CN1379694A - 监测光密度的血液处理系统 - Google Patents

Abstract

一种血液处理系统和方法,将血液分离成血液组分,包括含有血小板的血浆组分。该系统和方法探测血浆组分的光密度并产生表示光密度的第一输出。处理元件累计对应于血浆组分的第一输出并产生累计的输出。累计的输出与血小板体积相关。第二处理元件(324)至少部分根据累计的输出产生输出,它指示为得到所需的血小板体积需要处理的血液体积的数值。

Description

监测光密度的血液处理系统

相关申请

本申请是1999年8月25日提交的题为“光学推导血浆组分中含有的血小板体积的血液处理系统和方法”的共同待决美国专利申请No.09/382893的部分后续申请；上述专利申请是1997年2月26日提交的题为“在血液处理过程中得出瞬时血液组分产量信息的血液采集系统和方法”的美国专利申请No.08/807820的部分后续申请；上述专利申请是1995年6月7日提交的美国专利申请No.08/472748的部分后续申题，其题目与上述专利相同(目前已放弃)。

发明领域

本发明涉及离心处理系统和设备。

发明背景

现在，人们通常用离心法将全血分离成其不同的治疗组分，例如红细胞、血小板和血浆。

某些治疗需要输入大量的血液组分，例如，一些经历化学疗法的病人需要定期输入大量的血小板。手工血液装袋系统完全不是一种从各个捐献者采集如此大量血小板的有效方法。

目前使用在线血液分离系统采集大量的血小板以满足这种需要。在线系统执行必需的分离步骤，在捐献者在场时，通过连续处理从全血中分离出血小板浓缩液。在线系统建立来自捐献者的全血流路，从血液流路中分离出所需的血小板，并将剩余的红细胞和血浆返回给捐献者，所有这些都在一个连续流动的循环中。

使用在线系统能处理大量的全血(例如，2.0升)。由于处理了大量的全血，能够采集大量的浓缩血小板(例如，4×10¹¹血小板悬浮在200ml流体中)。并且，由于捐献者的红细胞返回到捐献者，因此与多血液装袋系统处理相比，捐献者能更频繁地向在线处理系统捐献全血。

然而，仍需要以便于大量使用血液组分的方式，进一步改进在在线血液采集条件下从血液组分中采集富细胞浓缩液的系统和方法，从而实现急需的细胞血液组分如血小板的较高产量。

随着对这些流体处理系统的操作和性能的要求变得更加复杂和精密，需要能采集和产生更多详细信息和控制信号的自动处理控制器，以帮助操作者实现处理和分离效率的最大化。

发明的概述

本发明提供可以将血液分离成血液组分，包括具有光密度的血浆组分的血液处理系统和方法。本系统和方法通过出口通道输送一定量的血浆组分，同时探测血浆组分的光密度。本系统和方法产生表示所探测的光密度的第一输出。本系统和方法累计对应于所输送的血浆组分体积的第一输出，以产生累计的输出。累计的输出与血浆组分中含有的血小板体积相关，并避免通过离线计数和测量技术以其他方式获得血小板体积的需要。根据累计的不透明度值，或至少是部分根据累计的不透明度值，本系统和方法产生第二输出，包括表示为得到所需的血小板体积而需要处理的血液体积的值。

在优选的实施例中，血浆组分包括血脂含量。在这个实施例中，本发明系统和方法与血脂水平成正比地调节第一输出。

在优选的实施例中，本系统和方法根据累计的输出或至少部分根据累计的输出产生第三输出。在优选的实施例中，第三输出包括储存包含在血浆组分中的血小板的参数。例如，第三输出包括表示选定的用于血小板储存的储存容器的数量值，或者表示血小板的储存介质的推荐体积的数值。

本发明的各种特征特别适合于在线血液分离处理。

本发明的特征和优点将在下面的描述和附图以及所附的 中阐明。

附图的简要描述

图1是一种血液处理系统的侧面正视图，其中局部剖开并示出截面，血液处理系统包括具有界面探测系统的离心机，它具有本发明的特征，离心机的杯和转筒位于工作位置；

图2是图1所示离心机的侧面正视图，其中局部剖开并示出截面，图中离心机的杯和转筒位于直立位置，用于装入血液处理室；

图3是图2所示离心机转筒的俯视立体图，图中它位于其直立位置，装有血液处理室；

图4是图3所示血液处理室的平面图，图中它与转筒分离；

图5是界面斜面的放大立体图，它装在离心机上，与血液处理室连接，图中示出了离心分离的红细胞层、血浆层，以及当界面位于斜面上所需位置时室内的界面；

图6是图5所示界面斜面的放大立体图，示出了红细胞层和位于斜面上不合需要的高位的界面；

图7是图5所示界面斜面的放大立体图，示出了红细胞层和位于斜面上不合需要的低位的界面；

图8是离心机的杯和转筒位于工作位置的侧面立体图，示出了作为界面控制器一部分的观测头，它装在离心机上，用于在杯旋转期间观测界面斜面；

图9是观测头的立体图，图中局部剖开并示出截面，示出了光源和光探测器，它们装在观测头上，从离心机的转筒和杯中看对准界面斜面；

图10表示当观测头对准界面斜面时杯、转筒和观测头的侧剖面图；

图11是界面处理元件和界面指令元件的示意图，它们是界面控制器的一部分；

图12是信号转换元件的示意图，它是图11所示界面处理元件的一部分；

图13中的上部是观测头经过界面斜面时观测头产生的电压信号，下部是界面控制器的处理元件根据电压信号产生的矩形波形，用于分析界面在斜面上的位置；

图14是血液校准元件的示意图，它是界面控制器的一部分；

图15是处理控制应用的第一和第二使用功能的示意图，它是图1所示的血液处理系统的一部分，并且图中还示出了相关的监视器，用于光学监视从分离室输送的PRP的不透明度；

图16是表示图15中光学监视器监视的流体不透明度的波动图，它也是图15中示出的第一使用功能的输入信息；

图17表示图15中第一使用功能产生的集成光密度值与采集的血小板体积数据之间的相关性；

图18表示图15中第一使用功能产生的集成光密度值与血小板产量之间的相关性；

图19是表示氧分压与特定储存容器的渗透性之间关系的曲线，其中图15中的第二使用功能考虑以储存容器的数量表示的推荐的最佳储存参数；

图20是表示碳酸氢盐的消耗与特定储存容器的血小板比容之间关系的曲线，其中图15中的第二使用功能考虑以血浆储存介质的体积表示的推荐的最佳储存参数。

在不偏离本发明精神和本质特征的情况下，本发明可以有几种具体表现形式。本发明的范围限定在所附的权利要求中，而不是其前面的具体描述中。因此，所有在与权利要求意思相同和与权利要求等同的范围内的实施例都在权利要求限定的范围内。优选实施例的描述

