ES2300277T3

ES2300277T3 - Sistemas de procesamiento sanguineo que monitorizan la densidad optica.

Info

Publication number: ES2300277T3
Application number: ES00972096T
Authority: ES
Inventors: Richard I. Brown; John T. Foley; Timothy J. Patno
Original assignee: Fenwal Inc
Current assignee: Fenwal Inc
Priority date: 1999-10-16
Filing date: 2000-10-12
Publication date: 2008-06-16
Anticipated expiration: 2020-10-12
Also published as: ATE383901T1; AU768997B2; DE60037827D1; JP2003512106A; CN1379694A; EP1229978A1; JP4545364B2; AU1081001A; EP1229978B1; DE60037827T2; EP1229978A4; US6312607B1; BR0014801A; WO2001028652A1; CA2386482A1

Abstract

Sistema de procesamiento sanguíneo (10) que comprende: una entrada para recibir un valor que indica un volumen deseado de plaquetas, una cámara de separación (22) operable para separar la sangre en sus constituyentes, incluyendo un constituyente plasmático que contiene plaquetas y que tiene una densidad óptica, una vía de salida (30, 104) para transportar un volumen del constituyente plasmático desde la cámara de separación durante un período de procesamiento, conteniendo el volumen de constituyente plasmático un volumen de plaquetas, un sensor (204) operable para detectar la densidad óptica del constituyente plasmático en la vía de salida durante varios intervalos de muestreo dentro del período de procesamiento y generar por cada intervalo de muestreo un valor de opacidad muestreado que expresa la densidad óptica detectada en función del volumen incremental de plasma procesado durante el intervalo de muestreo respectivo, un primer elemento procesador (202) acoplado al sensor que incluye un elemento que es operable para sumar los valores de opacidad muestreados durante el período de procesamiento y generar una salida integrada del valor de opacidad, y caracterizado porque un segundo elemento procesador (324) que recibe como entrada la salida integrada del valor de opacidad y genera una segunda salida basada, al menos en parte, en la salida integrada del valor de opacidad, comprendiendo un valor que indica el volumen de sangre que hace falta procesar para obtener el volumen deseado de plaquetas.

Description

Sistemas de procesamiento sanguíneo que monitorizan la densidad óptica.

Campo de la invención

La invención se refiere a sistemas y aparatos de procesamiento por centrifugación.

Antecedentes de la invención

Hoy día y de forma rutinaria la sangre total se separa por centrifugación en sus varios componentes terapéuticos, tales como glóbulos rojos, plaquetas y plasma.

Ciertas terapias implican la transfusión de grandes volúmenes de componentes sanguíneos. Por ejemplo, algunos pacientes sometidos a quimioterapia necesitan de forma rutinaria la transfusión de un alto número de plaquetas. Los sistemas manuales de bolsas de sangre sencillamente no constituyen una forma eficaz de recoger estos altos números de plaquetas de los individuos donantes.

Actualmente, se utilizan los sistemas de separación de sangre en línea para recoger el gran número de plaquetas necesario para satisfacer esta demanda. Los sistemas en línea llevan a cabo los pasos de separación necesarios para separar la concentración de plaquetas de la sangre total en un proceso secuencial en presencia del donante. Los sistemas en línea establecen un flujo de sangre total desde el donante, separan las plaquetas deseadas del flujo y devuelven los glóbulos rojos y plasma restantes al donante, todo ello en un bucle de flujo secuencial.

La US-5.958.250 describe un aparato para separar sangre total en, entre otros, plasma rico en plaquetas (PRP). El aparato comprende un monitor óptico para detectar la transmisión óptica del PRP y los elementos primero y segundo de procesamiento, permitiendo calcular diversos parámetros a partir de los datos detectados proporcionados por el monitor.

Con un sistema en línea se pueden procesar grandes volúmenes de sangre total (por ejemplo, 2,0 litros). Gracias a estos grandes volúmenes de procesamiento, se puede recoger una gran producción de plaquetas concentradas (por ejemplo, 4 \cdot 10^{11} plaquetas suspendidas en 200 ml de fluido). Además, ya que se devuelven los glóbulos rojos del donante, éste puede donar sangre total para el procesamiento en línea con mucha más frecuencia que los donantes para el procesamiento en sistemas de múltiples bolsas de sangre.

Sin embargo, sigue existiendo necesidad de otros sistemas y métodos mejorados para recoger concentrados ricos en células procedentes de componentes sanguíneos de manera que se permitan la utilización de un gran volumen, en entornos de recogida de sangre en línea, donde se puedan obtener los rendimientos en componentes celulares sanguíneos críticamente necesarios, por ejemplo plaquetas.

En base al hecho de que las demandas operacionales y de rendimiento de estos sistemas de procesamiento de fluidos son cada vez más complejas y sofisticadas, existe la necesidad de controladores de proceso automatizados que puedan recoger y generar señales de control e información más detallada, para ayudar al operador a maximizar la eficacia de procesamiento y separación.

Sumario de la invención

La invención proporciona sistemas y métodos de procesamiento sanguíneos que separan la sangre en sus constituyentes, incluyendo un constituyente plasmático con densidad óptica. Los sistemas y métodos transportan un volumen del constituyente plasmático por una vía de salida, a la vez que detecta la densidad óptica de dicho constituyente plasmático. Los sistemas y métodos generan una primera salida indicativa de la densidad óptica detectada. Los sistemas y métodos integran la primera salida relativa al volumen de constituyente plasmático transportado para generar una salida integrada. La salida integrada está en relación con el volumen de plaquetas transportadas en el constituyente plasmático y evita la necesidad de obtener de otro modo el volumen de plaquetas mediante técnicas de dimensionamiento y recuento fuera de línea. Los sistemas y métodos generan una segunda salida basada, al menos en parte, en el valor de opacidad integrado, el cual comprende un índice que indica el volumen de sangre que necesita ser procesado para obtener el volumen de plaquetas deseado.

En una realización preferente, el constituyente plasmático incluye un contenido lipídico. En esta realización, los sistemas y métodos ajustan la primera salida en proporción al contenido de lípidos.

En una realización preferente, los sistemas y métodos generan una tercera salida basada, al menos en parte, en la salida integrada. En una realización preferente, la tercera salida comprende parámetros para almacenar el volumen de plaquetas contenido en el constituyente plasmático. Por ejemplo, la tercera salida puede incluir un valor que representa el número de recipientes de almacenamiento seleccionados que han de utilizarse para el volumen de plaquetas, o un valor que representa el volumen recomendado del medio de almacenamiento para el volumen de plaquetas.

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Los distintos aspectos de la invención se adaptan especialmente bien a procesos de separación de sangre en línea.

Las características y ventajas de la invención se exponen en la siguiente descripción y en las figuras, así como en las reivindicaciones adjuntas.

Breve descripción de las figuras

Fig. 1: vista lateral alzada, con partes separadas y en corte, de un sistema de procesamiento sanguíneo que comprende una centrifugadora con un sistema de detección interfacial incorporando las características de la invención, se muestra la cubeta y el rotor de la centrifugadora en su posición operativa;

Fig. 2: vista lateral alzada, con partes separadas y en corte, de la centrifugadora mostrada en la Fig. 1, se muestra la cubeta y el rotor de la centrifugadora en posición vertical para recibir una cámara de procesamiento sanguíneo;

Fig. 3: vista en perspectiva de la parte superior de la cubeta de la centrifugadora mostrada en la Fig. 2 en posición vertical y portando la cámara de procesamiento sanguíneo;

Fig. 4: vista en planta de la cámara de procesamiento sanguíneo mostrada en la Fig. 3 no asociada a la cubeta;

Fig. 5: vista en perspectiva ampliada de la rampa interfacial portada por la centrifugadora en asociación con la cámara de procesamiento de sangre, mostrando la capa de glóbulos rojos, la capa de plasma separada por centrifugación y la interfaz del la cámara cuando se encuentra en un emplazamiento deseado en la rampa;

Fig. 6: vista en perspectiva ampliada de la rampa interfacial mostrada en la Fig. 5, representa la capa de glóbulos rojos y la interfaz en un emplazamiento alto no deseado en la rampa;

Fig. 7: vista en perspectiva ampliada de la rampa interfacial mostrada en la Fig. 5, representa la capa de glóbulos rojos y la interfaz en un emplazamiento bajo no deseado en la rampa;

Fig. 8: vista lateral en perspectiva de la cubeta y del rotor de la centrifugadora cuando se encuentra en su posición operativa, se muestra el cabezal de observación que porta la centrifugadora, que forma parte del controlador de la interfaz, para visualizar la rampa interfacial durante la rotación de la cubeta;

Fig. 9: vista en perspectiva del cabezal de observación, con partes separadas y en corte, se muestra la fuente de luz y el detector de luz portados por el cabezal de observación alineados con la rampa interfacial, tal como se observaría desde dentro de la cubeta y del rotor de la centrifugadora;

Fig. 10: vista en corte lateral de la cubeta, del rotor y del cabezal de observación cuando el cabezal de observación está alineado con la rampa interfacial;

Fig. 11: esquema del elemento procesador de la interfaz y del elemento de mando de la interfaz que forman parte del controlador de interfaz;

Fig. 12 esquema del elemento convertidor de señales que forma parte del elemento procesador de interfaz mostrado en la Fig. 11;

Fig. 13 muestra, en su parte superior, una señal de voltaje generada por el cabezal de observación cuando pasa por la rampa de interfacial y, en su parte inferior, una onda en forma cuadrada generada por el elemento procesador del controlador de interfaz a partir de la señal de voltaje con el propósito de analizar el emplazamiento de la interfaz en la rampa;

Fig. 14: esquema del elemento de calibración de sangre, que forma parte del controlador de interfaz;

Fig. 15: esquema de la primera y segunda funciones de utilidad de la aplicación de control de procesamiento que forma parte del sistema procesador sanguíneo mostrado en la Fig. 1, así como el monitor asociado que controla ópticamente la opacidad del PRP transportado desde la cámara de separación;

Fig. 16: gráfico que muestra las fluctuaciones de la opacidad del fluido controladas por el monitor óptico mostrado en la Fig. 15, que constituye una entrada a la primera función de utilidad también mostrada esquemáticamente en la Fig. 15;

Fig. 17: gráfico que muestra la correlación entre el valor de la densidad óptica integrado derivado de la primera función de utilidad mostrada en la Fig. 15, con los datos sobre el volumen de plaquetas recogido;

Fig. 18: gráfico que muestra la correlación entre el valor de la densidad óptica integrado derivado de la primera función de utilidad mostrada en la Fig. 15, con los datos de producción de plaquetas;

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Fig. 19: gráfico que muestra la relación entre la presión parcial de oxígeno y la permeabilidad de un recipiente de almacenamiento determinado, tenida en cuenta por la segunda función de utilidad mostrada en la Fig. 15 en el momento de recomendar parámetros óptimos de almacenamiento en términos del número de recipientes de almacenamiento; y

Fig. 20: gráfico que muestra la relación entre el consumo de bicarbonato y el trombocitocrito de almacenamiento para un recipiente de almacenamiento determinado, tenida en cuenta por la segunda función de utilidad mostrada en la Fig. 15 en el momento de recomendar parámetros óptimos de almacenamiento en términos del volumen del medio de almacenamiento de plasma.

