplicación de cada volumen plasmático incremental evacuado \DeltaClrVol (basado en un cálculo instantáneo de \eta_{Plt}) por una estimación instantánea del recuento de plaquetas circulantes Plt_{Circ}. El producto es una producción incremental de plaquetas (\Deltayld), típicamente expresada como plaquetas e^{n}, donde ^{n}e = \cdot5 x 10 plaquetas (e^{11} = \cdot5 x 10^{11} plaquetas).

En cualquier momento determinado, la suma de las producciones incrementales de plaquetas \DeltaYld constituye la producción actual de plaquetas Yld_{Actual}, que puede expresarse también como sigue:

Eq (3)Yld_{Actual} = Yld_{Anterior} + \frac{\Delta ClrVol \ x \ Plt_{Actual}}{100,000}

donde:

Yld_{Antiguo}: es el último Yld_{Actual} calculado, y

Eq (4)\Delta Yld = \frac{\Delta ClrVol \ x \ Plt_{Actual}}{100,000}

donde:

Plt_{Actual}: es la estimación actual (instantánea) del recuento de plaquetas circulantes del donante.

\Delta Yld: se divide por 100.000 en la Eq (4) para equilibrar las unidades.

Lo que sigue proporciona más detalles en la derivación de las variables de procesamiento anteriormente descritas por la función de utilidad F1.

A. Derivación del rendimiento global de separación \eta_{Plt}

El rendimiento global del sistema \eta_{Plt} es el producto de los rendimientos individuales de las partes del sistema, tal como se expresa a continuación:

Eq (5)\eta_{Plt} = \eta_{1^{a} \ etapa} \ x \ \eta_{2^{a} \ etapa} \ x \ \eta_{Anc}

\newpage

donde:

\eta_{1^{a} etapa}: es el rendimiento de la separación de PRP de la sangre total en la primera etapa de separación.

\eta_{2^{a} etapa}: es el rendimiento de la separación de PC de PRP en la segunda etapa de separación.

\eta_{Anc}: es el producto de los rendimientos de otras etapas auxiliares de procesamiento en el sistema.

1. Rendimiento de separación de la primera etapa \eta_{1^{a} etapa}

La función de utilidad F1 (ver Fig. 4) deriva \eta_{1^{a} etapa} continuamente a lo largo de un procedimiento basado en valores medidos y empíricos de procesamiento, mediante la utilización de la expresión siguiente:

Eq (6)\eta_{1^{a} \ etapa} = \frac{Q_{p}}{(1 - H_{b})\cdot Q_{b}}

donde:

Q_{b}: es el caudal medido de sangre total (en ml/min.).

Q_{p}: es el caudal medido de PRP (en ml/min.).

H_{b}: es el hematocrito aparente de la sangre total anticoagulada que entra en el compartimento de separación de primera etapa.

H_{b} es un valor derivado por la utilidad basado en las condiciones detectadas del flujo y consideraciones teóricas. La función de utilidad F1 no requiere por lo tanto ningún detector de hematocritos en línea para medir el hematocrito actual de sangre total.

La función de utilidad F1 deriva H_{b} basado en la relación siguiente:

Eq (7)H_{b} = \frac{H_{rbc}\cdot(Q_{b} - Q_{p})}{Q_{b}}

donde:

H_{rbc}: es el hematocrito aparente del lecho de RBC dentro de la cámara de separación de primera etapa, basado en las condiciones de operación detectadas y las dimensiones físicas de la cámara de separación de la primera etapa.

Como en el caso de H_{b}, la función de utilidad F1 no requiere ningún detector físico para determinar H_{rbc}, que es derivado por la función de utilidad de acuerdo con la expresión siguiente:

Eq (8)H_{rbc} = 1 - \left(\frac{\beta}{g \cdot A\cdot \kappa \cdot S_{\gamma}}\cdot (q_{b} -q_{p})\right)^{\tfrac{1}{k + 1}}

donde:

q_{b}: es el caudal de entrada de la sangre (cm^{3}/seg.), que es una cantidad conocida que, cuando se convierte en ml/min., corresponde a Q_{b} en la Eq. (6).

q_{p}: es el caudal medido de PRP (en cm^{3}/seg.), que es una cantidad conocida que, cuando se convierte en ml/min., corresponde a Q_{p} en la Eq. (6).

\beta: es un término que depende de la velocidad de corte, y S\gamma es el coeficiente de sedimentación de hematíes (sec). Basándose en datos empíricos, la Eq (8) asume que \beta/S\gamma = 15,8 x 10^{16} sec^{-1}.

A: es la zona de la cámara de separación (cm^{2}), que es una dimensión conocida.

g: es la aceleración centrífuga (cm/sec^{2}), que es el radio de la primera cámara de separación (dimensión conocida) multiplicado por la velocidad de rotación cuadrada \Omega^{2} (rad/sec^{2}) (otra cantidad conocida).

\newpage

k: es una constante de viscosidad = 0,625, y \kappa es una constante de viscosidad basada en k y otra constante de viscosidad \alpha = 4,5, donde :

Eq (9)\kappa = \frac{k + 2}{\alpha}\left[\frac{k + 2}{k + 1}\right]^{k + 1} = \text{1.272}

La Eq (8) deriva de las relaciones expresadas en la siguiente Eq (10):

Eq (10)H_{rbc} \cdot (1 - H_{rbc})^{(k + 1)} = \frac{\beta\cdot H_{b}\cdot g_{b}}{g\cdot A\cdot \kappa\cdot S_{\gamma}}

desarrollado en Brown, The Physics of Continuous Flow Centrifugal Cell Separation, "Artificial Organs" 1989; 13(1):4-20)). La Eq (8) resuelve la Eq (10) para H_{rbc}.