图1和图2表示一种血液处理系统10，它具有体现本发明特征的界面控制器12。本发明以血液处理为例进行描述，因为本发明非常适合于在这种条件下使用。但也应该理解的是，本发明的应用不局限于血液处理。本发明的特征能用于任何处理可光学区分的物质的系统。

A.离心机

系统10包括用于离心分离血液组分的离心机14。在图示的实施例中，离心机14分离全血(WB)以采集红细胞(RBC)、血小板浓缩液(PC)和贫血小板血浆(PPP)。离心机14还可用于从全血中采集单核细胞和粒细胞。

离心机14的类型参见美国专利5,316,667，该专利在此作为参考文献。离心机包括杯16和转筒18。杯16和转筒18铰接在托架20上，可在图2所示的直立位置和图1所示的悬垂位置间转动。

如图2所示，当处于直立位置时，通过至少部分地从杯16中移出转筒18能将其打开。在此位置，操作者将柔性的血液处理室22(见图3)绕在转筒18周围。转筒18和杯16的闭合封入用于处理的室22。当关闭时，转筒18和杯16铰接在悬垂位置，绕轴旋转。

B.血液处理室

血液处理室22有多种结构。图4表示了一个典型的优选实施例。

图4中的室22提供了多阶段处理。第一阶段24将WB分离成RBC和富血小板血浆(PRP)。第二阶段26将PRP分离成PC和PPP。

如图3和图4所示，口28将WB输送到第一阶段24。口30和32分别将PRP和RBC从第一阶段24中输出。RBC返回到捐献者。口34将PRP输送到第二阶段26。口36将PPP从第二阶段输出，PC留在第二阶段26中再悬浮并输送到一个或多个储存容器。口28、30、32、34和36并排地排列在室22的顶部横边上。

如图1和3所示，一根中心管38与口28、30、32、34和36连接。中心管38将第一阶段24和第二阶段26相互连接在一起，并连接着泵和其它位于离心机14(未示出)旋转部分外部的静止部分。如图1所示，不旋转(0ω)的夹子40将中心管38的上部夹持在悬垂的转筒18和杯16上方的不旋转位置。托架20上的夹子42使中心管38的中部在悬垂的转筒18和杯16的第一(1ω)速度附近旋转。另一个夹子44(见图2)以两倍于第一速度的第二速度(2ω速度)旋转中心管38的下端，悬垂的转筒18和杯16也以第二速度旋转。中心管38的这种公知的相对旋转能保持管本身不缠绕，用这种方法可避免使用旋转密封。

如图4所示，第一内密封46位于PRP采集口30和WB输入口28之间。第二内密封48位于WB输入口28和RBC采集口32之间。内密封46和48在第一阶段24中形成WB输入通道50和PRP采集区52。第二密封48也在第一阶段24中形成RBC采集通道54。

WB输入通道50将WB直接输入到紧邻PRP采集区52的圆周流动通道。如图5所示，WB分离成光学稠密的RBC层56，随着RBC在离心力作用下向高-G壁62运动形成该层。RBC56的运动推动PRP沿径向向低G壁64运动，形成光密度较低的第二层58。

WB的离心分离还形成一层中间层60，也可称为界面，该层在所形成的细胞血液组分和流体血浆组分之间形成过渡。RBC通常占据此过渡区。白细胞也可占据此过渡区。

血小板也能离开PRP层58并进入界面60。当界面60附近的血浆径向速度不足以保持血小板悬浮在PRP层58时出现这种现象。血浆的径向流动不足时血小板返回并进入界面60。较大的血小板(大于约30毫微微升)特别容易进入界面60。但是，图4的室22中WB入口区50靠近PRP采集区52能产生血浆向PRP采集区52的强径向流动。血浆的强径向流动将大的和小的血小板从界面60带入PRP采集区52。

对分离室22更详细的描述不是本发明的内容，可以从前面提到的美国专利5316667中找到。

C.界面控制器

如图5所示，斜面66以一定角度从高G壁62延伸穿过PRP采集区52。相对于PRP采集口30的轴线测量，优选该角度约为30°。图5表示的是当从转筒18的低G壁64看时斜面的取向。图4中用虚线表示当从杯16的高G壁62看时斜面66的取向。

对斜面66和PRP采集口30的角度关系的详细描述不是本发明的内容。这可以在1995年6月7日提交的同时待审的美国专利申请中找到：申请号08/472,561，标题“能提高产量的具有倾斜界面控制表面的血液处理系统”，该专利在此作为参考文献。

斜面66形成一个逐渐变细的楔，它限制流向PRP采集口30的流体流动。斜面66的顶边沿低G壁64形成限制通道68。PRP必须穿过限制通道68流到PRP采集口30。

如图5所示，斜面66使流体沿高G壁62的流动转向。这种流动的转向改变PRP采集区52内RBC层56与PRP层58之间的界面60的取向。因此，斜面66显示RBC层56、PRP层58和界面60，用于通过室22的低G壁64进行观测。

界面控制器12包括装在托架20上的观测头70(见图1和8)。观察头70的方向能够光学观测斜面66上RBC层56和PRP层58之间光密度的过渡。界面控制器12还包括处理元件72(见图11和13)，该元件分析观测头70探测到的光学数据，以推导出斜面66上的界面60相对于限制通道68的位置。

如图6和7所示，界面60在斜面66上的位置在血液处理期间能动态移动。界面控制器12包括指令元件74(见图11和13)，它改变从室22抽出PRP的速率，以保持界面60位于斜面66上的预定位置(图5所示)。

保持界面60位于斜面66上的预定位置是重要的。如果界面60的位置太高(即，如果它太靠近通向PRP采集口30的限制通道68，如图6所示)，RBC以及，如果存在的话，白细胞将溢出并进入限制通道68，对PRP的质量产生负面影响。另一方面，如果界面60的位置太低(即，如果它过分远离限制通道68，如图7所示)，将削弱流体影响血小板分离的动力学优势。并且，随着界面60和限制通道68之间距离的增大，将较大的血小板抽入到PRP流的难度加大。结果，距离大的界面位置导致采集到的仅是最小的血小板，因此血小板的总产量将很低。

(1)界面观测头

参看图8至图10，装在托架上的观测头70包括光源76，它发出可被RBC吸收的光。在图示的和优选的实施例中，光源76包括发红光的发光二极管80的环形阵列。当然，也可以使用其它可被RBC吸收的波长，例如绿光或红外线。

在图示的实施例中，7个发光二极管80组成光源76。根据所需的光学特性，也可以使用较多或较少的发光二极管80。

观测头70还包括光探测器78(见图9和10)，装在光源76的附近。在图示的和优选的实施例中，光探测器78包括PIN二极管探测器，它通常位于发光二极管80环形阵列的几何中心。