El alcance de la invención está definido en las reivindicaciones adjuntas más que en la descripción específica que las precede. Por tanto, todas las realizaciones que caen dentro de la interpretación de las reivindicaciones pretenden estar incluidas en las mismas.

Descripción de las realizaciones preferentes

Las Fig. 1 y 2 muestran un sistema de procesamiento sanguíneo 10, que incorpora un controlador de interfaz 12 que incluye las características de la invención. La invención se describe en el contexto del procesamiento sanguíneo debido a que se adapta especialmente bien para su utilización en este entorno. También se debe apreciar que el uso de la invención no se limita al procesamiento sanguíneo. Las características de la invención se pueden utilizar en asociación con cualquier sistema en el que se manipulen materiales que se puedan diferenciar ópticamente.

A. Centrifugadora

El sistema 10 incluye una centrifugadora 14 para separar por centrifugación los componentes de la sangre. En la realización ilustrada, la centrifugadora 14 separa sangre total para cosechar glóbulos rojos (RBC), concentrados plaquetarios (PC) y plasma pobre en plaquetas (PPP). La centrifugadora 14 se puede utilizar también para cosechar de la sangre células mononucleares y granulocitos.

La centrifugadora 14 es del tipo mostrado en la patente de Estados Unidos Nº 5.316.667. La centrifugadora comprende una cubeta 16 y un rotor 18. La cubeta 16 y el rotor 18 pivotan sobre una horquilla 20 entre una posición vertical, tal como la mostrada en la Fig. 2, y una posición suspendida, tal como la mostrada en la Fig. 1.

Cuando está en posición vertical, el rotor 18 se puede abrir mediante un movimiento al menos parcialmente fuera de la cubeta 16, tal como se muestra en la Fig. 2. En esta posición, el operador envuelve una cámara flexible de procesamiento sanguíneo 22 (véase la Fig. 3) alrededor del rotor 18. El cierre del rotor 18 y de la cubeta 16 cierra la cámara 22 para el procesamiento. Cuando están cerrados, el rotor 18 y la cubeta 16 pivotan en posición suspendida para su rotación alrededor de un eje.

B. Cámara de procesamiento sanguíneo

La cámara de procesamiento sanguíneo 22 se puede construir de varias formas. La Fig. 4 muestra una realización representativa preferente.

La cámara 22 mostrada en la Fig. 4 proporciona un procesamiento multietapa. Una primera etapa 24 separa la sangre total en RBC y plasma rico en plaquetas (PRP). Una segunda etapa 26 separa el PRP en PC y PPP.

Como se muestra mejor en las Figuras 3 y 4, una puerta 28 transporta la sangre total a la primera etapa 24. Las puertas 30 y 32 transportan el PRP y el RBC respectivamente desde la primera etapa 24. El RBC es devuelto al donante. Una puerta 34 transporta el PRP a la segunda etapa 26. Una puerta 36 transporta el PPO desde la segunda etapa 26, dejando el PC en la segunda etapa 26 para su resuspensión y traslado a uno o más recipientes de almacenamiento. Las puertas 28, 30, 32, 34 y 36 están dispuestas una junto a otra a lo largo del borde transversal superior de la
cámara 22.

Como se muestra mejor en las Figuras 1 y 3, a las puertas 28, 30, 32, 34 y 36 se ajusta una conexión umbilical de tubos 38. La conexión umbilical 38 interconecta las etapas primera y segunda, 24 y 26, entre ellas y con bombas y otros componentes fijos localizados fuera de los componentes rotatorios de la centrifugadora 14 (no mostrados). Como se muestra en la Fig. 1, un soporte no rotatorio (cero omega) 40 soporta la parte superior de la conexión umbilical 38 en una posición de no rotación por encima del rotor 18 y de la cubeta 16 suspendidos. Un soporte 42 en la horquilla 20 hace girar la parte central de la conexión umbilical 38 a una primera velocidad (uno omega) alrededor del rotor 18 y de la cubeta 16 suspendidos. Otro soporte 44 (véase la Fig. 2) hace girar el extremo inferior de la conexión umbilical 38 a una segunda velocidad dos veces la velocidad de uno omega (la velocidad dos omega), a la cual el rotor 18 y la cubeta 16 suspendidos también giran. Esta rotación relativa conocida de la conexión umbilical 38 la mantiene no enroscada, evitando así la necesidad de obturadores rotatorios.

Como se muestra en la Fig. 4, se dispone un primer sello interior 46 entre la puerta de recogida de PRP 30 y la puerta de entrada de sangre total 28. Un segundo sello interior 48 se localiza entre la puerta de entrada de sangre total 28 y la puerta de recogida de RBC 32. Los sellos interiores 46 y 48 forman una vía de entrada de sangre total 50 y una región de recogida de PRP 52 en la primera etapa 24. El segundo sello 48 forma también una vía de recogida de RBC 54 en la primera etapa 24.

La vía de entrada de sangre total 50 canaliza la sangre total directamente a la vía de flujo circunferencial inmediatamente después de la región de recogida de PRP 52. Como se muestra en la Fig. 5, la sangre total se separa en una capa ópticamente densa 56 de RBC, que se forma a medida que el RBC se desplaza bajo la influencia de la fuerza centrífuga hacia la pared alta-G 62. El movimiento de RBC 56 desplaza el PRP radialmente hacia la pared baja-G 64, formando un segunda capa ópticamente menos densa 58.

La centrifugación de sangre total genera también una capa intermedia 60, también denominada interfaz, que constituye la transición entre los componentes sanguíneos celulares formados y el componente de plasma líquido. Los RBC ocupan típicamente esta región de transición. Los glóbulos blancos pueden ocupar también esta región de transición.

Las plaquetas también pueden dejar la capa de PRP 58 y establecerse en la interfaz 60. Esta acción de establecimiento se produce cuando la velocidad radial del plasma cerca de la interfaz 60 no es suficiente para mantener las plaquetas suspendidas en la capa de PRP 58. Careciendo de flujo radial suficiente de plasma, las plaquetas se caen y se establecen en la interfaz 60. Las plaquetas más grandes (superiores a aproximadamente 30 femtolitros) están particularmente destinadas a establecerse en la interfaz 60. Sin embargo, la proximidad de la región de entrada de sangre total 50 a la región de recogida de PRP 52 en la cámara 22 mostrada en la Fig. 4 crea un fuerte flujo radial de plasma en la región de recogida de PRP 52. El fuerte flujo radial de plasma eleva las plaquetas, grandes y pequeñas, de la interfaz 60 y en la región de recogida de PRP 52.

Más detalles de la cámara de separación 22 no son esenciales para la invención y se pueden encontrar en la patente de Estados Unidos Nº 5.316.667, anteriormente mencionada.

C. Controlador de la interfaz

Como se muestra en la Fig. 5, una rampa 66 se extiende formando un ángulo desde la pared alta-G 62 de la cubeta 16 a través de la región de recogida de PRP 52. El ángulo, medido con respecto al eje de la puerta de recogida del PRP 30 preferentemente es de aproximadamente 30º. La Fig. 5 muestra la orientación de la rampa 66 vista desde la pared baja-G 64 del rotor 18. La Fig. 4 muestra, con líneas imaginarias, la orientación de la rampa 66 vista desde la pared alta-G 62 de la cubeta 16.

Más detalles sobre la relación entre los ángulos de la rampa 66 y la puerta de recogida de PRP 30 no son esenciales para la invención. Se pueden encontrar en la solicitud de patente copendiente de Estados Unidos Nº de serie 08/472.561, presentada el 7 de junio de 1995 y titulada "Enhanced Yield Blood Processing System with Angled Interface Control Surface".

La rampa 66 forma una cuña cónica que limita el flujo de fluido hacia la puerta de recogida de PRP 30. El borde superior de la rampa 66 se extiende formando un paso estrecho 68 a lo largo de la pared baja-G 64. El PRP debe fluir por el paso estrecho 68 para alcanzar la puerta de recogida de PRP 30.

Como se muestra en la Fig. 5, la rampa 66 desvía el flujo de fluido a lo largo de la pared alta-G 62. Esta desviación de flujo cambia la orientación de la interfaz 60 entre la capa de RBC 56 y la capa de PRP 58 dentro de la región de recogida de PRP 52. La rampa 66 deja expuestas así la capa de RBC 56, la capa de PRP 58 y la interfaz 60 para su observación a través de la pared baja-G 64 de la cámara 22.

El controlador de la interfaz 12 incluye un cabezal de observación 70 (véanse las Figuras 1 y 8) soportado en la horquilla 20. El cabezal de observación 70 está orientado para visualizar ópticamente el cambio de la densidad óptica entre la capa de RBC 56 y la capa PRP 58 en la rampa 66. El controlador de interfaz 12 incluye también un elemento procesador 72 (véanse las Figuras 11 y 13), que analiza los datos ópticos obtenidos por el cabezal de observación 70 con el fin de calcular el emplazamiento de la interfaz 60 en la rampa 66 con respecto al paso estrecho 68.

El emplazamiento de la interfaz 60 en la rampa 66 puede desplazarse dinámicamente durante el procesamiento sanguíneo, como se muestra en las Figuras 6 y 7. El controlador de interfaz 12 incluye un elemento de mando 74 (véanse las Figuras 11 y 13) que cambia la velocidad a la que el PRP se extrae de la cámara 22, para mantener la interfaz 6 en un emplazamiento fijo en la rampa 66 (mostrado en la Fig. 5).

El mantenimiento de la interfaz 60 en un emplazamiento fijo en la rampa 66 es importante. Si el emplazamiento de la interfaz 60 es demasiado alto (es decir, si está demasiado cerca del paso estrecho 68 que conduce a la puerta de recogida de PRP 30, como se muestra en la Fig. 6), los RBC y, si están presentes, los glóbulos blancos, pueden caer sobre y dentro del paso estrecho 68, afectando negativamente a la calidad del PRP. Por otra parte, si el emplazamiento de la interfaz 60 es demasiado bajo (es decir, si se encuentra demasiado alejado del paso estrecho 68, como se muestra en la Fig. 7), la dinámica del fluido ventajosa para la separación eficaz de plaquetas puede interrumpirse. Además, como la distancia entre la interfaz 60 y el paso estrecho 68 aumenta, la dificultad para extraer plaquetas más grandes del flujo de PRP es mayor. Como consecuencia, un emplazamiento distante de la interfaz provoca la recogida de las plaquetas más pequeñas exclusivamente y la producción total de plaquetas, en consecuencia, será escasa.