2. Rendimiento de separación de la segunda etapa \eta_{2^{a} etapa}

La función de utilidad F1 (ver Fig. 4) deriva también \eta_{2^{a} etapa} continuamente a lo largo de un procedimiento basado en un algoritmo, derivado de la modelización por ordenador que calcula qué fracción de plaquetas log-normalmente distribuidas se recogerá en la segunda etapa de separación 32 en función de su tamaño (volumen promedio de plaquetas, o MPV), del caudal (Q_{p}), de la zona (A) de la etapa de separación 32, y de la aceleración centrífuga (g, que es el radio de rotación de la segunda etapa multiplicado por la velocidad de rotación cuadrada \Omega^{2}).

El algoritmo puede expresarse en términos de una función mostrada gráficamente en la Fig. 8. El gráfico traza la \Omega_{2^{a} etapa} en términos de un parámetro único adimensional gAS_{p}/Q_{p}, donde:

S_{p} = 1,8 \ x \ 10^{-9} \ MPV^{2/3} \ (sec), y

MPV: es el volumen promedio de plaquetas (femtolitros, fl, o micras cúbicas), que puede medirse mediante técnicas convencionales a partir de una muestra de la sangre del donante recogida antes del procesamiento.

Puede haber variaciones en el MPV debido al uso de distintos contadores. La función de utilidad por lo tanto puede incluir una tabla para consulta para normalizar el MPV para su utilización por la función de acuerdo con el tipo de contador utilizado. Alternativamente, MPV puede estimarse basándose sobre una función derivada de la evaluación estadística de los datos clínicos de pre-recuento Plt_{PRE} de las plaquetas, que la función de utilidad puede utilizar. El inventor cree, basándose sobre su evaluación de estos datos clínicos, que la función de MPV puede expresarse
por:

MPV (fl) = 11,5 - 0,009 \ Plt_{PRE} \ (k/\mu l)

donde k es una constante de viscosidad igual a 0,625.

3. Rendimientos auxiliares de separación \eta_{Anc}

\eta_{Anc} tiene en cuenta el rendimiento (en términos de pérdida de plaquetas) de otras partes del sistema de procesamiento. \eta_{Anc} tiene en cuenta el rendimiento de las plaquetas transportadoras (en PRP) desde la cámara de primera etapa hasta la cámara de segunda etapa; el rendimiento de las plaquetas transportadoras (también en PRP) a través del filtro de eliminación de leucocitos; el rendimiento de la resuspensión y transferencia de las plaquetas (en PC) desde la cámara de segunda etapa después del procesamiento; y el rendimiento del re-procesamiento de la sangre previamente procesada en una configuración bien sea de aguja única o de doble aguja.

Los rendimientos de estos pasos auxiliares de proceso pueden evaluarse basándose sobre los datos clínicos o estimarse basándose sobre la modelización por ordenador. Basándose sobre estas consideraciones, un valor previsto para \eta_{Anc} puede ser asignado, el cual es tratado por Eq (5) como constante a lo largo de un procedimiento deter-
minado.

B. Recuento de derivación de las plaquetas del donante (Plt_{Circ})

La función de utilidad F1 (ver Fig. 4) cuenta con un modelo cinético para predecir el recuento actual de las plaquetas circulantes Plt_{Circ} del donante durante el procesamiento. El modelo estima el volumen de sangre del donante, y estima luego los efectos de la dilución y reducción durante el procesamiento, para derivar Plt_{Circ}, de acuerdo con las siguientes relaciones:

Eq (11)Plt_{Circ} = [(Dilución) \ x \ Plt_{Pre}] - (Reducción)

donde:

Plt_{Pre}: es el recuento de plaquetas circulantes del donante antes de que el procesamiento empiece (k/\mul), el cual puede medirse mediante técnicas convencionales a partir de una muestra de sangre total tomada del donante antes del procesamiento.

Puede haber variaciones en Plt_{Pre} debido al uso de distintos contadores (ver, por ejemplo, Peoples et al., "A Multi-Site Study of Variables Affecting Platelet Counting for Blood Component Quality Control Transfusion" (Special Abstract Supplement, 47th Annual Meeting), v. 34, No. 10S, Suplemento de Octubre 1994). La función de utilidad por lo tanto puede incluir una tabla para consulta para normalizar todos los recuentos de plaquetas (tales como, Plt_{Pre} y Pltpost, descrito más adelante) para ser utilizada por la función de acuerdo con el tipo de contador utilizado.

Dilución: es un factor que reduce el recuento de pre-procesamiento de las plaquetas circulantes del donante Plt_{Pre} debido a los incrementos en el volumen aparente de sangre circulante causados por el volumen de arrastre del sistema y el suministro de anticoagulante.

Dilución también tiene en cuenta la eliminación continua del fluido desde la cavidad vascular por los riñones durante el procedimiento.

Reducción: es un factor que tiene en cuenta la reducción del conjunto disponible de plaquetas circulantes del donante por el procesamiento.

Reducción tiene en cuenta también la movilización del contador del bazo en restituir las plaquetas dentro del volumen de sangre circulante durante el procesamiento.

1. Estimación de la Dilución

La función de utilidad F1 estima el factor de dilución basándose sobre la expresión siguiente:

Eq (12)Dilución = 1 - \frac{Arrastre \ + \ \frac{2ACD}{3} - PPP}{DonVol}

donde:

Arrastre: es el volumen de arrastre del sistema (ml).

ACD: es el volumen de anticoagulante utilizado (actual o final, según el tiempo en el que se realiza la derivación) (ml).

PPP: es el volumen de PPP recogido (actual o final) (ml).

DonVol: (ml) es el volumen de sangre del donante basándose sobre los modelos que tienen en cuenta la altura, el peso y el sexo del donante.