当转筒18和杯16以2ω速度旋转时，托架20和观测头70以1ω速度旋转。光源76发出的光照射到旋转的杯16上。在图示的实施例中(见图8)，杯16仅在杯16与界面斜面66重叠的区域82透过光源76发出的光。在图示的实施例中，区域82包括在杯16上切割出的窗口。处于观测头70通路上的杯16的其余部分包括光吸收物质。

界面斜面66由透光材料制成。因此，每次旋转杯16和观测头70对准时，来自光源76的光将穿过杯16的透明区域82和斜面66。转筒18也可在界面斜面66的后面装有光反射材料84以增强其反射性。转筒18将光源76射入的光通过杯16的透明区域82反射回去，由探测器78检测。在图示的实施例中，从光源76发出的光和射入探测器78的光都经过聚光镜120(见图9和10)，它也是观测头70的一部分。

上述排列可从光学上区分界面斜面66和杯16其余部分的反射性质。也可以以其它的方法达到上述目的。例如，当斜面66达到和通过光线照射处时打开和关闭光源76。另一个例子是，在杯16透明区域82以外的部分安装反光的材料，但与界面斜面66后面的反射材料84反射光线的强度不同。

当杯16的透明界面区域82与观测头70对准时，探测器78首先检测通过斜面66上的血浆层58反射的光线。最后，斜面66上界面60附近的RBC层56将进入观测头70的光通道。RBC层56吸收来自光源76的光线，因此降低先前检测的反射光的强度。探测器78检测的反射光强度代表没有被界面60附近的RBC层56吸收的来自光源76的光量。

(2)界面处理元件

如图11所示，界面处理元件72包括信号转换元件112，将探测器78检测的光强度输出信号(电流)转换成放大的电压信号。

如图12所示，信号转换元件112包括反向的电流到电压(I/V)的放大器114，它将探测器78输出的较低的正电流信号(通常是μA级)转换成放大的负电压信号。放大器114的电流转换成电压的增幅是可变的。在一个典型的实施例中，增幅的数量级是58,000，因此，例如1μA的电流可转换成-58mV的电压信号。非反向的电压放大器(V/V)116进一步将负电压信号(mV级)放大成负电压信号(V级)(即，增幅约为400)。经两次放大后的负电压信号通过缓冲器118，缓冲器118的输出构成信号转换元件112的输出。在图示的实施例中，总的放大因子(从探测器的电流信号到处理后的负电压信号)约为2.3×10⁷。

图13中用实线表示一条典型的曲线(记为V1)，绘出的是当透光流体，例如盐水，充满斜面66的整个长度时信号转换元件112将检测的光信号转换成的典型负电压输出。曲线V1表示，随着透明区域82与观测头70对齐和不对齐时，区域88处检测的光信号增大，保持原有水平，接着降低。在图示的实施例中，由于经过信号转换元件112的处理，电压曲线V1向负向变化表示光信号增大。应该认识到，光信号处理后也可产生不相反的电压输出，使电压曲线V1随光信号的增大向正向变化。

再看图11，波形成形元件90将放大的电压信号转换成方波时间脉冲。在图示的实施例中，元件90包括电压比较器，它接收输入的放大电压信号和选定的阈值(THRESH)。电压比较器88的输出是1和0，当电压信号低于THRESH(即电压信号与0的距离比THRESH远)时输出1，当电压信号高于THRESH(即电压信号与0的距离比THRESH近)时输出0。

在图示的实施例中，THRESH包括0到4095间的数字。此数字由12位数模转换器120转换成+10V和-10V之间的电压模拟值。例如，用于THRESH的数字0表示模拟输出值+10V，而用于THRESH的数字4095表示模拟输出值-10V。

图13中实线表示典型的方波脉冲(标记为P1)，它是由比较器90根据选定的THRESH值处理电压曲线V1得出的。负向变化的电压曲线V1从0(当探测器70没有检测到光时)到-13.5V(当探测器70检测到最强的光时)变化，THRESH是数字3481，转换器120将该数字转换成模拟电压值为-7V。方波脉冲P1具有一定宽度(图13中标记为W1)，用时间表示。宽度W1正比于检测到的光信号低于THRESH的时间(即，当负电压信号与0的距离比THRESH的模拟电压更远时)。

如图13所示，当界面观测区域82与观测头70对齐时检测到最强的光(负向的电压信号为-13.5V)。当透光物质如盐水充满整个界面斜面66时，方波脉冲P1的宽度W1正比于界面观测区域82与观测头70对齐的整个时间。宽度W1也被称为基线脉冲宽度，或BASE。

当具有较高光吸收性的物质，例如RBC，占据一部分斜面66时，检测的电压曲线改变。图13用虚线表示了一条典型的曲线(标记为V2)，绘出的是当RBC占据斜面66的长度约70％时典型的处理后的电压信号。负向变化的电压曲线V2从0(当探测器70没有检测到光时)到-9.9V(当探测器70检测最强的光时)变化。曲线V2与曲线V1的轨迹相同，直到探测器78检测到血浆层58，血浆没有盐水那样透光。因此，血浆的最大检测信号强度(I2_PLASMA)(例如，-9.9V)小于盐水的最大检测信号强度(I1_SALINE)(例如，-13.5V)。I2_PLASMA的持续时间也明显比I1_SALINE的持续时间短。曲线V2表示当吸收光的RBC层56逐渐进入观测头70的观测范围内时检测的电压信号逐渐减弱(在图13中概括地标记为I2_RBC)。当透明区域82和观测头70不再对齐时曲线V2最终与曲线V1重合。

图13还用虚线表示了方波脉冲(P2)的相对宽度(W2)短，这也是使用与P1相同的THRESH用比较器90处理得出的。宽度(W2)的减小与斜面上RBC层56的宽度和血浆层58的宽度之比成正比。当RBC层56占据较多的斜面66时，即，RBC-血浆界面60移向靠近限制通道68，脉冲宽度(W2)相对于基线脉冲宽度(W1)变短，反之亦然。

这样，通过将给定的脉冲波的宽度(如W2)与基线脉冲宽度(W1)对比，界面处理元件72确定斜面66上界面60的相对物理位置。

如图11所示，界面处理元件72包括校准模块92和94，以保证光学上推导的界面66的物理位置精确对应于实际的界面66的物理位置。第一校准模块92，也称为系统校准模块，考虑转筒18和斜面66的几何形状，以及能影响对界面信息的光学探测的工作条件。第二校准模块94，也称为血液校准模块考虑以捐献者血浆的光密度表示的捐献者的血液生理学。