(1) Cabezal de observación de la interfaz

Con respecto a las Figuras 8 a 10, el cabezal de observación 70, soportado por la horquilla 20, incluye una fuente de luz 76 que emite luz absorbible por los RBC. En la realización ilustrada y preferente, la fuente de luz 76 incluye una serie circular de diodos emisores de luz roja 80. Por supuesto, se podrían utilizar otras longitudes de onda absorbidas por los RBC, tales como verde o infrarrojo.

En la realización ilustrada, siete diodos emisores de luz 80 comprenden la fuente de luz 76. Se pueden utilizar más diodos 80, o se pueden emplear menos diodos 80, dependiendo de las características ópticas deseadas.

El cabezal de observación 70 incluye también un detector de luz 78 (véanse las Figuras 9 y 10), dispuesto de forma adyacente a la fuente de luz 76. En la realización ilustrada y preferente, el detector de luz 78 comprende un detector de diodo PIN, en general localizado en el centro geométrico de la serie circular de diodos emisores de luz 80.

La horquilla 20 y el cabezal de observación 70 giran a la velocidad omega uno, mientras que el rotor 18 y la cubeta 16 giran a la velocidad omega dos. La fuente de luz 76 dirige la luz hacia la cubeta giratoria 16. En la realización ilustrada (véase la Fig. 8), la cubeta 16 es transparente a la luz emitida por la fuente 76 solamente en la región 82 donde la cubeta 16 cubre la rampa de la interfaz 66. En la realización ilustrada, la región 82 comprende una ventana recortada en la cubeta 16. El resto de la cubeta 16 que se encuentra en el recorrido del cabezal de observación 70 comprende un material absorbente de luz.

La rampa de la interfaz 66 se compone de un material transmisor de luz. Así, la luz procedente de la fuente 76 pasará por la región transparente 82 de la cubeta 16 y la rampa 66 cada vez que la cubeta giratoria 16 y el cabezal de observación 70 se alineen. El rotor 18 puede llevar también un material reflectante de luz 84 detrás de la rampa de la interfaz 66 para mejorar sus propiedades reflectoras. El rotor 18 refleja la luz entrante recibida desde la fuente 76 a través de la región transparente 82 de la cubeta 16, donde ésta es detectada por el detector 78. En la realización ilustrada, la luz que pasa exteriormente a la fuente 76 e interiormente hacia el detector 78 pasa por una lente convergente 120 (mostrada en las Figuras 9 y 10), que forma parte del cabezal de observación 70.

La disposición que se acaba de describir diferencia ópticamente las propiedades reflectoras de la rampa de interfaz 66 del resto de la cubeta 16. Este objetivo se puede conseguir de otras maneras. Por ejemplo, la fuente de luz 76 se podría interrumpir on y off con la llegada y el paso de la rampa 66 en relación con su línea de visión. Como otro ejemplo, la cubeta 16 fuera de la región transparente 82 podría llevar un material reflector de luz, pero a una densidad diferente de la del material reflector 83 detrás de la rampa de la interfaz 66.

A medida que la región transparente de la interfaz 82 de la cubeta 16 llega a alinearse con el cabezal de observación 70, el detector 78 detectará primero la luz reflejada por la capa de plasma 58 en la rampa 66. Eventualmente, la capa de RBC 56 adyacente a la interfaz 60 en la rampa 66 penetrará en el alcance óptico del cabezal de observación 70. La capa de RBC 56 absorbe la luz procedente de la fuente 76 y así reduce la intensidad anteriormente detectada de la luz reflejada. La intensidad de la luz reflejada detectada por el detector 78 representa la cantidad de luz procedente de la fuente 76 que no es absorbida por la capa de RB 56 adyacente a la interfaz 60.

(2) Elemento procesador de la interfaz

Como se muestra en la Fig. 11, el elemento procesador de la interfaz 72 incluye un elemento convertidor de señales 112 que convierte la salida de intensidad de luz detectada por del detector 78 (una corriente) en una señal de voltaje amplificada.

Como se muestra en la Fig. 12, el elemento convertidor de señales 112 incluye un amplificador inversor de corriente a voltaje (I/V) 114, que convierte la señal de corriente positiva relativamente baja procedente del detector 78 (típicamente, in \muA) en una señal de voltaje negativa amplificada. El aumento de corriente a voltaje del amplificador 114 puede variar. En una realización representativa, el aumento es del orden de 58.000, de forma que la corriente, por ejemplo de 1 \muA, se convierta en una señal de voltaje de -58 mV. Un amplificador no inversor de voltaje (V/V) 116 amplifica además la señal de voltaje negativa (en mV) en una señal de voltaje negativa (en V) (es decir, un aumento de aproximadamente 400). Esta señal de voltaje negativa dos veces amplificada pasa por un amortiguador 118. La salida del amortiguador 118 constituye la salida del elemento convertidor de señales 112. En la realización ilustrada, el factor de amplificación total (desde la señal de corriente del detector hasta la señal de voltaje negativa procesada) es de aproximadamente 23 millones.

La Fig. 13 muestra con líneas continuas una curva representativa (designada como V1), que dibuja las salidas de voltaje negativo representativas del elemento convertidor de señales 112 para las señales de luz detectadas cuando se dispone un líquido transmisor de luz, por ejemplo una solución salina, a lo largo de toda la longitud de la rampa 66. La curva V1 muestra la región 88 en la que la señal de luz detectada aumenta, se nivela y luego disminuye a medida que la región transparente 82 y el cabezal de observación 70 entran y salen de la alineación. En la realización ilustrada, la curva de voltaje V1 tiene una tendencia negativa para las señales de luz en aumento, debido al procesamiento por el elemento convertidor de señales 112. Se debe apreciar que se podrían procesar las señales de luz para proporcionar una salida de voltaje no invertida, de forma que la curva de voltaje V1 tendría una tendencia positiva para las señales de luz en aumento.

Con referencia de nuevo a la Fig. 11, un elemento modulador 90 convierte las señales de voltaje amplificadas en un pulso de tiempo de onda cuadrada. En la realización ilustrada, el elemento 90 comprende un comparador de voltajes que recibe como entrada las señales de voltaje amplificadas y un valor umbral seleccionado (THRESH). La salida del comparador de voltajes 88 es de uno (1) cuando la señal de voltaje se sitúa por debajo de THRESH (es decir, cuando la señal de voltaje se sitúa más lejos de cero que THRESH) y de cero (0) cuando la señal de voltaje se sitúa por encima de THRESH (es decir, cuando la señal de voltaje se sitúa más cerca de cero que THRESH).

En la realización ilustrada, THRESH comprende un número digital entre 0 y 4095. El número digital se convierte, mediante un convertidor digital a analógico de 12 bits 120, en un valor analógico de voltaje entre +10 y -10. Por ejemplo, un dígito de cero (0) para THRESH representa una salida analógica de +10 V, mientras que un dígito de 4095 para THRESH representa una salida analógica de -10 V.

La Fig. 13 muestra con líneas continuas un pulso de onda cuadrada representativo (designado como P1) procesado por el comparador 90 a partir de la curva de voltaje V1, basado en un valor determinado de THRESH. La curva de voltaje con tendencia negativa V1 oscila entre cero (0) (cuando el detector 70 no detecta ninguna luz) y -13,5 V (cuando el detector 70 detecta el máximo de luz) y THRESH es el dígito 3481, que el convertidor 120 convierte en un valor analógico de voltaje de -7 V. El pulso P1 de onda cuadrada tiene un ancho (designado como W1 en la Fig. 13) expresado en términos de tiempo. El ancho W1 es proporcional al tiempo en el que una señal de luz por debajo de THRESH es detectada (es decir, cuando la señal de voltaje negativa está más alejada de cero (0) que el valor de voltaje analógico de THRESH).

Como se muestra en la Fig. 13, se detecta la máxima luz (señal de voltaje con tendencia negativa en -13,5 V) cuando la región de visualización de la interfaz 82 y el cabezal de observación 70 se alinean. Cuando se dispone un material transmisor de luz tal como una solución salina a lo largo de toda la rampa de interfaz 66, el ancho W1 del pulso de onda cuadrada P1 es proporcional al período de tiempo total en el que se alinean la región de visualización de la interfaz 82 y el cabezal de observación. El ancho W1 se denominará también ancho del pulso de la línea base o BASE.

Cuando el material que tiene propiedades de alta absorción de luz relativa, por ejemplo los RBC, ocupa una parte de la rampa 66, el perfil de los voltajes detectados cambia. La Fig. 13 muestra con líneas imaginarias una curva representativa (designada como V2) que dibuja las señales representativas de voltaje procesadas detectadas cuando los RBC ocupan aproximadamente el 70% de la longitud de la rampa 66. La curva de voltaje con tendencia negativa V2 oscila entre cero (0) (cuando el detector 70 no detecta ninguna luz) y -9,9 V (cuando el detector 70 detecta la máxima luz). La curva V2 sigue la trayectoria de V1 hasta que el detector 78 detecta la capa de plasma 58, que no es transmisora de luz como la solución salina. La máxima intensidad de señal detectada para el plasma (I2_{PLASMA}) (por ejemplo -9,9 V) es por tanto inferior a la intensidad máxima de señal detectada para la solución salina (I1_{SALINE}) (por ejemplo -13,5 voltios). El período de tiempo durante el que existe también I2_{PLASMA} es notablemente más corto que el período de tiempo durante el que existe I1_{SALINE}. La curva V2 muestra la disminución gradual de la señal de voltaje detectada a medida que la capa de RBC absorbente de luz 56 llega progresivamente al campo de visión del cabezal 70 (que se designa generalmente como I2_{RBC} en la Fig. 13). La curva V2 eventualmente se superpone en la trayectoria de la curva V1 a medida que la región transparente 82 y el cabezal de visualización 70 salen de su alineación.

La Fig. 13 muestra también con líneas imaginarias que el ancho relativo (W2) del pulso de onda cuadrada (P2) procesado por el comparador 90 utilizando el mismo THRESH que P1 es menor. El ancho (W2) disminuye proporcionalmente con el ancho de la capa de RBC 56 con relación al ancho de la capa de plasma 58 en la rampa. A medida que la capa de RBC 56 ocupa más espacio en la rampa 66, es decir a medida que la interfaz RBC-plasma 60 se desplaza más cerca del paso estrecho 68, el ancho del pulso (W2) se acorta con relación al ancho del pulso de la línea base (W1) y viceversa.