Estos modelos se simplifican luego mediante la utilización de datos empíricos para señalar el volumen de sangre contra el peso del donante linealizado a través del retroceso a la expresión siguiente, más simplificada:

Eq (13)DonVol = 1024 \ + \ 51 \ Peso \ (r^{2} \ = \ 0,87)

donde:

Peso es el peso del donante (kg).

2. Estimación de la Reducción

La recogida continua de plaquetas reduce el conjunto disponible de plaquetas circulantes. Un modelo de primer orden preve que el recuento de plaquetas del donante se reduzca por la producción de plaquetas (Yld) (actual o final) dividida por el volumen de sangre circulante del donante (DonVol), expresado como sigue:

Eq (14)Reducción = \frac{\text{100.000} \cdot Yld}{DonVol}

donde:

Yld: es la producción actual instantánea o final de plaquetas (k/\mul). En la Eq (14), Yld se multiplica por 100.000 para equilibrar las unidades.

La Eq (14) no tiene en cuenta la movilización esplénica de las plaquetas de sustitución, que se denomina factor de movilización esplénica (o Spleen). Spleen indica que los donantes con recuentos bajos de plaquetas tienen sin embargo una gran reserva de plaquetas guardadas en el bazo. Durante el procesamiento, como se retiran las plaquetas circulantes de la sangre del donante, el bazo libera las plaquetas que guarda en reserva en la sangre, compensando parcialmente de este modo la caída en plaquetas circulantes. El inventor ha descubierto que, aunque los pre-recuentos de plaquetas varían ampliamente entre los donantes, el volumen total de plaquetas disponibles permanece notablemente constante entre los donantes. El volumen promedio aparente del donante es de 3,10 \pm 0,25 ml de plaquetas por litro de sangre. El coeficiente de variación es del 8,1%, sólo apenas más elevado que el coeficiente de variación en el hematocrito observado en los donantes normales.

El inventor ha derivado el factor de movilización Spleen a partir de la comparación de la reducción actual medida con Depl (Eq. (14)), que se tracea y linealiza como función de Plt_{Pre}. Spleen (que se restringe a un límite inferior de 1) se expone como sigue:

Eq (15)Spleen = [2,25 - 0,004 \ Plt_{Pre}] \geq 1

Basándose sobre las Eq. (14) y (15), la función de utilidad deriva la Reducción como sigue:

Eq (16)Reducción = \frac{\text{100.000} \cdot Yld}{Spleen \ x \ DonVol}

C. Modificación en tiempo real del procedimiento

El operador no tendrá siempre un pre-recuento actual de plaquetas Plt_{Pre} para cada donante al principio del procedimiento. La función de utilidad F1 permite al sistema lanzarse bajo parámetros por defecto, o valores procedentes de un procedimiento anterior. La función de utilidad F1 permite al operador introducir el pre-recuento actual de plaquetas Plt_{Pre} más adelante durante el procedimiento. La función de utilidad F1 recalcula las producciones de plaquetas determinadas bajo un conjunto de condiciones para reflejar los valores recientemente introducidos. La función de utilidad F1 utiliza la producción actual para calcular un volumen efectivo evacuado y utiliza luego aquel volumen para calcular la nueva producción actual, preservando la naturaleza dependiente del pre-recuento de plaquetas de la movilización esplénica.

La función de utilidad F1 utiliza la producción actual para calcular un volumen efectivo evacuado como sigue:

Eq (17)CtrVol = \frac{\text{100.000} \ x \ DonVol \ x \ Yld_{Actual}}{\left[DonVol - Arrastre - \frac{ACD}{2} \ + \ \frac{PPP}{2}\right] \ x \ Pre_{Antiguo} - \frac{\text{50.000} \ x \ Yld_{Actual}}{Spleen_{Antiguo}}}

donde:

ClrVol: es el volumen plasmático evacuado.

DonVol: es el volumen de sangre circulante del donante, calculado según la Eq (13).

Yld_{Actual}: es la producción actual de plaquetas calculada según Eq (3) basándose sobre las condiciones actuales de procesamiento.

Arrastre: es el volumen de arrastre por el lado de la sangre (ml).

ACD: es el volumen de anticoagulante utilizado (ml).

PPP: es el volumen de plasma recogido pobre en plaquetas (ml).

Pre_{Antiguo}: es el recuento de plaquetas del donante antes del procesamiento introducido antes de que empezara el procesamiento (k/\mul).

\newpage

Spleen_{Antiguo}: es el factor de movilización esplénica calculado mediante la utilización de Eq (16) basándose sobre Pre_{Antiguo}.

La función de utilidad F1 utiliza ClrVol calculado mediante la utilización de Eq (17) para calcular la nueva producción actual como sigue:

Eq (18)Yld_{Nuevo} = \left[\frac{DonVol - Arrastre - \frac{ACD}{3} \ + \ \frac{PPP}{2}}{DonVol \ + \ \frac{ClrVol}{2 \ x \ Spleen_{Nuevo}}}\right] \ x \ \left[\frac{ClrVol \ x \ Pre_{Nuevo}}{\text{100.000}}\right]

donde:

Pre_{Nuevo}: es el pre-recuento revisado de plaquetas del donante introducido durante el procesamiento (k/\mul).

Yld_{Nuevo}: es la nueva producción de plaquetas que tiene en cuenta el pre-recuento revisado de plaquetas del donante Pre_{Nuevo}.

ClrVol: es el volumen plasmático evacuado, calculado según Eq (17).

DonVol: es el volumen de sangre circulante del donante, calculado según Eq (13), lo mismo que en la Eq (17).

Arrastre: es el volumen de arrastre del lado de la sangre (ml), lo mismo que en la Eq (17).

ACD: es el volumen de anticoagulante utilizado (ml), lo mismo que en la Eq (17).