(i)系统校准模块

对于给定的系统选定基线脉冲宽度的标称值BASE(用时间的单位表示)。在一个典型的实施例中，例如选定的BASE值为640μsec。按照下式将BASE(微秒级)转换为数字计数值(COUNTS)： $\mathrm{COUNTS}=(\frac{\mathrm{BASE}}{\mathrm{PERIOD}}\×\mathrm{SCALE})+{\mathrm{THRESH}}_{\mathrm{ZERO}}----\left(1\right)$

式中：

SCALE是选定的放大因子(例如，在图示的实施例中为80604)；

THRESH_ZERO是代表模拟阈值电压输出0的数字阈值(在图示的

实施例中为2048)；

PERIOD是探测器70的旋转周期，根据探测器70的旋转速度(DETECOR_Ω)，按下式计算： $\mathrm{PERIOD}=\left(\frac{60}{{\mathrm{DECTECTOR}}_{\mathrm{\Ω}}}\right)\×{10}^6$

一旦对给定的DETECOR_Ω进行计算，如果BASE没有改变，也不必对不同的DETECOR_Ω值重新计算COUNTS。

通过将透光液体，如盐水，输送通过室22，同时沿斜面66对电压值取样，系统校准模块92得出方脉冲波P_SALINE，如图13中的P1。比较器90使用估计的初始阈值THRESH_START处理电压值的取样点，得出方波脉冲P_SALINE。测量使用THRESH_START得到的脉冲P_SALINE的宽度W_START并与根据方程式(1)确定的基线宽度BASE对比。

将THRESH移向比THRESH_START更接近0的值将增大脉冲宽度，反之亦然。当W_START不等于BASE，或者也可以是，如果W_START不在BASE取值的指定的许可范围内，系统校准模块92改变阈值THRESH_START以改变脉冲宽度，直到P_SALINE的脉冲宽度符合BASE的目标标准值。达到目标基线脉冲宽度BASE的阈值就作为系统缺省的阈值THRESH_START。

尽管THRESH_START是这样得出的，但在正常的使用过程中也能出现与界面实际物理尺寸变化无关的检测脉冲宽度的变化。例如，由于观测头70内出现的变化，如没有聚焦，外来物质在光学表面的沉积，光学对准的偏移，或发光二极管80或探测器78的衰弱，能产生检测电压信号的变化。检测的电压信号将由于光学性能的衰弱而变化，这与界面物理尺寸的变化无关。当由转换器90使用THRESH_DEFAULT进行处理时，电压信号的变化将导致脉冲宽度的减小或放大，从而不再准确地反映实际的界面状态，产生错误的控制信号。

在图示的和优选的实施例中，系统校准模块92包括设置协议96。协议96设置阈值THRESH，利用每个处理循环开始时存在的实际性能条件得到基线脉冲宽度BASE。

设置协议96命令系统将盐水(或其它选定的透光物质)输送通过分离室22，如同前面描述得出THRESH_DEFAULT一样。使用THRESH_DEFAULT根据检测的电压值得到有代表性数量的取样点的脉冲宽度W_DEFAULT(1-n)(如10个取样点)。将样本的脉冲宽度取平均值W_DEFAULT(AVG)并与根据方程式(1)得出的系统BASE对比。如果W_DEFAULT(AVG)等于BASE，或者处于BASE值的可接受范围内，就将THRESH设置为THRESH_DEFAULT。

在一个典型的实施例中，协议96使用以下条件确定THRESH_DEFAULT：

IF

      W_DEFAULT(AVG)≥BASE_LOWER

      AND

      W_DEFAULT(AVG)≥BASE_UPPER

THEN

      THRESH＝THRESH_DEFAULT

式中：

BASE_UPPER是选定的基线脉冲宽度的最大值，例如BASE乘以一个选定的大于1.0的因子，如1.0025；和

BASE_LOWER是选定的基线脉冲宽度的最小值，例如BASE乘以一个选定的小于1.0的因子，如0.9975。

如果W_DEFAULT(AVG)不满足以上的条件，设置程序搜索THRESH值，以使W_DEFAULT(AVG)满足所建立的BASE条件。可以使用不同的搜索算法达到此目的。

例如，设置程序可使用如下的半步搜索算法：

其中THRESH是赋给选定的界面阈值的名称；THRESH_UPPER是设定的最大THRESH值；THRESH_LOWER是设定的最小THRESH值；W_SAMPLE(AVG)是在设定的取样周期内得出的平均脉冲宽度。

设定THRESH_n-1＝THRESH_DEFAULT

设定THRESH_UPPER

设定THRESH_LOWER

DO  n＝2  to  20

IF  W_SAMPLE(AVG)＞BASE_UPPER  THEN

     THRESH_LOWER＝THRESH_n-1

     THRESH_n＝(THRESH_LOWER+THRESH_UPPER)/2

ELSEIF  W_SAMPLE(AVG)＜BASE_LOWER

THEN

     THRESH_UPPER＝THRESH_n-1

     THRESH_n＝(THRESH_UPPER+THRESH_LOWER)/2

ELSEIF

     结束搜索

     ENDIF

END DO

IF  n＝20  THEN

     激活报警：界面探测器故障

ENDIF

因此，系统校准模块92保证光学推导出的界面66的位置不会因能影响界面信息光学采集的工作条件而偏离。

(ii)血液校准模块

界面控制器12在以下的前提下工作：在给定程序的起点斜面66中捐献者血浆的光密度基本等于系统校准模块92所用材料(即盐水)的光密度。通常，正常血浆的光密度值可认为与盐水相等。

但是，血浆的光密度将根据血浆中的血小板浓度而改变。因此，作为系统10的处理目标的富血小板的血浆具有与盐水或正常血浆明显不同的光密度。

血浆的光密度也会因血浆中脂类的浓度而变化，血浆中脂类的浓度取决于捐献个体的生理学或形态学。高脂血血浆具有与生量盐水或非高脂血血浆明显不同的光密度。

含有高浓度血小板或脂类的斜面66上的血浆减小了检测电压信号的大小，这与界面物理尺寸的变化无关。当转换器90使用如前所述系统校准模块92设定的THRESH处理时，相关的方波脉冲的脉冲宽度减小。减小的脉冲宽度由捐献者血液的生理学造成，不能准确反映界面的实际状态。

例如，当存在高脂血血浆或非常富含血小板的血浆时，位于斜面66上的适当位置的RBC-血浆界面60将产生一个脉冲宽度，对于正常血浆的RBC-血浆界面60，该脉冲宽度将指示靠得太近。人为减小脉冲宽度将产生错误信号，发出降低通过口34输送血浆的速度的指令。将先前恰当定位的界面60不必要地沿斜面66向下移动到定位之外的位置。