Por tanto, y comparando el ancho de una onda de pulso dada (como W2) con respecto al ancho de impulso de la línea base (W1), el elemento procesador de la interfaz 72 evalúa la localización física relativa de la interfaz 60 en la rampa 66.

Como se muestra en la Fig. 11, el elemento procesador de la interfaz 72 incluye módulos de calibración 92 y 94 para asegurar que la localización física calculada ópticamente de la interfaz 66 se corresponde exactamente con la localización física real de la interfaz 66. El primer módulo de calibración 92, también denominado módulo de calibración del sistema, tiene en cuenta la geometría del rotor 18 y de la rampa 66, así como aquellas condiciones operacionales que pueden afectar a la adquisición óptica de información de la interfaz. El segundo módulo de calibración 94, también denominado módulo de calibración sanguíneo, tiene en cuenta la fisiología de la sangre del donante en términos de la densidad óptica de su plasma.

(i) Módulo de calibración del sistema

El valor nominal del ancho de pulso de la línea base BASE (expresado en unidades de tiempo) se selecciona para cada determinado sistema. En una realización representativa, se puede seleccionar un valor de, por ejemplo, 640 \mus para BASE. BASE (en microsegundos) se convierte en un valor de recuento digital (COUNTS), como sigue:

1

\vskip1.000000\baselineskip

donde

\quad: SCALE es un factor de escala seleccionado (que puede ser, en la realización ilustrada, por ejemplo, 80604);

\quad: THRESH_{ZERO} es el número digital umbral que representa una salida analógica de voltaje umbral cero (en la realización ilustrada de 2048); y

\quad: PERIOD es el período de rotación del detector 70, con respecto a la velocidad de rotación del detector 70 (DETECTOR_{\Omega}), calculado como sigue:

\vskip1.000000\baselineskip

2

\vskip1.000000\baselineskip

Una vez calculado para un DETECTOR_{\Omega}, COUNTS no necesita ser recalculado para distintos valores de DETEC-
TOR_{\Omega}, siempre que BASE no cambie.

El módulo de calibración del sistema 92 calcula un pulso de onda cuadrada P_{SALINE}, como P1 en la Fig. 13, haciendo pasar un líquido transmisor de luz, tal como una solución salina, por la cámara 22, al mismo tiempo que se muestrean valores de voltaje a lo largo de la rampa 66. Las muestras de los valores de voltaje son procesados por el comparador 90 para crear el pulso de onda cuadrada P_{SALINE}, utilizando un valor umbral inicial estimado THRESH_{START}. El ancho W_{START} del pulso P_{SALINE} obtenido mediante la utilización de THRESH_{START} se mide y compara con el ancho de la línea base BASE, que se determina según la Ecuación (1).

El desplazamiento de THRESH más cerca de cero que THRESH_{START} aumentará el ancho del pulso y viceversa. Cuando W_{START} no es igual a BASE o, alternativamente, si W_{START} cae fuera de un rango satisfactorio especificado de valores para BASE, el módulo de calibración del sistema 92 varía el valor umbral desde THRESH_{START} para variar el ancho del pulso, hasta que el ancho del pulso P_{SALINE} cumpla con los criterios previstos para BASE. El valor umbral obtenido para el ancho del pulso de la línea base previsto BASE se convierte en el valor umbral por defecto THRESH_{DEFAULT} para el sistema.

A pesar del cálculo de THRESH_{DEFAULT}, durante la utilización rutinaria pueden tener producirse variaciones en el ancho del pulso detectado, independientemente de cambios en la dimensión física real de la interfaz. Por ejemplo, las señales de voltaje detectadas pueden cambiar debido a los cambios que tienen lugar en el cabezal de observación 70, tales como una pérdida del enfoque, deposición de materiales extraños en las superficies ópticas, cambios en la alineación óptica, o debilitamiento de los diodos emisores de luz 80 o del detector 78. Las señales de voltaje detectadas cambiarán debido a la degradación del rendimiento óptico, independientemente y sin relación con cambios en las dimensiones físicas de la interfaz. Cuando son procesadas por el convertidor 90 utilizando THRESH_{DEFAULT}, las señales de voltaje cambiadas pueden resultar en un ancho de pulso menor o mayor, lo que puede no seguir reflejando de forma exacta el estado real de la interfaz. Pueden resultar señales de control erróneas.

En la realización ilustrada y preferente, el módulo de calibración del sistema 92 incluye un protocolo de instalación 96. El protocolo 96 establece un valor umbral THRESH para obtener el ancho del pulso de la línea base BASE utilizando las condiciones reales de rendimiento que aparecen al principio de cada ciclo de procesamiento.

El protocolo de instalación 96 ordena al sistema que transporte la solución salina (u otro material transmisor de luz seleccionado) por la cámara de separación 22, tal como se ha descrito anteriormente con relación al THRESH_{DEFAULT} calculado. Se obtienen un número representativo (por ejemplo, 10) de anchos de pulsos de muestra W_{DEFAULT \ (1 \ a \ n)} según los valores de voltaje detectados utilizando THRESH_{DEFAULT}. Se calcula el promedio de los anchos de pulso de muestra W_{DEFAULT(AVG)} y se comparan con BASE para el sistema, calcilándose con la Ecuación (1). Si W_{DEFAULT(AVG)} es igual a BASE o, alternativamente, se sitúa dentro de un rango aceptable de valores para BASE, THRESH se establece en THRESH_{DEFAULT}.

\newpage

En una ejecución representativa, el protocolo 96 utiliza los siguientes criterios para evaluar THRESH_{DEFAULT}:

3

donde:

\quad: BASE_{UPPER} es un valor máximo seleccionado para el ancho de pulso de la línea base, por ejemplo BASE calcula un multiplicador seleccionado superior a 1,0, por ejemplo 1,0025; y

\quad: BASE_{LOWER} es un valor mínimo seleccionado para el ancho de pulso de la línea base, por ejemplo BASE calcula un multiplicador seleccionado inferior a 1,0, por ejemplo 0,9975.

Si W_{DEFAULT(AVG)} no cumple con los criterios anteriores, el procedimiento de instalación busca un valor para THRESH que haga cumplir W_{DEFAULT(AVG)} con los criterios establecidos para BASE. Con este propósito, se pueden utilizar varios algoritmos de búsqueda.

Por ejemplo, el procedimiento de instalación puede utilizar un algoritmo de búsqueda "half-step", como sigue:

siendo THRESH el nombre dado al valor umbral seleccionado de la interfaz; THRESH_{UPPER} un valor máximo establecido para THRESH; THRESH_{LOWER} un valor mínimo establecido para THRESH; y W_{SAMPLE(AVG)} un promedio de anchos de pulso tomados durante un período de muestreo establecido,

4

El módulo de calibración del sistema 92 asegura así que la localización calculada ópticamente de la interfaz 66 no sea oblicua en base a las condiciones operacionales que pueden afectar a la adquisición óptica de información de la interfaz.

(ii) Módulo de calibración sanguíneo

El controlador de la interfaz 12 asume que la densidad óptica del plasma del donante que se encuentra en la rampa 66 es sustancialmente equivalente a la densidad óptica del material (por ejemplo una solución salina) utilizado por el módulo de calibración del sistema 92 al principio de un procedimiento determinado. Típicamente, la densidad óptica del plasma normal puede considerarse como equivalente a la de la solución salina.

Sin embargo, la densidad óptica del plasma variará según la concentración de plaquetas llevadas en el plasma. Por tanto, el plasma particularmente rico en plaquetas, que es una meta de procesamiento del sistema 10, tiene una densidad que difiere notablemente de la densidad de la solución salina o del plasma normal.

La densidad óptica del plasma variará también según la concentración de lípidos en el plasma, la cual depende de la fisiología o morfología del donante individual. El plasma lipémico tiene una densidad que difiere notablemente de la densidad de la solución salina o del plasma no lipémico.

La presencia de plasma en la rampa 66 con altas concentraciones de plaquetas o lípidos disminuye la magnitud de las señales de voltaje detectadas, independientemente y sin relación con los cambios en las dimensiones físicas de la interfaz. Cuando son procesados por el convertidor 90 utilizando el THRESH establecido por el módulo de calibración del sistema 92 que se acaba de describir, los pulsos de onda cuadrada asociados poseen un ancho de pulso reducido. El ancho de pulso reducido se debe a la fisiología de la sangre del donante y no refleja exactamente el estado real de la interfaz.

Por ejemplo, una interfaz de plasma-RBC 60 localizada en la posición adecuada en la rampa 66, en presencia de plasma lipémico o de plasma muy rico en plaquetas generará un ancho de pulso que de otro modo es indicativo para un plasma normal de una interfaz de plasma-RBC 60 demasiado cerca. Un ancho de pulso artificialmente reducido generará una señal de error, lo cual ordena una reducción de la velocidad a la que el plasma es transportado por la puerta 34. La interfaz 60 adecuadamente colocada anteriormente es cambiada inútilmente a una localización fuera de su posición rampa 66 abajo.

El segundo módulo de calibración 94 ajusta el ancho del pulso en presencia de un plasma que tiene una densidad óptica notablemente diferente a la de la solución salina para reflejar la posición real de la interfaz y evitar así distorsiones ópticas asociadas a la sangre. El módulo 94 incluye un monitor óptico 98 (véase la Fig. 14) que detecta la densidad óptica del plasma que sale de la puerta de salida de plasma 30 o que entra en la puerta de entrada de PRP 34. En la realización ilustrada mostrada en la Fig. 13, el monitor óptico 98 es un detector convencional de hemoglobina, utilizado en el dispositivo de procesamiento sanguíneo Autopheresis-C® vendido por la División Fenwal de Baxter Healthcare Corporation. El monitor 98 comprende un diodo emisor de luz roja 102 que emite luz en el tubo de salida de plasma 104. En esta disposición, la longitud de onda para detectar la densidad óptica del plasma es esencialmente la misma que la longitud de onda para detectar la localización de la interfaz. Por supuesto, se podrían utilizar otras longitudes de onda, tal como verde o infrarroja. El monitor 98 incluye también un detector de diodo PIN 106 en el lado opuesto del tubo 104.

La utilización de esencialmente la misma longitud de onda para controlar la interfaz y el plasma es una realización preferente. La utilización de esencialmente las mismas longitudes de onda hace que el espectro de absorbancia para el plasma sea esencialmente el mismo para ambos detectores. Por tanto, no hace falta correlacionar el espectro de absorbancia del detector de interfaz con el espectro de absorbancia del detector de plasma. Por supuesto, se pueden utilizar, si se desea, distintas longitudes de onda, en cuyo caso los espectros de absorbancia para el plasma de las distintas longitudes de onda deberían ser correlacionados para conseguir resultados precisos de calibración.