PPP: es el volumen de plasma pobre en plaquetas recogido (ml), lo mismo que en la Eq (17).

Spleen_{Nuevo}: es el factor de movilización esplénica calculado mediante la utilización de Eq (15), basándose sobre Pre_{Nuevo}.

IV. Derivación de otra información de procesamiento

La función de utilidad F2 (ver Fig. 5) cuenta con el cálculo de Yld mediante la primera función de utilidad F1 para derivar otros valores y parámetros informativos para ayudar al operador a determinar las condiciones óptimas de operación para el procedimiento. Los valores de procesamiento siguientes ejemplifican las derivaciones que puede proporcionar la función de utilidad F2.

A. Volumen remanente a procesar

La función de utilidad F2 calcula el volumen adicional procesado necesario para obtener la producción deseada de plaquetas Vb_{rem} (en ml) mediante la división de la producción remanente a recoger, por el recuento promedio esperado de plaquetas sobre el remanente del procedimiento, con las correcciones para reflejar el rendimiento actual de operación \eta_{Plt}. La función de utilidad F2 deriva este valor mediante la utilización de la expresión siguiente:

Eq (19)Vb_{rem} = \frac{\text{200.000} \ x \ (Yld_{Final} - Yld_{Actual}}{\eta_{Plt} \ x \ ACDil \ x \ (Plt_{Actual} - Plt_{Post})}

donde:

Yld_{Final}: es la producción deseada de plaquetas (k/\mu l), donde:

Vb_{rem}: es el volumen adicional de procesamiento (ml) necesario para obtener Yld_{Final}.

Yld_{Actual}: es la producción actual de plaquetas (k/\mu l), calculada mediante la utilización de Eq (3) basándose sobre los valores de procesamiento.

\eta_{Plt}: es el rendimiento actual (instantáneo) de recogida de plaquetas, calculado mediante la utilización de Eq (5) basándose sobre los valores actuales de procesamiento.

ACDil: es el factor de dilución de anticoagulante (Eq (2)).

Plt_{actual}: es el recuento actual (instantáneo) de plaquetas circulantes del donante, calculado mediante la utilización de Eq (11) basándose sobre los valores actuales de procesamiento.

Plt_{Post}: es el recuento esperado de plaquetas del donante después del procesamiento, también calculado mediante la utilización de Eq (11) basándose sobre los valores totales de procesamiento.

B. Tiempo remanente de procedimiento

La función de utilidad F2 calcula también el tiempo remanente de recogida (t_{rem}) (en minutos) como sigue:

Eq (20)t_{rem} = \frac{Vb_{rem}}{Q_{b}}

donde:

Vb_{rem}: es el volumen remanente a procesar, calculado mediante la utilización de Eq (19) basándose sobre las condiciones actuales de procesamiento.

Qb: es el caudal de sangre total, que es establecido por el usuario o calculado como Qb_{Opt} mediante la utilización de Eq (31), tal como se describe más adelante.

C. Recogida de plasma

La función de utilidad F2 añade los distintos requisitos de recogida de plasma para derivar el volumen de recogida de plasma (PPP_{Final}) (en ml) como sigue:

Eq (21)PPP_{Final} = PPP_{PC} \ + \ PPP_{Fuente} \ + \ PPP_{Re-infusión} \ + \ PPP_{Residual} \ + \ PPP_{CamRec}

donde:

PPP_{PC}: es el volumen de plasma pobre en plaquetas seleccionado para el producto PC, que puede tener un valor típico por defecto de 250 ml, o ser calculado como valor óptimo Plt_{Med} según la Eq (28), tal como se describe más adelante.

PPP_{Fuente}: es el volumen de plasma pobre en plaquetas seleccionado para su recogida como plasma de fuente.

PPP_{Residual}: es el volumen de plasma pobre en plaquetas seleccionado para mantenerse en reserva con distintos propósitos de procesamiento (Defecto = 30 ml).

PPP_{Camrec}: es el volumen de la cámara de recogida de plasma (Defecto = 40 ml).

PPP_{Reinfusión}: es el volumen de plasma pobre en plaquetas que se someterá a re-infusión durante el procesamiento.

D. Velocidad de recogida de plasma

La función de utilidad F2 calcula la velocidad de recogida de plasma (Q_{ppp}) (en ml/min.) como sigue:

Eq (22)Q_{PPP} = \frac{PPP_{Final} - PPP_{Actual}}{t_{rem}}

donde:

PPP_{Final}: es el volumen de recogida deseado de plasma pobre en plaquetas (ml).

PPP_{Actual}: es el volumen actual de plasma pobre en plaquetas recogido (ml).

t_{rem}: es el tiempo que queda de recogida, calculado mediante la utilización de Eq (20) basándose sobre las condiciones actuales de procesamiento.

E. Uso total anticipado de AC

La función de utilidad F2 puede calcular también el volumen total de anticoagulante que se espera utilizar durante el procesamiento (ACD_{Fin}) (en ml) como sigue:

Eq (23)ACD_{Fin} = ACD_{Actual} \ + \ \frac{Q_{b} \ x \ t_{rem}}{1 \ + \ AC}

donde:

ACD_{Actual}: es el volumen actual de anticoagulante utilizado (ml).

AC: es la relación de anticoagulante seleccionado.

Q_{b}: es el caudal de sangre total, que es establecido por el usuario o calculado mediante la utilización de Eq (31) como Qb_{Opt} basándose sobre las condiciones actuales de procesamiento.

V. Recomendación de los parámetros óptimos de almacenamiento de plaquetas

La función de utilidad F3 (ver Fig. 6) cuenta con el cálculo de Yld mediante la función de utilidad F1 para ayudar al operador a determinar las condiciones óptimas de almacenamiento para las plaquetas recogidas durante el procesamiento.