当血浆具有明显不同于盐水的光密度时，第二校准模块94调节脉冲宽度，以反映出界面的真实位置，从而避免与血液有关的光学失真。模块94包括光监视器98(见图14)，它检测从血浆出口30流出或从PRP入口34流入的血浆的光密度。在图13所示的实施例中，光监视器98是传统的血红蛋白探测器，它用在Baxter保健公司Fenwal分公司出售的Autopheresis-C血液处理仪上。监视器98包括发红光的发光二极管102，它发出的光射入血浆出口管道104。在这种设置中，检测血浆光密度的波长完全与检测界面位置的波长相同。当然，也可以使用其它的波长，例如绿光或红外光。监视器98还包括在管104相对一侧的PIN二极管探测器106。

使用完全相同的波长用于监测界面和监测血浆是一个优选的方法。使用完全相同的波长将使两个探测器的血浆的吸收光谱完全相同。因此，不需要将界面探测器的吸收光谱与血浆探测器的吸收光谱联系起来。当然，如果需要，可以使用不同的波长，在这种情况下不同波长的血浆吸收光谱应当联系在一起，以得到精确的校准结果。

第二校准模块94还包括处理元件100，它从监视器98接收信号，计算通过管104输送的液体的透光性，在此称之为OPTTRANS。处理元件100可使用不同的算法计算OPTTRANS。在一个典型的实施例中，按下式计算OPTTRANS： $\mathrm{OPTTRANS}=\frac{\mathrm{COR}\left(\mathrm{RED\; SPILL}\right)}{\mathrm{CORRREF}}----\left(2\right)$

式中COR(RED SPILL)按下式计算：

COR(RED SPILL)＝RED-REDBKGRD

式中：

RED是当发红光的发光二极管打开并且液体流过管时二极管探测器的输出；

REDBKGRD是当发红光的发光二极管关闭并且液体流过管时二极管探测器的输出；

CORREF按下式计算：

CORREF＝REF-REFBKGRD

式中：

REF是当二极管打开时发红光的发光二极管的输出；和

REFBKGRD是当二极管关闭时发红光的发光二极管的输出。

与系统校准模块92一同工作，处理元件100从监视器98得到数据，并得出管的透光性以及透光的设置液体，如盐水的透光性。在一个优选的实施例中，在设置程序期间以最快的可能速度计算透光性值。将整个设置程序中的这些值平均以得出管和设置液体的透光性值(OPTTRANS_SETUP)。

在完成设置后，并且系统校准模块92不再工作后，血液校准模块92在随后的血液处理过程中继续利用方程式(2)计算管和血浆的透光性。在优选的实施例中，处理元件100在血液处理程序期间以最快的可能速度计算透光性值。在设定的取样间隔结束时(例如，每隔180秒)，定期地将这些值平均，以得出管和血浆的透光性值(OPTTRANS_PLASMA)。

在每个设定的取样间隔(例如，每隔180秒)结束时，为得出脉冲宽度，处理模块100确定新的阈值THRESH，THRESH是OPTRANS的函数，如下式： $\mathrm{THRESH}={\mathrm{THRESH}}_n-\left(\frac{1-\mathrm{OPTRAN}{S}_{\mathrm{PLASMA}}}{{\mathrm{OPTRANS}}_{\mathrm{SETUP}}}\right)\×\mathrm{MULT}---\left(3\right)$

式中：

MULT是一个预定的从0到，例如，1000的放大因子。在图示的实施例中，MULT设为200。

上述对THRESH的修正增大了脉冲宽度，对应于斜面66上血浆光密度的增大。因此，第二校准模块94考虑了斜面66上存在高脂血血浆或血小板计数非常高的血浆时电压信号增幅的减弱。从而第二校准模块94起到界面控制器12的增幅控制器的作用，调节脉冲宽度以精确反映斜面上界面的实际物理位置，尽管存在比正常光密度大的血浆。

界面处理元件72最终输出一个信号，该信号精确地表示作为W的函数的界面位置。例如，当BASE＝640μsec时，检测的脉冲宽度W表示斜面66的100％被血浆占据。检测的脉冲宽度W为320μsec表示斜面66的50％被血浆占据，而检测的脉冲宽度W为192μsec表示斜面66的30％被血浆占据(即，RBC占据斜面的70％)等等。

上述描述表明处理元件72从界面探测器70接收检测的光密度值，界面探测器70检测从界面斜面66反射的光。应该认识到，可以从界面探测器得到同等的光密度值供处理元件72进行处理，界面探测器检测通过界面斜面66没有背反射而透过的光。在这个实施例中，光源装在托架20上(与观测头70方式相同)，光探测器装在转筒18上位于界面斜面66后面，反之亦然。

(3)界面指令元件

如图11所示，界面指令元件74接收处理元件72的界面位置输出作为输入。指令元件包括比较器108，它将界面位置输出与所需的界面位置进行对比，产生错误信号(E)。所需的界面位置被表示为与界面尺寸输出一致的控制值。

一般来说，对于血小板的采集，RBC应占据不超过斜面66的60-65％。反过来表示，控制值(表示为百分数)为BASE的35-40％，即检测的脉冲宽度W应是其最大值的35-40％。另外，控制值可用代表集成了正比于血浆占据斜面66的百分数的电压值的脉冲宽度值(以时间为单位)的数字表示。

当然，根据特定的血液组分采集目标，可能使用不同的控制值。

当控制值用目标RBC百分数值表示时，正误差信号(+E)表示斜面66上的RBC层56太大(如图6所示)。界面指令元件74产生一个降低PRP通过口34的移出速度的信号。界面60远离限制通道68移向所需的控制位置(如图5所示)，在控制位置误差信号(E)为0。

负误差信号(-E)表示斜面66上的RBC层56太小(如图7所示)。界面指令元件74产生一个增大PRP通过口34的移出速度的信号。界面66向限制通道68移向所需的控制位置(如图5所示)，在控制位置误差信号(E)再次为0。

界面指令元件74通过控制WB、RBC和PRP流过各自出口的相对速度调节血浆从口34流出的速度。在一个优选的实施例中(如图11和13所示)，泵110将PRP通过管104从口34中抽出。指令元件74控制泵110的抽送速度，以保持界面60处于斜面66上距离控制通道68的预定位置。

D.血小板体积的光学推导

如图15所示，优选系统10还包括处理控制程序200，它包括一个或多个使用功能，图中示出了其中三个F1、F2和F3。一个或多个使用功能F1、F2和F3提供系统10的处理状态和参数信息并产生处理控制变量。考虑捐献者的不同形态以及处理进程中发生的实际条件，设计一个或多个使用功能F1、F2和F3以达到特定的血液处理目标。