El segundo módulo de calibración 94 incluye también un elemento procesador 100 que recibe señales del monitor 98 para calcular la transmisión óptica del líquido transportado por el tubo 104, denominado OPTTRANS. El elemento procesador 100 puede utilizar varios algoritmos para calcular OPTTRANS. En una realización representativa, se calcula OPTTRANS como sigue:

\vskip1.000000\baselineskip

6

donde COR(RED SPILL) se calcula como sigue:

COR(RED SPILL) = RED-REDBKGRD

donde:

\quad: RED es la salida del detector diodo cuando el diodo emisor de luz roja está encendido (On) y el líquido fluye por el tubo;

\quad: REDBKGRD es la salida del detector diodo cuando el diodo emisor de luz roja está apagado (Off) y el liquido fluye por el tubo;

y donde CORREF se calcula como sigue:

CORREF = REF-REFBKGRD

donde:

\quad: REF es la salida del diodo emisor de luz roja cuando el diodo está encendido (On); y

\quad: REFBKGRD es la salida del diodo emisor de luz roja cuando el diodo está apagado (Off).

Al operar con el módulo de calibración del sistema 92, el elemento procesador 100 obtiene datos del monitor 98 y calcula la transmisión óptica del tubo y del líquido de instalación transmisor de luz, por ejemplo una solución salina. En una realización preferente, los valores de transmisión óptica se calculan a la velocidad más rápida posible durante el procedimiento de instalación. Se calcula el promedio de los valores durante todo el procedimiento de instalación para calcular un valor de transmisión óptica para el tubo y el líquido de instalación (OPTTRANS_{SETUP}).

Al finalizar la instalación y el módulo de calibración del sistema 92 no está ya operativo, durante el procesamiento sanguíneo posterior el módulo de calibración de sangre 92 sigue calculando la transmisión óptica del tubo y del plasma mediante la Ecuación (2). En la realización preferente, los valores de transmisión óptica son calculados por el elemento procesador 100 a la velocidad más rápida posible durante el procedimiento de procesamiento sanguíneo. Se calcula periódicamente el promedio de los valores al final de un intervalo de muestreo establecido (por ejemplo cada 180 segundos) para obtener un valor de transmisión óptica para el tubo y el plasma (OPTTRANS_{PLASMA}).

Al final de cada intervalo de muestreo establecido (es decir cada 180 segundos, por ejemplo), el módulo de procesamiento 100 determina un nuevo valor umbral THRESH para calcular el ancho del pulso, que varía en función de OPTRANS, como sigue:

7

donde

\quad: MULT es un factor de escala predeterminado de 0 a, por ejemplo 1000.

En la realización ilustrada MULT puede establecerse en 200.

La corrección anteriormente mencionada de THRESH aumenta el ancho del pulso con respecto al aumento de la densidad óptica del pasma en la rampa 66. Así, el segundo módulo de calibración 94 tiene en cuenta la disminución del aumento de la señal de voltaje presente en la rampa 66 debido a plasma lipémico o plasma con muy alto recuento de plaquetas. Así, el segundo módulo de calibración 94 sirve como controlador del aumento para el controlador de la interfaz 12, ajustando el ancho del pulso de forma que refleje exactamente la localización física real de la interfaz en la rampa, a pesar de la presencia de plasma con una densidad óptica superior a la normal.

El elemento procesador de la interfaz 72 produce finalmente una señal que representa exactamente la localización de la interfaz en función de W. Por ejemplo, cuando BASE = 640 \mus, un ancho de pulso medido W indica que un 100% de la rampa 66 está ocupado por plasma. Un ancho de pulso medido W de 320 \mus indica que el plasma ocupa un 50% de la rampa 66, mientras que un ancho de pulso medido W de 192 \mus indica que el plasma ocupa un 30% de la rampa 66 (es decir que los RBC ocupan un 70% de la rampa 66), y así sucesivamente.

La descripción anterior muestra el elemento procesador 72 recibiendo valores de intensidad de luz detectados desde un detector de interfaz 70, que detecta la luz reflejada desde la rampa de la interfaz 66. Se debe valorar la obtención de valores comparables de intensidad de luz para su procesamiento por el elemento procesador 72 desde un detector de interfaz que detecte la luz después de su transmisión a través de la rampa de la interfaz 66, sin retrorreflexión. En esta realización alternativa, una fuente de luz es soportada por la horquilla 20 (de la misma manera que el cabezal óptico 70), y un detector de luz es soportado por el rotor 18 detrás de la rampa de la interfaz 66, o viceversa.

(3) Elemento de mando de la interfaz

Como se muestra en la Fig. 11, el elemento de mando de la interfaz 74 recibe como entrada la salida de localización de la interfaz del elemento procesador 72. El elemento de mando incluye un comparador 108, que compara la salida de localización de la interfaz con una localización deseada de la interfaz, generando una señal de error (E). La localización deseada de la interfaz se expresa como el valor de control coherente con la expresión de la salida de la dimensión de la interfaz.

Hablando en términos generales, para la recogida de plaquetas, los RBC deberían ocupar no más del 60% aproximadamente el 65% de la rampa 66. Esto se puede expresar a la inversa en términos de un valor control (expresado en porcentaje) de entre un 35% y un 40% de BASE, lo que significa que el ancho del pulso medido W tendría que ser del 35% al 40% de su valor máximo. Alternativamente, el valor control se puede expresar en términos de un número que represente un valor de ancho de pulso (en unidades de tiempo) integrado en un valor de voltaje proporcional al porcentaje de plasma que ocupa la rampa 66.

Por supuesto, se pueden utilizar distintos valores control dependiendo de los objetivos de recogida del componente sanguíneo particular.

Cuando el valor control se expresa en términos de un valor porcentual previsto de RBC, una señal de error positivo (+E) indica que la capa de RBC 56 en la rampa 66 es demasiado grande (como se muestra en la Fig. 6). El elemento de mando de la interfaz 74 genera una señal para reducir la velocidad a la que se elimina el PRP a través de la puerta 34. La interfaz 60 se aleja del paso estrecho 68 hacia la posición de control deseada (como se muestra en la Fig. 5), donde la señal de error (E) es cero.

Una señal de error negativo (-E) indica que la capa de RBC 56 en la rampa 66 es demasiado pequeña (como se muestra en la Fig. 7). El elemento de mando de la interfaz 74 genera una señal para aumentar la velocidad a la que se elimina el PRP a través de la puerta 34. La interfaz 60 se acerca desde el paso estrecho 68 hacia la posición de control deseada (Fig. 5), donde la señal de error (E) de nuevo es cero.

El elemento de mando de la interfaz 74 puede afectar a la velocidad a la que se elimina el plasma a través de la puerta 34 controlando las velocidades relativas del flujo de sangre total, RBC y PRP a través de sus puertas respectivas. En una realización preferente (como se muestra en las Figuras 11 y 13), una bomba 110 extrae el PRP por el tubo 104 a través de la puerta 34. El elemento de mando 74 controla la velocidad de la bomba 110 para mantener la interfaz 60 en la localización prescrita en la rampa 66, alejada del paso estrecho 68.

D. Calculo óptico de los volúmenes de plaquetas

Como se muestra en la Fig. 15, el sistema 10 preferentemente incluye también una aplicación de control de procesamiento 200, que comprende una o más funciones de utilidad, mostrándose tres de las ellas, F1, F2 y F3. La o las funciones de utilidad F1, F2 y F3 definen la condición de procesamiento, así como información de parámetros, y generan variables de control de procesamiento para el sistema 10. La o las funciones de utilidad F1, F2 y F3 están diseñadas para alcanzar las metas especificadas de procesamiento sanguíneo teniendo en cuenta la morfología individual del donante y las condiciones reales que se presentan a medida que se continúa el procesamiento.

El número y el tipo de las funciones de utilidad puede variar. Por ejemplo, una función de utilidad particular puede derivarse de la producción de plaquetas durante una determinada sesión de procesamiento, de una estimación del tiempo de procesamiento antes de empezar determinada sesión de procesamiento y mientras está en marcha la sesión de procesamiento, o puede generar variables de control que controlan la velocidad de infusión del anticoagulante de citrato durante determinada sesión de procesamiento. Ejemplos de funciones de utilidad se detallan en la patente de Estados Unidos de Brown Nº 5.639.382, titulada "Systems and Methods for Deriving Recommended Storage Parameters For Collected Blood Components" que se incorpora aquí como referencia.

En la realización ilustrada, la aplicación de control de procesamiento 200 incluye al menos una primera, una segunda y una tercera funciones de utilidad F1, F2 y F3. La primera función de utilidad F1 genera un valor de procesamiento calculado ópticamente basado en la línea de control de la opacidad del plasma rico en plaquetas (PRP) del donante durante el procesamiento. El valor de procesamiento calculado ópticamente se correlaciona con el volumen de plaquetas recogidas y así se evita la necesidad de calcular el volumen de recogida de plaquetas en base a técnicas de dimensionamiento y recuento de células fuera de línea. La correlación entre el valor de procesamiento calculado ópticamente y el volumen de plaquetas recogido evita también la necesidad de un factor de calibración para aportar datos derivados en línea en conformidad con los datos calculados fuera de línea.

La segunda función de utilidad F2 calcula los parámetros óptimos de almacenamiento para las plaquetas recogidas, en parte en base al valor de procesamiento calculado ópticamente por la primera función de utilidad F1. La segunda función de utilidad F2 especifica estos parámetros en términos del número de recipientes de almacenamiento y del volumen de plasma pobre en plaquetas (PPP) que se debe utilizar como medio de almacenamiento de plaquetas.

La tercera función de utilidad F3 determina la cantidad de sangre total que hace falta procesar para conseguir una producción deseada de plaquetas, en parte en base al valor de procesamiento calculado ópticamente por la primera función de utilidad F1. F3 calcula este volumen de sangre total basándose en la transmisión óptica de PRP, que es normalizada por una transmisión medida de PPP, para tener en cuenta el contenido en lípidos del plasma del donante.

(1) Función de utilidad F1

La función de utilidad F1 emplea un elemento procesador 202 acoplado a un monitor óptico 204, colocado para detectar la transmisión óptica global del PRP separado de la sangre total en la primera etapa 24 de la cámara 22. Este valor de transmisión óptica global para PRP se llamará T(PRP).

El elemento procesador 202 calibra el valor global T(PRP) contra un valor de línea base que se llamará T(PPP). El valor de la línea base T(PPP) refleja la transmisión óptica del plasma del donante en ausencia de plaquetas, teniendo en cuenta también el contenido en lípidos del plasma del donante. El elemento procesador 202 preferentemente calibra también tanto T(PRP) como T(PPP) contra el "ruido" óptico de fondo.