La función de utilidad F3 deriva las condiciones óptimas de almacenamiento para mantener las plaquetas durante el período esperado de almacenamiento en términos de número de recipientes de almacenamiento preseleccionados necesarios para el Plt_{Bolsa} de plaquetas y el volumen de Plt_{Med} de plasma (PPP) (en ml) para residir como medio de almacenamiento con las plaquetas.

Las condiciones óptimas de almacenamiento para las plaquetas dependen del volumen almacenado Plt_{Vol}, expresado como sigue:

Eq (24)Plt_{Vol} = Yld \ x \ MPV

donde:

Yld: es el número de plaquetas recogidas, y

MPV: es el volumen promedio de plaquetas.

Como Plt_{Vol} aumenta, lo mismo hace la demanda en oxígeno de las plaquetas durante el período de almacenamiento. Como Plt_{Vol} aumenta, también aumenta el consumo de glucosa de las plaquetas para respaldar el metabolismo y la generación de dióxido de carbono y de lactato como resultado del metabolismo. Las características físicas de los recipientes de almacenamiento en términos de zona superficial, espesor, y material se seleccionan para proporcionar un grado deseado de permeabilidad al gas para que el oxígeno pueda penetrar y el dióxido de carbono salga del recipiente durante el período de almacenamiento.

El medio de almacenamiento de plasma contiene bicarbonato HCO_{3}, que amortigua el lactato generado por el metabolismo de las plaquetas, manteniendo el pH a un nivel con el fin de mantener la viabilidad de las plaquetas. Como Plt_{Vol} aumenta, también aumenta la demanda en efecto amortiguador de HCO_{3}, y así más volumen de plasma durante el almacenamiento.

A. Derivación de Plt_{Bolsa}

La presión parcial del oxígeno pO_{2} (Kpa (mmHg)) de las plaquetas almacenadas dentro de un recipiente de almacenamiento que tiene una permeabilidad determinada disminuye con respecto al volumen total de plaquetas Plt_{Vol} que guarda el recipiente. La Fig. 9 es un gráfico basado sobre los datos de prueba que muestra la relación entre el pO_{2} medido después de un día de almacenamiento para un recipiente de almacenamiento de permeabilidad determinada. El recipiente de almacenamiento sobre el cual se basa la Fig. 9, tiene una zona superficial de 351,34 cm^{2} (54.458 in^{2}) y una capacidad de 1000 ml. El recipiente de almacenamiento posee una permeabilidad al O_{2} de 194 cc/645 cm^{2}/día (194 cc/100 in^{2}/día) y una permeabilidad al CO_{2} de 1282 cc/645 cm^{2}/día (1282 cc/100 in^{2}/día).

Cuando la presión parcial de pO_{2} cae por debajo de 20 mmHg, se observa que las plaquetas se vuelven anaeróbicas y que el volumen de subproducto de lactato aumenta de manera significativa. La Fig. 9 muestra que el recipiente seleccionado de almacenamiento puede mantener el pO_{2} de 5-33 kPa (40 mmHg) (bien por encima de la región aeróbica) a Plt_{Vol} \leq 4,0 ml. Sobre esta base conservadora, el volumen de 4,0 ml se selecciona como volumen-objetivo Plt_{TVol} para este recipiente. Los volúmenes-objetivo Plt_{TVol} para otros recipientes pueden determinarse mediante la utilización de la misma metodología. La función de utilidad F3 utiliza el volumen-objetivo de plaquetas Plt_{TVol} para calcular Plt_{Bolsa} como sigue:

Eq (25)BOLSA = \frac{Plt_{Vol}}{Plt_{Tvol}}

y:

Plt_{Bolsa}: = 1 cuando BOLSA \leq 1,0, de otro modo

Plt_{Bolsa}: = [BOLSA + 1], cuando [BOLSA + 1] es la parte entera de la cantidad BOLSA + 1.

Por ejemplo, dado un MPV de donante de 9,5 fl, y un Yld de 4 x 10^{11} plaquetas (Plt_{Vol} = 3,8 ml), y dado Plt_{TVol} = 4,0 ml, BOLSA = 0,95, y Plt_{Bolsa} = 1. Si el MPV del donante es de 11,0 fl y la producción Yld y el Plt_{TVol} permanecen iguales (Plt_{Vol} = 4,4 ml), BOLSA = 1,1 y Plt_{Bolsa} = 2.

Cuando Plt_{Bolsa} > 1, Plt_{Vol} se divide en partes iguales entre el número de recipientes exigido.

B. Derivación de Plt_{Med}

La cantidad de bicarbonato utilizado cada día depende del trombocitocrito de almacenamiento Tct (%), que puede expresarse como sigue:

Eq (26)Tct = \frac{Plt_{Vol}}{Plt_{Med}}

La relación entre el consumo de bicarbonato HCO_{3} por día y el Tct puede determinarse de manera empírica para el recipiente seleccionado de almacenamiento. La Fig. 10 muestra un gráfico que expone esta relación para el mismo recipiente que el gráfico sobre el cual se basa la Fig. 9. El eje-y en la Fig. 10 muestra el consumo medido de forma empírica de bicarbonato por día (en Meq/l) basado sobre el Tct para este recipiente. La función de utilidad F3 incluye los datos expresados en la Fig. 10 en una tabla para consulta. La función de utilidad F3 deriva la desintegración anticipada del bicarbonato por día en el período de almacenamiento \DeltaHCO_{3} como sigue:

Eq (27)\Delta HCO_{3} = \frac{Don_{HCO_{3}}}{Alm}

donde:

Don_{HCO3}: es el nivel de bicarbonato medido en la sangre del donante (Meq/L), o alternativamente, es el nivel de bicarbonato para un donante típico, el cual se piensa, es de 19,0 Meq/L \pm 1,3, y

Alm: es el intervalo deseado de almacenamiento (en días, típicamente entre 3 y 6 días).