使用功能的数量和类型可以改变。例如，一个特别的使用功能是在给定的处理阶段内推导出血小板的产量，在开始给定的处理阶段前以及处理阶段进行中估计处理时间，或者在给定的处理阶段内产生控制柠檬酸盐抗凝血剂输入速度的控制变量。Brown的美国专利5,639,382“推导推荐的储存参数用于采集的血液组分的系统和方法”详细描述了使用功能的例子，该专利在此作为参考文献。

在图示的实施例中，处理控制程序200包括至少第一、第二和第三使用功能F1、F2和F3。第一使用功能F1根据在线监测处理期间捐献者富血小板血浆(PRP)的不透明度，产生光学推导的处理值。光学推导的处理值与采集的血小板体积有关，因此不必根据离线的血细胞计数和测量技术计算血小板的采集体积。光学推导的处理值与采集的血小板体积之间的关系也避免了需要使用校准因子以使在线推导的数据与离线推导的数据保持一致。

第二使用功能F2部分根据第一使用功能F1光学推导的处理值，计算用于采集的血小板的最佳储存参数。第二使用功能F2将这些参数具体化为储存容器的数量和用作血小板储存介质的贫血小板血浆(PPP)的体积。

第三使用功能F3部分根据第一使用功能F1光学推导的处理值，确定为达到所需的血小板产量而需要处理的全血数量。F3根据PRP的透光性计算全血的体积，PRP的透光性已用检测的PPP的透光性规格化，以考虑捐献者血浆的血脂含量。

(1)使用功能F1

使用功能F1包括与光监视器204连在一起的处理元件202，安装它是用于检测从室22的第一阶段24中的全血分离出的PRP的总透光性。PRP的总透光性值称为T(PRP)。

处理元件202相对于基线值校准总值T(PRP)，基线值称为T(PPP)。基线值T(PPP)反映捐献者血浆在缺乏血小板时的透光性，它也考虑捐献者血浆的血脂含量。也优选处理元件202还相对于光背景“噪音”校准T(PRP)和T(PPP)。

最后，处理元件202导出校准的不透明度值，它反映的是仅由于血小板的存在的PRP不透明度。

处理元件202数字集成相对于处理时间内血浆体积的校准不透明度值，以得到一个集成值，称为PCI。已经发现，使用特定的处理系统，对于给定的程序和捐献者，PCI的数量与处理过程中实际得到的血小板产量(以单位×10¹¹表示)和处理过程中实际采集的血小板体积(以ml表示)密切相关。结果，这些实际的数值中没有一个需要用其它方法独立计算。

(i)光监视器

在图示的实施例中(见图15)，光监视器204沿管104安装，以检测从第一阶段24的血浆出口30流出或者从第二阶段26的PRP入口24流入的血浆的光密度。在图示的实施例中，如前所述，监视器204与管104排成直线位于PRP泵110的下游。或者，监视器204可以放在PRP泵110的上游。

光监视器204的结构有不同的形式。在图15所示的实施例中，监视器204包括传统的血红蛋白探测器，例如在Baxter保健公司Fenwal分公司出售的Autopheresis-C血液处理仪上使用的血红蛋白探测器。监视器204包括发红光的发光二极管206，它发出的光射入血浆出口通道104。也可以使用其它波长，例如绿光或红外光。

监视器204还包括位于管104相反一侧的PIN二极管探测器208。

如前所述，探测血浆光密度的波长可以与探测界面位置的波长完全相同。这样，为处理元件202服务的光监视器204和为处理元件100服务的光监视器98(前面已经描述，见图11和14)包括相同的功能元件。

(ii)推导校准的不透明度值

当通过管104从第一阶段24将液体输送到第二阶段26时，处理元件202从监视器204接收信号，信号代表管104中液体的透光性。当液体是PRP时，信号记为T(PRP)，它作为PRP中血小板的数量和大小的函数，以及与PRP不透明度不相关的任何背景光学“噪音”的函数而变化。处理元件202考虑这些影响不透明度信号的因素以计算PRP强度值T(PRP)。

处理元件可以使用各种算法计算T(PRP)。在一个优选的实施例中，按下式计算T(PRP)： $T\left(\mathrm{PRP}\right)=\frac{\mathrm{REDBKG}-\mathrm{RED}}{\mathrm{REFBKG}-\mathrm{REF}}----\left(4\right)$

式中：

RED代表当发红光的发光二极管206打开并且PRP流过管104时二极管探测器208的输出；

REDBKG是当发红光的发光二极管206关闭并且PRP流过管104时二极管探测器208的输出；

REF是当二极管206打开时发光二极管206的输出；和

REFBKG是当二极管206关闭时发光二极管206的输出。

每个RED、REDBKG、REF和REFBKG的值包括从0(最大透光性)至2048(没有光透过)间的数字。通过使用反向的电流到电压(I/V)放大器将探测器208检测的光强度输出(电流)转换为负的电压信号得到这些数字。按照传统方式进一步放大、送入并处理负的电压信号，产生数字输出。

在图示和优选的实施例中，通过单精度型发射器206与单精度型探测器208之间的直通透射，而不包括侧散射效应获得RED、REDBKG、REF和REFBKG值。

在图示的实施例中，在预定的取样周期(取样速率)对T(PRP)取样，例如，每5秒取样一次。

(iii)推导基线T(PPP)

如前所述，T(PRP)信号也作为捐献者血浆中血脂含量的函数而变化。在图示的实施例中，处理元件202通过计算PPP基线强度值T(PPP)考虑血脂含量的作用，以得出校准的不透明度值。

处理元件可以使用不同的算法计算T(PPP)。在一个优选的实施例中，T(PPP)的计算方法与T(PRP)的计算方法相同，即： $T\left(\mathrm{PPP}\right)=\frac{\mathrm{REDBKG}-\mathrm{RED}}{\mathrm{REFBKG}-\mathrm{REF}}----\left(4A\right)$

式中：

RED代表当发红光的发光二极管206打开并且PPP流过管104时二极管探测器208的输出；

REDBKG是当发红光的发光二极管206关闭并且PPP流过管104时二极管探测器208的输出；

REF是当二极管206打开时发光二极管206的输出；和

REFBKG是当二极管206关闭时发光二极管206的输出。

在图示的实施例中(见图15)，在第二阶段26中将贫血小板血浆(PPP)从PRP中离心分离。在处理期间，PPP通过口36从第二阶段26输出，将PC留在第二阶段26中。

管210与PPP口36相通。管210包括第一支管212，它(经由在线泵214)通向采集容器216。在处理过程的血小板采集阶段，在容器216中保留一定体积的PPP，最终用作PC的悬浮介质。在处理过程的血小板采集阶段之后，开始悬浮阶段，在此阶段中容器216中所有的或部分的PPP经过支管218输送回第二阶段26，悬浮PC用于储存和输液。