Finalmente, el elemento procesador 202 calcula un valor calibrado de opacidad que refleja la opacidad del PRP debido solamente a la presencia de plaquetas.

El elemento procesador 202 integra numéricamente el valor calibrado de opacidad relativo al volumen de plasma procesado durante un tiempo, para obtener un valor integrado, llamado PCI. Se ha descubierto que la magnitud de PCI para determinado procedimiento y donante, utilizando un sistema particular de procesamiento, tiene una estrecha relación con la producción de plaquetas verdadera obtenida durante tal procedimiento (expresada en unidades x 10^{11}) y el volumen de plaquetas real recogido durante el procedimiento (expresado en ml). Como consecuencia, ninguno de estos valores reales necesita ser calculado independientemente por otros medios.

(i) El Monitor Óptico

En la realización ilustrada (véase la Fig. 15), el monitor óptico 204 está colocado a lo largo del tubo 104 para detectar la densidad óptica de plasma que sale de la puerta de salida de plasma 30 de la primera etapa 24 o que entra en la puerta de entrada de PRP 24 de la segunda etapa 26. En la realización ilustrada, el monitor 204 se encuentra en línea con el tubo 104 "aguas abajo" de la bomba de PRP 110 anteriormente descrita. Alternativamente, el monitor 204 podría colocarse "aguas arriba" de la bomba de PRP 110.

El monitor óptico 204 se puede construir de varias maneras. En la realización ilustrada mostrada en la Fig. 15, el monitor 204 comprende un detector convencional de hemoglobina, utilizado por ejemplo, en el dispositivo de procesamiento sanguíneo Autopheresis-C® vendido por la División Fenwal de Baxter Healthcare Corporation. El monitor 204 comprende un diodo emisor de luz roja 206, que emite luz dentro del tubo de salida de plasma 104. Se podrían utilizar otras longitudes de onda, tal como verde o infrarroja.

El monitor 204 incluye también un detector de diodo PIN 208 del lado opuesto al tubo 104.

La longitud de onda para detectar la densidad óptica de plasma puede ser esencialmente la misma que la longitud de onda para detectar la localización de la interfaz, tal como se ha descrito anteriormente. De esta manera, el monitor óptico 204 que está al servicio del elemento procesador 202 y el monitor óptico 98 que está al servicio del elemento procesador 100 (anteriormente descrito y mostrado en las Figuras 11 y 14) pueden comprender el mismo elemento funcional.

(ii) Cálculo de un valor calibrado de opacidad

A medida que el líquido es transportado por el tubo 104 desde la primera etapa 24 hasta la segunda etapa 26, el elemento procesador 202 recibe señales desde el monitor 204, indicativos de la transmisión óptica del líquido en el tubo 104. Cuando el líquido es PRP, las señales son indicativas de T(PRP), variables en función del número y del tamaño de las plaquetas que se encuentran en el PRP, así como de cualquier "ruido" óptico de fondo no asociado a la opacidad del PRP. El elemento procesador 202 tiene en cuenta estos factores que afectan a las señales de opacidad para calcular un valor de intensidad de PRP T(PRP).

El elemento procesador puede emplear diversos algoritmos para calcular T(PRP). En una realización preferente, T(PRP) se calcula como sigue:

8

donde

\quad: RED representa la salida del detector diodo 208 cuando el diodo emisor de luz roja 206 está encendido (On) y el PRP fluye por el tubo 104;

\quad: REDBKD es la salida del detector diodo 208 cuando el diodo emisor de luz roja 206 está apagado (Off) y el PRP fluye por el tubo 104;

\quad: REF es la salida del diodo emisor de luz 206 cuando el diodo 206 está encendido (On); y

\quad: REFBKG es la salida del diodo emisor de luz 206 cuando el diodo 206 está apagado (Off).

Los valores RED, REDBKG, REF y REFBKG comprenden cada uno un dígito entre 0 (transmisión máxima de luz) y 2048 (ninguna transmisión de luz). El dígito se obtiene convirtiendo la salida de intensidad de luz detectada por el detector 208 (una corriente) en una señal de voltaje negativa utilizando una corriente inversa al amplificador de voltaje (I/V). La señal de voltaje negativa luego es amplificada, modulada y procesada de forma convencional para proporcionar la salida del dígito.

En la realización ilustrada y preferente, los valores RED, REDBKG, REF y REFBKG se obtienen por transmisión continua entre un único emisor 206 y un único detector 208 y no incluyen efecto secundario de dispersión alguno.

En la realización ilustrada, T(PRP) se muestrea en un período establecido de muestreo (la velocidad de muestreo), por ejemplo una vez cada cinco segundos.

(iii) Cálculo de la línea base T(PPP)

Las señales de T(PRP) varían también en función del contenido en lípidos del plasma del donante, de la manera anteriormente descrita. En la realización ilustrada, el elemento procesador 202 tiene en cuenta el efecto del contenido en lípidos 202 calculando un valor de intensidad de la línea base de PPP (TPPP), para producir un valor calibrado de opacidad.

El elemento procesador puede emplear diversos algoritmos para calcular T(PPP). En una realización preferente, T(PPP) se calcula de la misma manera que T(PRP), a saber:

9

donde

\quad: RED representa la salida del detector diodo 208 cuando el diodo emisor de luz roja 206 está encendido (On) y el PPP fluye por el tubo 104;

\quad: REDBKD es la salida del detector diodo 208 cuando el diodo emisor de luz roja 206 está apagado (Off) y el PPP fluye por el tubo 104;

En la realización ilustrada (véase la Fig. 15), el plasma pobre en plaquetas (PPP) es separado por centrifugación del PRP en la segunda etapa 26. Durante el procesamiento, el PPP es transportado desde la segunda etapa 26 a través de la puerta 36, dejando el PC en la segunda etapa 26.

El tubo 210 se comunica con la puerta de PPP 36. El tubo 210 incluye una primera ramificación 212 que conduce (a través de una bomba en línea 214) a un recipiente de recogida 216. Durante la etapa de recogida de plaquetas del procesamiento, un volumen designado de PPP se conserva en el recipiente 216 para su eventual empleo como medio de suspensión para el PC. Después de la etapa de recogida de plaquetas del proceso, empieza una etapa de suspensión, durante la cual todo o parte del PPP del recipiente 216 es transportado de vuelta a la segunda etapa 26, a través de la ramificación de tubo 218, para suspender el PC para su almacenamiento y transfusión.

El tubo 210 incluye también una segunda ramificación 220 que conduce al donante. La segunda ramificación 220 transporta el volumen restante de PPP (es decir, la parte no designada para su uso como medio de suspensión) para su retorno al donante durante el procesamiento.

Para un sistema configurado tal como el mostrado en la Fig. 15, la línea base del plasma pobre en plaquetas T(PPP) puede calcularse para el donante individual de varias maneras.

Por ejemplo, el valor de T(PPP) se puede obtener empíricamente representando la fluctuación de T(PRP) con el tiempo durante una serie de períodos de procesamiento utilizando un determinado sistema y comprobando cuándo el valor de T(PRP) obtenido durante la etapa de recogida de plaquetas coincide con el valor de T(PPP) obtenido durante una etapa de suspensión. La Fig. 16 muestra una curva representativa de la fluctuación de T(PRP) con el tiempo durante una etapa típica de recogida de plaquetas y una etapa de suspensión, utilizando un sistema de recogida de sangre por centrifugación del tipo anteriormente descrito e ilustrado. En la Fig. 16, T(PRP) se expresa como señal digital sin procesar procedente del detector diodo 206, para que el dígito aumente con la opacidad detectada (tal como se ha descrito anteriormente, entre 0 y 2048). El valor A representa T(SAL) obtenido durante una etapa de instalación, tal como se ha descrito anteriormente. Se observa que la opacidad aumenta a medida que la etapa de recogida de plaquetas progresa, hasta obtener la consistencia de PRP deseada, bajo el control del controlador de interfaz 12, tal como se ha descrito anteriormente. El valor B representa un promedio continuo de T(PRP) obtenido durante la etapa de recogida de plaquetas. El valor C representa T(PPP) obtenido durante la etapa de suspensión. La Fig. 16 muestra que un valor correspondiente D esencialmente igual a T(PPP) es detectado durante las primeras etapas de la fase de recogida de plaquetas (por ejemplo después de 3 minutos aproximadamente, a medida que la solución salina es sustituida progresivamente por PRP). Los resultados empíricos muestran que, para un determinado procedimiento en un sistema determinado, el valor D correspondiente a T(PPP) se obtiene consecuentemente después del transporte de cierto volumen de PRP desde la primera etapa 24 durante la fase de recogida de plaquetas (que es en la Fig. 16 de aproximadamente 58 ml). Basándose en estos datos empíricos, T(PPP) se puede obtener midiendo T(PRP) en un punto designado del procedimiento de recogida de plaquetas y asignando a T(PPP) su valor. Se ha determinado empíricamente que el punto del procedimiento de recogida de plaquetas en el que se puede obtener exactamente de esta manera T(PPP) es cuando retira el fluido de cebado de la primera etapa 24 y del tubo 104, volumen que se designa como V_{INI}. Este volumen inicial de procesamiento V_{INI} es utilizado también por el elemento procesador 202 para calcular el valor integrado de PCI, tal como se describe a continuación.

Se puede suponer que el valor de intensidad T(PPP) asignado de la forma anteriormente descrita permanece constante para el resto del procedimiento, salvo que el plasma del donante lleve un contenido transitorio muy alto en lípidos dietéticos.

Alternativamente, el valor de T(PPP) se puede obtener o actualizar durante la etapa de recogida de plaquetas mediante la suspensión del procesamiento normal de PRP y la circulación de un volumen conocido de PPP desde la segunda etapa 26 a través de la bomba 214, por el tubo 218 y dentro del tubo 104 "aguas arriba" del monitor óptico 204. Se calcula entonces la línea base T(PPP) según la Ecuación 4A.

En la realización ilustrada, T(PPP) se muestrea a una velocidad de muestreo establecida, por ejemplo una vez cada cinco segundos. Se toma una serie de lecturas de T(PPP) durante un período de muestreo establecido (por ejemplo 5 muestras) y se promedian para obtener un T(PPP) medio, que el elemento procesador 202 asigna como valor para T(PPP).