Dado el \DeltaHCO_{3}, la función de utilidad F3 deriva Tct procedente de la tabla para consulta para el recipiente seleccionado de almacenamiento. Para el recipiente de almacenamiento sobre el cual se basa la Fig. 10, se piensa que un Tct de aproximadamente 1,35 a 1,5% es apropiado de manera conservadora en la mayoría de los casos para un intervalo de almacenamiento de seis días.

Conociéndose Tct y Plt_{Vol}, la función de utilidad F3 calcula Plt_{Med} basándose sobre la Eq (25), como sigue:

Eq (28)Plt_{Med} = \frac{Plt_{vol}}{\frac{Tct}{100}}

Cuando Plt_{Bolsa} > 1, Plt_{Med} se divide en partes iguales entre el número de recipientes exigidos. PPP_{PC} se establece en Plt_{Med} en la Eq (21).

VI. Derivación de las variables de control

Las funciones de utilidad F4 y F5 cuentan con la matriz anteriormente descrita de las relaciones físicas y fisiológicas para derivar las variables de control del proceso, que el administrador de control de aplicaciones 46 utiliza para optimizar el rendimiento del sistema. Las variables de control siguientes ejemplifican las derivaciones que las funciones de utilidad F4 y F5 pueden proporcionar con este propósito.

A. Fomento de altos rendimientos de separación de plaquetas mediante recirculación

Es deseable un valor promedio alto de plaquetas MPV para las plaquetas recogidas, ya que denota un alto rendimiento de separación para la primera etapa de separación y la totalidad del sistema. La mayoría de las plaquetas tienen un promedio de aproximadamente 8 a 10 femtolitros, tal como lo mide la máquina Sysmex K-1000 (el hematíe más pequeño empieza a aproximadamente 30 femtolitros). La minoría restante de la población de plaquetas constituye plaquetas que son físicamente más grandes. Estas plaquetas más grandes ocupan físicamente 15 x 10^{-15} litro por plaqueta y algunas son superiores a 30 femtolitros.

Estas plaquetas más grandes escogen el interfaz de RBC en la primera cámara de separación de manera más rápida que la mayoría de plaquetas. Es probable que estas plaquetas más grandes se atrapen en el interfaz de RBC y no entren en el PRP para su recogida. Una separación eficaz de plaquetas en la primera cámara de separación levanta las plaquetas más grandes del interfaz para su recogida en el PRP. Esto, a su vez, resulta en una mayor población de plaquetas más grandes en el PRP, y por lo tanto un MPV mayor.

La Fig. 11, derivada de los datos clínicos, muestra que el rendimiento de separación de plaquetas, expresado en términos de MPV, depende mucho del hematocrito de entrada de la sangre total que entra en la primera etapa de la cámara de procesamiento. Esto es especialmente auténtico con hematocritos del 30% y por debajo, donde pueden obtenerse incrementos significativos en los rendimientos de separación.

Sobre la base de esta consideración, la función de utilidad F4 establece una velocidad para recircular de vuelta el PRP a la entrada de la primera etapa de separación Q_{Recirc} para conseguir el hematocrito deseado de entrada H_{i} seleccionado para obtener un MPV alto. La función de utilidad F4 selecciona H_{i} basándose sobre la siguiente ecuación de compensación de células rojas:

Eq (29)Q_{Recirc} = \left[\frac{H_{b}}{H_{i}} - 1\right] \ x \ Q_{b}

En una instalación preferida, H_{i} no es superior a aproximadamente el 40% y, con más preferencia, es de aproximadamente el 32%.

B. Velocidad de infusión de citrato

El citrato en el anticoagulante es metabolizado rápidamente por el cuerpo, permitiendo de este modo su infusión continua en el PPP devuelto durante el procesamiento. Sin embargo, a cierto nivel de infusión de citrato, los donantes experimentarán una toxicidad al citrato. Estas reacciones varían tanto en su fuerza como en su naturaleza, y distintos donantes tienen distintos niveles umbrales. Se piensa que una velocidad asintomática de infusión de citrato (CIR), basándose sobre unos datos empíricos, es de aproximadamente 1,25 mg/kg/min. Esto se basa sobre los datos empíricos que muestran virtualmente que todos los donantes pueden tolerar la aféresis cómodamente a caudales de sangre anticoagulada de 45 ml/min con una relación de anticoagulante (anticoagulante ACD-A) de 10 : 1.

Si se tiene en cuenta que el citrato no penetra en las células rojas, la cantidad dada al donante puede reducirse mediante la recogida continua de alguna fracción de plasma a lo largo del procedimiento, que el sistema realiza. Al hacerlo, el donante puede ser atendido a un caudal superior al que se esperaría de otro modo. Se piensa que el caudal máximo asintomático equivalente de sangre (EqQb_{CIR}) (en ml/min) en estas condiciones, es:

Eq (30)EqQb_{CIR} = \frac{CIR \ x \ (AC \ + \ 1) \ x \ Peso}{CitratoConc}

donde:

CIR: es la velocidad seleccionada nominal asintomática de infusión de citrato, o 1,25 mg/kg/min.

AC: es la relación de anticoagulante seleccionada, o 10 : 1.

Peso: es el peso del donante (kg).

CitratoConc: es la concentración de citrato en el anticoagulante seleccionado, que es de 21,4 mg/ml para el anticoagulante ACD-A.