管210还包括第二支管220，它通向捐献者。第二支管220在处理过程中将剩余的PPP(即，未指定用作悬浮介质的那部分)输送回捐献者。

对于如图15所示结构的系统，可以用不同的方法推导不同捐献者的贫血小板血浆基线T(PPP)。

例如，通过绘制T(PRP)在使用给定的系统的一连串的处理周期中随时间的变化图，并通过查明血小板采集阶段得到的T(PRP)值与悬浮阶段得出的T(PPP)值相匹配的时刻，就能根据经验得出T(PPP)的值。图16表示使用前面描述及图示类型的离心血液采集系统，在通常的血小板采集阶段和悬浮阶段T(PRP)随时间变化的典型曲线。在图16中，T(PRP)表示为二极管探测器206的原始数字信号，因此该数字随着检测的不透明度而增大(如前所述，在0到2048之间)。A值代表如前所述在设置阶段得到的T(SAL)。如前所述，随着血小板采集阶段的进行，观察到不透明度升高，在界面控制器12的控制下，直到得到所需的PRP区域。B值代表血小板采集阶段中得到的T(PRP)的连续平均。C值代表在悬浮阶段得到的T(PPP)。图16表示本质上等于T(PPP)的相应的D值是在血小板采集阶段的早期检测的(如，约3分钟后，随着盐水逐渐被PRP替代)。经验结果表明，对于给定系统上的给定程序，对应于T(PPP)的D值始终在血小板采集阶段中从第一阶段24输出一定体积PRP(在图16中，约58ml)以后出现。根据经验数据，通过在血小板采集程序中的指定点测量T(PRP)并将其值赋给T(PPP)就能得到T(PPP)。根据经验已经确定，在血小板采集程序中以这种方式精确得到T(PPP)的点出现在起动流体首先从第一阶段24和管104中清除时，其体积记为V_INI。该初始处理体积V_INI也被处理元件202用于推导集成的PCI值，这将在下面描述。

可以推定按上述方法得到的强度值T(PPP)在其余的程序中保持不变，除非捐献者的血浆中含有非常高的瞬时的与饮食有关的血脂含量。

或者，在血小板采集阶段，通过暂停正常的PRP处理，并且从第二阶段26中使已知体积的PPP经由泵214通过管218进入光监视器204上游的管104中循环，能得到或更新T(PPP)值。接着，根据方程式式4A导出基线T(PPP)。

在图示的实施例中，以设定的取样速率对T(PPP)取样，例如每5秒取样一次。在设定的取样周期内读取一系列的T(PPP)读数(如5个样)，平均后得到平均T(PPP)，处理元件202将此值赋给T(PPP)。

可以在处理中的任何时刻以这种方法得到基线T(PPP)。但是，优选在处理完足够量的全血、系统进入稳定状态处理条件下，例如处理了多于500ml的全血时，以这种方式获得T(PPP)。为精确得到T(PPP)，需要循环的PPP体积可以通过经验确定。在图示的安排中，要求光监视器204循环约15-20ml的PPP以达到T(PPP)的光学稳定状态值。

如上所述，可在处理开始后处理的血浆体积达到V_INI时得到T(PPP)值。接着，在以后的程序中当稳定状态处理条件出现后，通过暂停PRP处理并循环一定体积的PPP通过光监视器204，可以更新T(PPP)值，这也在前面作了描述。

(iv)推导采集的血小板体积

处理元件202将处理周期中的T(PRP)和T(PPP)对于处理的血浆体积V_P数字积分，推导采集的血小板体积，或PCI。

计算此数字积分有不同的方法。在优选的方法中，处理元件202按下式计算PCI： $\mathrm{PCI}=\underset{V_{\mathrm{INI}}}{\overset{V_{\mathrm{PRP}}}{\mathrm{\Σ}}}\[1-\frac{T\left(\mathrm{PRP}\right)}{T\left(\mathrm{PPP}\right)}\]\mathrm{\Δ}{V}_{\mathrm{PRP}}----\left(6\right)$

式中：

V_INI代表将起动流体从第一阶段24和管104清除之前必须处理的血浆体积，如前所述；

V_PRP是处理中采集的PRP总体积；

ΔV_PRP是取样间隔(n)内处理的血浆体积的增量(单位为ml)，可以将其表示为取样速率和血浆抽送速度的函数，如下所示：

ΔV_PRP＝Q_P(n)Δt_(n)

式中：

Q_P(n)代表检测T(PRP)时血浆流过管104的血浆流速(单位ml/min)(由泵110控制)；和

Δt_(n)是取样间隔的周期(或取样速率)，表示为1小时的分数，例如每5秒取样一次的取样周期用分数表示为1/12。

证明时，假设T(PPP)在给定的程序中是不变的，方程式(6)可改写为如下的形式： $\mathrm{PCI}=(V_{\mathrm{PRP}}-V_{\mathrm{INI}})-\frac{1}{T\left(\mathrm{PPP}\right)}\underset{V_{\mathrm{INI}}}{\overset{V_{\mathrm{PRP}}}{\mathrm{\Σ}}}T\left(\mathrm{PRP}\right)\mathrm{\Δ}{V}_{\mathrm{PRP}}----\left(6A\right)$

图17表示在如前所述的血液分离过程中得出的358个PCI值，由如前所述的15种不同类型的离心机得出的。将PCI值对相关的采集的血小板体积(单位为ml)作图，采集的血小板体积是通过将通过离线计数器测量的采集的血小板数量乘以它们的平均血小板体积(MPV)得出的。图中示出了如下面关系所示的线性分布：

PLT_Vol(ml)＝0.24+0.0070PCI

式中0.24是y轴截距，仅为标称的预期的血小板采集体积4.0×10¹¹ml的6％；0.0070是直线的斜率。线性分布的r²值为0.75。图17表明PCI与采集的血小板体积PLT_Vol之间存在密切联系。

图18表示相同的358个PCI值对相关的血小板产量PLT_Yld(以单位×10¹¹表示)的关系，血小板产量是通过将血小板计数(由离线计数器测量)乘以血小板浓缩液的体积得出的。图中示出了如下面关系所示的线性分布：

PLT_Yld(×10¹¹)＝0.67+0.0080PCI

式中y轴截距0.67是标称的预期的血小板采集体积4.0×10¹¹ml的17％。该线性分布的r²值为0.70。图17表明PCI与血小板产量之间有联系，但也表明PCI的数量比采集的血小板数量PLT_Yld能更好地指示出血小板体积PLT_Vol。