Se puede obtener la línea base de T(PPP) de esta manera en cualquier momento durante el procedimiento. Sin embargo, preferentemente T(PPP) se obtiene de esta manera después de haber procesado un volumen suficiente de sangre total para llevar el sistema hasta una condición de procesamiento de régimen permanente, por ejemplo después de haber procesado más de 500 ml de sangre total. El volumen de PPP que necesita ser circulado para obtener exactamente el T(PPP) se puede determinar empíricamente. En la disposición ilustrada, es necesaria una circulación de aproximadamente 15 a 20 ml de PPP para que el monitor óptico 204 alcance un valor óptico permanente para T(PPP).

Se puede obtener un valor para T(PPP) al principio del procesamiento, cuando el volumen procesado de plasma alcanza V_{INI}, tal como se ha descrito anteriormente. Entonces se puede actualizar más tarde durante el procedimiento, después de que hayan tenido lugar las condiciones de procesamiento en régimen permanente, mediante la suspensión del procesamiento de PRP y la circulación de un volumen de PPP después del monitor óptico 204, tal como se ha descrito también anteriormente.

(iv) Cálculo del volumen de plaquetas recogidas

El elemento de procesamiento 202 integra numéricamente el T(PRP) con respecto a T(PPP) durante el período de procesamiento relativo al volumen de plasma V_{P} procesado, para calcular el volumen de plaquetas recogidas o PCI.

Existen varias formas para llevar a cabo esta integración numérica. En una realización preferente, el elemento procesador 202 calcula PCI como sigue:

10

donde:

\quad: V_{INI} representa el volumen de plasma que ha de ser procesado antes de retirar el fluido de cebado de la primera etapa 24 y del tubo 104, anteriormente descrito;

\quad: V_{PRP} es el volumen total de PRP recogido durante el procedimiento;

\quad: \DeltaV_{PRP} es el volumen incremental de plasma (en ml) procesado durante un intervalo de muestreo (n). \DeltaV_{PRP} se puede expresar en función de la velocidad de muestreo y de la velocidad de la bomba de plasma, como sigue:

11

\quad: donde:

: Q_{p(n)} representa el caudal de plasma (en ml/min) por el tubo 104 cuando se mide T(PRP) (lo que es controlado por la bomba 110) y

: \Deltat_{(n)} es el período del intervalo de muestreo (o velocidad de muestreo), expresado como fracción de hora, por ejemplo un período de muestreo de una vez cada 5 segundos representa la fracción 1/12.

Suponiendo que T(PPP), cuando se comprueba, es constante durante determinado procedimiento, la Ecuación (6) se puede reducir a la expresión siguiente:

12

La Fig. 17 muestra un trazado de 358 valores del PCI calculado durante los procesos de separación de sangre del tipo anteriormente descrito, realizados por quince centrifugadoras diferentes del tipo anteriormente descrito. Se dibujan los valores de PCI frente a los volúmenes asociados de plaquetas recogidas (en ml), que se calculan multiplicando el número de plaquetas recogidas por su volumen medio de plaquetas (MPV), tal como lo mide un contador fuera de línea. El gráfico muestra una distribución lineal que tiene la relación siguiente:

PLT_{Vol} (ml) = 0,24 + 0,0070PCI

donde 0,24 es la ordenada en el origen, que es sólo aproximadamente un 6% del volumen nominal esperado de plaquetas recogidas, de 4,0 x 10^{11} ml, y 0,0070 es la pendiente de la curva. La distribución lineal tiene un valor r^{2} de 0,75. La Fig. 17 demuestra que existe una buena correlación entre PCI y el volumen de plaquetas recogidas PLT_{Vol}.

La Fig. 18 muestra una curva de los mismos 358 valores de PCI frente a los rendimientos de plaquetas asociados PLT_{Yld} (expresados en unidades x 10^{11}), que se calculan multiplicando el recuento de plaquetas (medido por un contador fuera de línea) por el volumen de concentrado de plaquetas. La curva muestra una distribución lineal que tiene la siguiente relación:

PLT_{Yld}(x10^{11}) = 0,67 + 0,0080PCI

donde la ordenada en el origen, 0,67, es el 17% del volumen nominal esperado de plaquetas recogidas, de 4,0 x 10^{11} ml. La distribución lineal tiene un valor r^{2} de 0,70. La Fig. 17 demuestra que existe también una correlación entre PCI y los rendimientos de plaquetas, pero ilustra también que la cantidad de PCI es más indicativa del volumen de plaquetas PLT_{Vol} que del número de plaquetas recogidas PLT_{Yld}.

(2) La segunda función de utilidad F2

La segunda función de utilidad F2 incluye un elemento procesador 224 que recibe como entrada el cálculo del PCI realizado por la primera función de utilidad F1. Basándose en el valor de PCI, el elemento procesador 224 calcula las condiciones óptimas de almacenamiento para mantener el volumen de plaquetas recogidas durante el período de almacenamiento esperado. El elemento procesador 224 genera una salida que refleja el número de recipientes de almacenamiento necesarios preseleccionado para que las plaquetas Plt_{Bag} y el volumen de plasma (PPP) Plt_{Med} (en ml) sean válidos como medio de almacenamiento para las plaquetas.

Las condiciones óptimas de almacenamiento para las plaquetas dependen del volumen de plaquetas que se desea almacenar Plt_{Vol}. Tal como se demuestra anteriormente, el valor de PCI (en ml) se correlaciona con Plt_{Vol}. Por tanto, el volumen de plaquetas Plt_{Vol} se puede expresar exactamente en términos de PCI sin que sea necesario conocer el rendimiento real de plaquetas o valorar independientemente los recuentos celulares de plaquetas o los volúmenes medios de plaquetas (MPV).

A medida que el valor de PCI aumenta, también lo hace la demanda de oxígeno de las plaquetas durante el período de almacenamiento. A medida que el valor de PCI aumenta, el consumo de glucosa de las plaquetas para mantener el metabolismo y la generación de dióxido de carbono y lactato como consecuencia del metabolismo también aumenta. Se seleccionan las características físicas de los recipientes de almacenamiento en términos de su área superficial, espesor y material, para proporcionar el grado deseado de permeabilidad al gas que permita entrar al oxígeno y salir al dióxido de carbono 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 viable para las plaquetas. A medida que el valor de PCI aumenta, aumenta también la demanda del efecto tampón del HCO_{3} y, por tanto, el volumen de plasma durante el almacenamiento.

A. Cálculo de Plt_{Bag}

La presión parcial de oxígeno pO_{2} (mmHg) de las plaquetas almacenadas en un recipiente de almacenamiento de determinada permeabilidad disminuye en función del volumen total de plaquetas Plt_{Vol} que contiene el recipiente. La Fig. 19 es un gráfico basado en datos de prueba que muestra la relación entre la pO_{2} medida después de un día de almacenamiento para un recipiente de almacenamiento de determinada permeabilidad. El recipiente de almacenamiento en el que se basa la Fig. 19 tiene una área superficial de aproximadamente 348,408 cm^{2} (54 pulgadas^{2}) y una capacidad de 1.000 ml. El recipiente de almacenamiento tiene una permeabilidad al O_{2} de 194 cc/100 pulgadas^{2}/día, y una permeabilidad al CO_{2} de 1.282 cc/645,2 cm^{2}/día (1.282 cc/100 pulgadas^{2}/día).

Cuando la presión parcial pO_{2} cae por debajo de 20 mmHg, se observa que las plaquetas se convierten en anaeróbicas y el volumen del subproducto de lactato aumenta notablemente. La Fig. 19 muestra que el recipiente de almacenamiento seleccionado puede mantener una pO_{2} de 40 mmHg (bastante por encima de la región aeróbica) a Plt_{Vol} \leq 4,0 ml. En base a esta conservación, se elige un volumen de 4,0 ml como volumen diana Plt_{Vol} para este recipiente. Los volúmenes diana Plt_{Vol} para otros recipientes puede determinarse utilizando esta misma metodología.

El elemento procesador 224 utiliza el volumen de plaquetas diana Plt_{Vol} para calcular Plt_{Bag} como sigue:

13

donde:

\quad: a es la ordenada en el origen y b es la pendiente de la curva de PLT_{Vol} y PCI calculados mediante análisis de regresión lineal, tal como se ha descrito y mostrado anteriormente en la Fig. 17. Los valores de a y b cambiarán según los parámetros de operación del sistema particular de procesamiento de la sangre. En la realización ilustrada a = 0,24 y b = 0,0070, y

donde

: Plt_{Bag} es el número de recipientes de almacenamiento necesarios y

: Plt_{Bag} = 1 cuando BAG \leq 1,0, de otro modo

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

Por ejemplo, basándose en los sistemas de los que deriva la Fig. 17, dado un valor de PCI = 400 ml (que tiene correlación con un Plt_{Vol} = 3,8 ml) y dado Plt_{TVol} = 4,0 ml, BAG = 0,95 y Plt_{Bag} = 1. Basándose en los sistemas de los que deriva la Fig. 17, cuando el valor de PCI = 600 ml (que tiene correlación con un Plt_{Vol} = 4,4 ml), BAG = 1,1 y Plt_{Bag} = 2.

Cuando Plt_{Bag} > 1, la cantidad a + b (PCI) se divide en partes iguales entre el número de recipientes necesarios.

B. Cálculo de Plt_{Med}

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

\vskip1.000000\baselineskip

14

La relación entre el consumo de bicarbonato HCO_{3} por día y Tct se puede determinar empíricamente para el recipiente de almacenamiento seleccionado. La Fig. 20 muestra un gráfico que expone esta relación para el mismo recipiente en el que se basa el gráfico en la Fig. 19. El eje-Y de la Fig. 20 representa el consumo empíricamente medido de bicarbonato por día (en Meq/l) basado en Tct para tal recipiente. El elemento procesador 224 incluye los datos expresados en la Fig. 20, por ejemplo, en una tabla para consulta 226.

El elemento procesador 224 calcula la disminución anticipada de bicarbonato por día durante el período de almacenamiento \DeltaHCO_{3} como sigue:

15

donde:

\quad: Don_{HCO3} es el nivel medido de bicarbonato en sangre del donante (Meq/l), o alternativamente es el nivel de bicarbonato para un donante típico, que se estima en 19,0 Meq/l \pm1,3, y

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

Dado \DeltaHCO_{3}, el elemento procesador 224 calcula Tct de la tabla para consulta 226 para el recipiente seleccionado de almacenamiento. Para el recipiente de almacenamiento en el que se basa la Fig. 20, se piensa que un Tct de aproximadamente 1,35 a 1,5% es moderadamente adecuado en la mayoría de los casos para un intervalo de almacenamiento de seis días.

Conociendo Tct y PCI, la función de utilidad F2 calcula Plt_{Med} basándose en la Eq. (8), como sigue:

16

donde Tct puede ser un valor basado en datos empíricos para el recipiente particular de almacenamiento (tal como se acaba de describir y mostrar en la Fig. 20), y no requiere técnicas de dimensionamiento y recuento fuera de línea.