C. Caudal óptimo de sangre anticoagulada

El volumen remanente de plasma que será devuelto al donante es igual a la cantidad total disponible reducido por la cantidad a recoger todavía. Esta relación es utilizada por la función de utilidad F5 (ver Fig. 5) para determinar el caudal máximo u óptimo asintomático de sangre (Qb_{Opt}) (en ml/min) que se puede retirar del donante, como sigue:

Eq (31)QB_{Opt} = \frac{(1 - Hb) \ x \ Vb_{rem}}{(1 - Hb) \ x \ Vb_{rem} - (PPP_{Final} - PPP_{Actual})} \ x \ EqQb_{CIR}

\newpage

donde:

H_{b}: es el hematocrito anticoagulado, calculado mediante la utilización de Eq (7) basándose sobre las condiciones actuales procesamiento.

EqQB_{CIR}: es el caudal de citrato equivalente de sangre, calculado mediante la utilización de Eq (30) basándose sobre las condiciones actuales de procesamiento.

PPP_{Final}: es el volumen total de plasma a recoger (ml).

PPP_{Actual}: es el volumen actual de plasma recogido (ml).

VII. Tiempo estimado del procedimiento

La función de utilidad F6 (ver Fig. 7) deriva un tiempo estimado de procedimiento (t) (en min.), que preve el tiempo de recogida antes de conectar al donante. Para derivar el tiempo estimado de procedimiento t, la función de utilidad F6 requiere que el operador introduzca la producción deseada Yld_{Final} y el volumen deseado de recogida de plasma PPP_{Final}, y requiere además el peso del donante Peso, el pre-recuento de plaquetas Plt_{Pre} y el hematocrito H_{b} o una estimación por defecto del mismo. Si el operador quiere los parámetros recomendados de almacenamiento de plaquetas, la función de utilidad requiere que el MPV sea una entrada.

La función de utilidad F6 deriva el tiempo estimado del procedimiento t como sigue:

Eq (32)t = \frac{-b + \sqrt{b^{2} - ac}}{2a}

donde:

Eq (33)a = \frac{H_{eq} - H_{b}}{(1 - H_{b})} \ x \ EqQb_{CIR}

Eq (34)b = \frac{(H_{eq} - H_{b} - \lambda \cdot H_{b} \cdot EqQb_{CIR}) \cdot PPP}{(1 - H_{b})^{2}} - H_{eq} \cdot PV

Eq (35)c = \left[PV - \frac{PPP}{(1 - H_{b})^{2}}\right] \ x \ \frac{\lambda \cdot H_{b}\cdot PPP}{(1 - H_{b})}

y donde:

H_{eq}: es una expresión linealizada del hematocrito de RBC H_{RBC}, como sigue:

Eq (36)H_{eq} = 0,9489 - \lambda\cdot H_{b}\cdot EqQb_{CIR}

donde:

H_{b}: es el hematocrito anticoagulado del donante, actual o una estimación por defecto.

EqQb_{CIR}: es el caudal máximo asintomático equivalente de sangre calculado de acuerdo con Eq (30).

y

Eq (37)\lambda = \frac{\text{61.463}}{\Omega^{2}}

donde \Omega es la velocidad de rotación de la cámara de procesamiento (rpm), y donde:

\newpage

PPP: es el volumen deseado de plasma a recoger (ml).

PV: es el volumen parcial procesado, que es aquel volumen que necesitaría ser procesado si el rendimiento global de separación \eta_{Plt} fuera del 100%, derivado como sigue:

Eq (38)PV = \frac{ClrVol}{\eta_{Anc} \ x \ \eta_{2^{a} \ etapa} \ x \ ACDil}

donde:

ACDil: es el factor de dilución de anticoagulante (Eq (2)).

ClrVol: es el volumen evacuado, derivado como sigue:

Eq (39)ClrVol = \frac{\text{100.000} \ x \ DonVol \ x \ Yld}{\left[DonVol - Arrastre - \frac{ACD_{Est}}{3} \ + \ \frac{PPP}{2}\right] \ x \ Plt_{Pre} - \frac{\text{50.000} \ x \ Ylc}{Bazo}}

donde:

Yld: es la producción deseada de plaquetas.

DonVol: es el volumen de sangre del donante = 1024 + 51 Peso (ml).

Arrastre: es el volumen de arrastre por el lado de la sangre del sistema (ml).

ACD_{Est}: es el volumen estimado de anticoagulante a utilizar (ml).

Plt_{Pre}: es el recuento de plaquetas del donante antes del procesamiento, o una estimación por defecto del mismo.

Bazo: es el factor de movilización esplénica calculado mediante la utilización de Eq (16) basándose sobre Plt_{Pre}.

La función F6 deriva también el volumen de sangre total que es necesario procesar para obtener el Yld_{Final} deseado. Este volumen de procesamiento, WBVol, se expresa como sigue:

WBVol = t \ x \ EqQb_{CIR} \ x \ \frac{PPP_{Final}}{(1 - H_{b})} \ + \ WB_{RES}

donde:

t: es el tiempo estimado de procedimiento derivado de acuerdo con la Eq (32).

EqQb_{CIR}: es el caudal máximo asintomático equivalente de sangre calculado de acuerdo con la Eq (30).

PPP_{Final}: es el volumen deseado de recogida de plasma.

WB_{RES}: es el volumen residual de sangre total dejada en el sistema después del procesamiento, que es una variable conocida del sistema y depende del volumen de arrastre del sistema.

Varias características de las invenciones se exponen en las siguientes reivindicaciones.