Cuando Plt_{Bag} > 1, Plt_{Med} se divide en partes iguales entre el número de recipientes necesarios.

(3) Tercera función de procesamiento (F3)

La tercera función de utilidad F3 incluye un elemento procesador 324 que recibe como entrada el cálculo de PCI realizado por la primera función de utilidad F1. Basándose en el valor de PCI, el elemento procesador 324 calcula la cantidad de sangre total que hace falta procesar para que el procedimiento recoja una producción deseada de plaquetas, llamada WB_To_Process.

La tercera función de utilidad F3 se activa después de que el volumen de plasma procesado sea igual al V_{INI}, anteriormente descrito. La tercera función de utilidad F3 continúa funcionando durante el resto del proceso. WB_To_
Process se puede activar cada vez que se adquieren nuevos valores de T(PRP) o T(PPP) para proporcionar un PCI actualizado, o periódicamente a intervalos de procesamiento prescritos, por ejemplo después de cada 500 ml de sangre total procesada.

En la realización ilustrada, el operador introduce una producción deseada de plaquetas o Plt_{Goal}. El elemento procesador 324 calcula un valor PCI diana, llamado PCI_{Targeted}, como función de Plt_{Goal}. La función se calcula empíricamente en base a una serie de procedimientos de procesamiento sanguíneo realizados para correlacionar PCI con las producciones reales de plaquetas, lo que se ha descrito anteriormente en términos de análisis de regresión lineal mostrados en las Fig. 17 o 18. Preferentemente, la función tiene en cuenta también un factor de calibración del contador, que aporta los datos calculados en línea durante la serie de procedimientos de procesamiento sanguíneo conforme a los datos calculados fuera de línea empleando un contador de plaquetas. El factor de calibración del contador varía según el tipo y el fabricante del contador de plaquetas fuera de línea utilizado en particular. Se le da al operador un tabla de factores de calibración del contador y se le dan instrucciones para introducir el factor que corresponde en el contador de plaquetas fuera de línea que el operador utiliza.

En una realización preferente, la función que relaciona PCI_{Target} con Plt_{Goal} se expresa como sigue:

17

donde:

\quad: C_{1} es un factor calculado por análisis de los datos de procesamiento de la sangre tal como se ha descrito y mostrado en la Fig. 17 o 18. En una ejecución representativa, C_{1} se sitúa típicamente en un intervalo de entre 100 y 115, basándose en los resultados de los procedimientos de procesamiento sanguíneo sobre los que se basa el análisis. En una realización actual, preferente, que utiliza un sistema de procesamiento sanguíneo Amicus^{TM} (Baxter Healthcare Corporation), C_{1} = 112,5;

\quad: C_{2} es el factor de calibración del contador indicado para el contador de plaquetas fuera de línea en uso.

En la realización ilustrada, cuando el volumen de plasma procesado es igual a V_{INI}, el elemento procesador 324 calcula una línea base inicial T(PPP), tal como se ha descrito anteriormente. El elemento procesador 324 empieza también a calcular T(PRP) cada cinco segundos, tal como se ha descrito también anteriormente. Más tarde se calcula una línea base final T(PPP) en el procedimiento y este valor se utiliza en todo el procesamiento posterior como T(PPP).

El elemento procesador 324 calcula una cantidad llamada Sigma, donde:

18

donde:

\quad: T(PRP) es la transmisión de PRP medida por el detector óptico al final de un intervalo de muestreo (n),

\quad: Q_{p} representa el caudal de plasma (en ml/min) por el tubo 104 cuando se obtiene T(PRP) y

\quad: \Deltat es el período del intervalo de muestreo (o la velocidad de muestreo), expresado como fracción de hora, por ejemplo un período de muestreo de una vez cada 5 segundos representa la fracción 1/12.

El elemento procesador 324 inicializa Sigma en cero, Sigma_{Old}. Una vez que la cantidad de plasma procesado es igual a V_{INI}, el elemento procesador 324 mide T(PRP) y calcula un Sigma actual a la velocidad de muestreo prescrita. Por cada período de muestreo, el nuevo valor para Sigma se añade al antiguo valor de Sigma, para producir un valor integrado actual para Sigma (Sigma_{Current}).

Al final de cada período de muestreo, el elemento de procesamiento 324 calcula un valor PCI actual (PCI_{Current}), como sigue:

19

donde V_{PRP(Current)} es el volumen acumulativo actual de PRP procesado al final de determinado período de muestreo.

Al final de cada período de muestreo, el elemento procesador 324 calcula también un valor actual para WB_To_Process como sigue:

20

donde:

\quad: WB_Processed es el volumen de sangre total que ha sido procesado hasta el punto actual del proceso y

\quad: V_{Prime} es el volumen de cebado de la trayectoria del flujo de procesamiento sanguíneo.

Preferentemente, el WB_To_Process se muestra de forma que el operador lo visualice en una pantalla adecuada de interfaz de usuario (no mostrado). El valor de WB_To_Process mostrado se puede actualizar periódicamente, por ejemplo por cada 100 ml de sangre total procesada. Se le puede dar al operador la opción de cambiar el valor de WB_To_Process en tiempo real en el transcurso de determinado procedimiento. En esta circunstancia, el valor cambiado es aceptado y corregido para obtener la producción deseada de plaquetas.

Se exponen varias características de la invención en las siguientes reivindicaciones.

Claims

1. Sistema de procesamiento sanguíneo (10) que comprende:

una entrada para recibir un valor que indica un volumen deseado de plaquetas,

una cámara de separación (22) operable para separar la sangre en sus constituyentes, incluyendo un constituyente plasmático que contiene plaquetas y que tiene una densidad óptica,

una vía de salida (30, 104) para transportar un volumen del constituyente plasmático desde la cámara de separación durante un período de procesamiento, conteniendo el volumen de constituyente plasmático un volumen de plaquetas,

un sensor (204) operable para detectar la densidad óptica del constituyente plasmático en la vía de salida durante varios intervalos de muestreo dentro del período de procesamiento y generar por cada intervalo de muestreo un valor de opacidad muestreado que expresa la densidad óptica detectada en función del volumen incremental de plasma procesado durante el intervalo de muestreo respectivo,

un primer elemento procesador (202) acoplado al sensor que incluye un elemento que es operable para sumar los valores de opacidad muestreados durante el período de procesamiento y generar una salida integrada del valor de opacidad, y

caracterizado porque

un segundo elemento procesador (324) que recibe como entrada la salida integrada del valor de opacidad y genera una segunda salida basada, al menos en parte, en la salida integrada del valor de opacidad, comprendiendo un valor que indica el volumen de sangre que hace falta procesar para obtener el volumen deseado de plaquetas.

2. Sistema según la reivindicación 1, caracterizado porque el primer elemento procesador (202) genera una salida que expresa el volumen de plaquetas basado en la salida integrada del valor de opacidad.

3. Sistema según la reivindicación 1, caracterizado porque la cámara de separación (22) separa además el constituyente plasmático en un constituyente de plasma pobre en plaquetas y un concentrado de plaquetas que comprende el volumen de plaquetas, incluyendo el constituyente de plasma pobre en plaquetas una densidad óptica que varía con el contenido en lípidos,

incluyendo además un detector (204) para detectar la densidad óptica del constituyente de plasma pobre en plaquetas y generar un valor de densidad óptica de línea de base, y

caracterizado porque el primer elemento procesador (202) incluye un elemento de calibración que calibra la salida integrada del valor de opacidad contra el valor de densidad óptica de la línea base.

4. Sistema según la reivindicación 1 que incluye además un tercer elemento procesador (224) que recibe como entrada la salida integrada del valor de opacidad y genera una tercera salida, distinta de la segunda salida, basada, al menos en parte, en la salida integrada del valor de opacidad.

5. Sistema según la reivindicación 4, caracterizado porque la tercera salida comprende un parámetro para almacenar el volumen deseado de plaquetas.

6. Sistema según la reivindicación 4, caracterizado porque la tercera salida incluye un valor que representa el número de recipientes de almacenamiento seleccionados que han de ser utilizados para el volumen de plaquetas deseado.

7. Sistema según la reivindicación 4, caracterizado porque la tercera salida incluye un valor que representa un volumen recomendado de medio de almacenamiento para el volumen de plaquetas deseado.

8. Sistema según la reivindicación 1, caracterizado porque el sensor (204) incluye un emisor (206) de una longitud de onda seleccionada de energía luminosa y un detector (208) de la longitud de onda seleccionada.

9. Sistema según la reivindicación 8, caracterizado porque cada valor de opacidad muestreado está libre de efectos de dispersión secundarios.

10. Método de procesamiento sanguíneo que comprende

definir un volumen deseado de plaquetas,

separar la sangre contenida en una cámara de separación en sus constituyentes, incluyendo un constituyente plasmático que contiene plaquetas y tiene una densidad óptica,

transportar en una vía de salida (30, 104) de un volumen del constituyente plasmático separado durante un período de procesamiento, conteniendo el volumen de constituyente plasmático separado un volumen de plaquetas,

detectar la densidad óptica del constituyente plasmático en la vía de salida durante varios intervalos de muestreo dentro del período de procesamiento,

generar, por cada intervalo de muestreo, un valor muestreado de opacidad que expresa la densidad óptica detectada en función del volumen incremental de plasma procesado durante el intervalo respectivo de muestreo,

generar una salida integrada del valor de opacidad mediante la suma de los valores de opacidad muestreados durante el período de procesamiento,

generar una salida basada, al menos en parte, en la salida integrada del valor de opacidad, que comprende un valor que indica el volumen de sangre que hace falta procesar para obtener el volumen deseado de plaquetas.

11. Método según la reivindicación 10, que incluye además expresar el volumen de plaquetas en base a la salida integrada del valor de opacidad.

12. Método según la reivindicación 10, caracterizado porque la etapa de separación proporciona un constituyente de plasma pobre en plaquetas que incluye una densidad óptica que varía con el contenido en lípidos, incluyendo además las etapas de detectar la densidad óptica del constituyente de plasma pobre en plaquetas y generar un valor de densidad óptica de la línea base y calibrar la salida integrada del valor de opacidad contra el valor de densidad óptica de la línea base.

13. Método según la reivindicación 10, que incluye además la etapa de generar otra salida basada, al menos en parte, en la salida integrada del valor de opacidad.

14. Método según la reivindicación 13, caracterizado porque la otra salida comprende un parámetro para almacenar el volumen de plaquetas deseado.

15. Método según la reivindicación 10, caracterizado porque la etapa de generar los valores de opacidad muestreados está libre de efectos de dispersión óptica secundarios.