Claims

1. Un sistema de procesamiento de la sangre (10) que comprende:

-: un dispositivo de separación centrífuga (12) rotativo alrededor de un eje giratorio a una velocidad controlada de rotación, teniendo el dispositivo de separación centrífuga una zona A,

-: una vía de entrada que incluye una bomba manejable para transportar la sangre total a una velocidad determinada Q_{b} dentro del dispositivo de separación centrífuga para su separación en hematíes y un constituyente plasmático, teniendo la sangre total en la vía de entrada un valor actual de hematocrito de la sangre, teniendo los hematíes en el dispositivo de separación centrífuga un valor actual de hematocrito de hematíes,

-: una vía de salida que incluye una bomba manejable para eliminar el constituyente plasmático del dispositivo de separación centrífuga a una velocidad determinada Q_{p} mientras la sangre total es transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga,

-: una vía de salida manejable para eliminar los hematíes del dispositivo de separación centrífuga mientras la sangre total es transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga y el plasma es eliminado del dispositivo de separación centrífuga,

-: una vía de recirculación, y

-: un controlador (18) que está configurado

(a): para realizar una evaluación en tiempo real de las condiciones de procesamiento y para derivar un valor H_{b} basándose sobre las condiciones de flujo detectadas y las condiciones teóricas y que representa un hematocrito aparente de la sangre total que entra en el dispositivo de separación centrífuga basándose sobre una relación entre H_{rbc}, Q_{b}, Q_{p} y que no incluye el valor actual del hematocrito de sangre total, expresado como sigue:

H_{b} = \frac{H_{rbc} \cdot (Q_{b} - Q_{p})}{Q_{p}}

: donde H_{rbc} representa un hematocrito aparente de hematíes dentro del dispositivo de separación centrífuga, derivado por el controlador y basándose sobre las condiciones de operación detectadas y las dimensiones físicas del dispositivo de separación centrífuga sin utilizar un detector físico, y

(b): para recircular al menos una parte del constituyente plasmático a una velocidad determinable Q_{Recirc} para mezclarlo con la sangre total transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga y para establecer Q_{Recirc} con el fin de obtener un hematocrito deseado H_{i} para la sangre total transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga, como sigue:

Q_{Recirc} = \left[\frac{H_{b}}{H_{i}} - 1\right] \ x \ Q_{b}

2. Un sistema según la reivindicación 1, caracterizado porque el controlador controla Q_{b}.

3. Un sistema según la reivindicación 1 que genera una producción basada, al menos en parte, en H_{b}.

4. Un sistema según la reivindicación 3, caracterizado porque la producción comprende un valor \eta que representa el rendimiento de separación en el dispositivo de separación centrífuga, donde:

\eta = \frac{Q_{p}}{(1 - H_{b})\cdot Q_{b}}

5. Un sistema según la reivindicación 1, en el cual H_{i} no es superior a aproximadamente el 40%.

6. Un sistema según la reivindicación 5, en el cual H_{i} es de aproximadamente el 32%.

7. Un método de procesamiento de la sangre que comprende los pasos de:

-: rotación de un dispositivo de separación centrífuga a una velocidad controlada de rotación, teniendo el dispositivo de separación una zona A,

\newpage

-: el transporte de la sangre total que tiene un valor actual de hematocrito de sangre total dentro de un dispositivo de separación centrífuga a una velocidad determinable Q_{b} para su separación en hematíes y un constituyente plasmático, teniendo los hematíes en el dispositivo de separación centrífuga un valor actual de hematocrito,

-: la eliminación del constituyente plasmático del dispositivo de separación centrífuga a una velocidad determinable Q_{p} mientras la sangre total es transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga,

-: la recirculación de al menos una parte del constituyente plasmático del dispositivo de separación centrífuga a una velocidad determinable Q_{Recirc} para mezclarlo con la sangre total transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga,

-: la eliminación de los hematíes del dispositivo de separación centrífuga mientras la sangre total es transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga y el plasma es eliminado del dispositivo de separación centrífuga,

-: el control de Q_{Recirc} para obtener un hematocrito deseado H_{i} para la sangre total transportada dentro del dispositivo de separación centrífuga, como sigue:

Q_{Recirc} = \left[\frac{H_{b}}{H_{i}} - 1\right] \ x \ Q_{b}

donde H_{b} es un valor que representa un hematocrito aparente de la sangre total que entra en el dispositivo de separación centrífuga basándose sobre una relación entre H_{rbc}, Q_{b}, Q_{p} y que no incluye el valor actual del hematocrito de sangre total, expresado como sigue:

H_{b} = \frac{H_{rbc}\cdot(Q_{b} - Q_{p})}{Q_{b}}

y donde H_{rbc} representa un hematocrito aparente de hematíes dentro del dispositivo de separación centrífuga donde H_{rbc} es derivado basándose sobre las condiciones de operación detectadas y las dimensiones físicas del dispositivo de separación centrífuga sin utilizar un detector físico.

8. Un método según la reivindicación 7 o un sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, donde:

H_{rbc} = 1 - \left(\frac{\beta}{g\cdot A\cdot \kappa\cdot S_{\gamma}} \cdot (q_{b} - q_{p})\right)^{\tfrac{1}{k + 1}}

donde:

q_{b}: es el caudal de entrada de entrada de la sangre (cm^{3}/sec) que, cuando se convierte en ml/min, corresponde a Q_{b},

\beta: es un término dependiente de la velocidad de cizallamiento, y S\gamma es un coeficiente (sec) de sedimentación del hematíe y \beta/S\gamma = 15,8 x 10^{6} sec^{-1},

A: es la zona del dispositivo de separación centrífuga (cm^{2}),

g: es la aceleración centrífuga (cm/sec^{2}), que es el radio del dispositivo de separación centrífuga multiplicado por la velocidad de rotación cuadrada de \eta^{2} (rad/sec^{2}), y

k: es una constante de viscosidad = 0,625, y K es una constante de viscosidad basada en k y otra constante de viscosidad \alpha = 4,5, donde:

9. Un sistema según la reivindicación 1, caracterizado porque la vía de recirculación incluye una bomba de vía de recirculación y el controlador está acoplado a dicha bomba.