(2)第二使用功能F2

第二使用功能F2包括处理元件224，它接收第一使用功能F1得出的PCI计算值作为输入。根据PCI值，处理元件224导出在预期的储存时间内储存采集的血小板的最佳储存条件。处理元件224产生输出，该输出反映用于装血小板的预选的储存容器的数量Plt_Bag，以及用于血小板储存介质的血浆(PPP)的体积Plt_Med(单位为ml)。

血小板的最佳储存条件取决于需要储存的血小板体积Plt_Vol。如上述所证明的，PCI值(单位为ml)与Plt_Vol相关。因此，血小板的体积Plt_Vol能准确地用PCI表示，而不必知道实际的血小板产量或不必单独地计算血小板的细胞计数或平均血小板体积(MPV)。

随着PCI值的增大，血小板在储存期间对氧气的需求量也增大。当PCI值增大时，支持新陈代谢的血小板的葡萄糖消耗以及作为新陈代谢的结果产生的二氧化碳和乳酸也增加。为了在储存期间提供所需的气体透过度，以使氧气进入容器和二氧化碳逸出容器，需要对储存容器的物理特性进行选择，如表面积、厚度和材质。

血浆储存介质含有碳酸氢盐HCO₃，缓冲血小板新陈代谢产生的乳酸，将pH值保持在维持血小板生存能力的水平。随着PCI值的增大，储存期间对具有缓冲作用的HCO₃的需求量也增大，从而需要更多的血浆。

A.推导Plt_Bag

储存在具有给定透气性的储存容器中的血小板氧分压pO₂(mmHg)相对于容器中容纳的血小板总体积Plt_Vol的增大而减小。图19是根据检测数据作的图，表示在给定透气性的储存容器中储存一天后检测的pO₂与容器中总血小板体积Plt_Vol之间的关系。图19中所用的储存容器的表面积约54in²，容积为1000ml。储存容器对O₂的渗透性为194cc/100in²/天，对CO₂的渗透性为1282cc/100in²/天。

当分压pO₂下降到低于20mmHg，观察到血小板变得厌氧，乳酸盐副产物的体积明显增加。图19示出，当Plt_Vol≤4.0ml时选定的储存容器能保持pO₂为40mmHg(明显高于需氧区)。在这个保守的基础上，选择4.0ml体积作为此容器的目标体积PltT_Vol。使用相同的方法能确定其它容器的目标体积。

处理元件224利用目标血小板体积PltT_Vol按下式计算Plt_Bag： $\mathrm{BAG}=\frac{a+\mathrm{bPCI}}{{\mathrm{Plt}}_{\mathrm{TVol}}}----\left(8\right)$

式中：

a和b分别是由线性回归推导的PLT_Vol和PCI关系直线的y轴截距和斜率，如前所述和如图17所示。根据特定血液处理系统的工作参数，a和b的值可改变。在图示的实施例中，a＝0.24，b＝0.0070，并且

其中Plt_Bag是所需储存容器的数量，

当BAG≤1.0时，Plt_Bag＝1，否则

Plt_Bag＝[BAG+1]，其中[BAG+1]是BAG+1数字的整数部分。

例如，对于得出图17的系统，如果PCI＝400ml(对应于Plt_Vol＝3.8ml)并且Plt_TVol＝4.0ml，则BAG＝0.95，Plt_Bag＝1。对于得出图17的系统，如果PCI＝600ml(对应于Plt_Vol＝4.4ml)，则BAG＝1.1，Plt_Bag＝2。

当Plt_Bag＞1，数量a+b(PCI)在需要数量的容器中等分。

B.推导Plt_Med

每天使用的碳酸氢盐数量是储存的血小板比容Tct(％)的函数，可用下式表示： $\mathrm{Tct}=\frac{{\mathrm{PLT}}_{\mathrm{Vol}}\×\mathrm{MPV}}{{\mathrm{Plt}}_{\mathrm{Med}}}----\left(9\right)$

对于选定的储存容器，可以根据经验确定每天的碳酸氢盐HCO₃消耗和Tct间的关系。图20表示了与得出图19的容器相同的容器的这种关系。图20的y轴表示依据此容器的Tct根据经验测量的每天碳酸氢盐消耗(单位Meg/L)。处理元件224包括图20中表示的数据，例如，在查询表226中。

处理元件224推导储存周期内每天碳酸氢盐的预期减少ΔHCO₃，如下式所示： ${\mathrm{\ΔHCO}}_3=\frac{{\mathrm{Don}}_{\mathrm{HC}{O}_3}}{\mathrm{Stor}}----\left(10\right)$

式中：

Don_HCO3是检测的捐献者血液中碳酸氢盐的含量(Meg/L)，或者也可以是典型捐献者的碳酸氢盐含量，该值为19.0Meg/L±1.3；和

Stor是所需的储存间隔(单位为天，通常为3到6天)。

对于选定的容器，给定ΔHCO₃，处理元件224从查询表226中推导Tct。对于得出图20的储存容器，据信约为1.35～1.5％的Tct值在多数情况下能至少适合6天储存间隔。

已知Tct和PCI，使用功能F2根据方程式(8)计算Plt_Med，如下式： ${\mathrm{Plt}}_{\mathrm{Med}}=\frac{a+\mathrm{bPCI}}{\frac{\mathrm{Tct}}{100}}----\left(11\right)$

其中对于特定的容器，Tct可以是根据经验数据得出的值(如上所述和如图20所示)，并不需要离线计数或测量技术。

当Plt_Bag＞1时，Plt_Med在需要数量的容器中等分。

(3)第三处理功能(F3)

第三使用功能F2包括处理元件324，它接收第一使用功能F1得出的PCI计算值作为输入。根据PCI值，为了在一个程序中采集所需数量的血小板，处理元件324导出需要处理的全血数量，这被称为WB_To_Process。

如前所述，当处理的血浆体积等于V_INI时激活第三使用功能F3。第三使用功能F3继续执行其余的处理。可以在获得新的T(PRP)或T(PPP)值以提供更新的PCI的任何时候，或在预定的处理间隔，如每处理全血500ml后定期地更新WB_To_Process。

在图示的实施例中，操作者输入所需的血小板产量，或Plt_Goal。处理元件324导出目标PCI值，称为PCI_Targeted，它是Plt_Goal的函数。根据一系列用于找出PCI值与实际血小板产量的关系的血液处理程序，经验地导出此函数，这已经在前述图17或图18所示的线性回归分析中进行了描述。优选该函数还考虑计数器校准因子，它使在一系列的血液处理程序期间在线导出的数据与使用血小板计数器离线得出的数据相一致。计数器校准因子根据所用的特定的离线血小板计数器的类型和制造商而不同。给操作者一张计数器校准因子表，并指导操作者输入与操作者使用的离线血小板计数器对应的因子。

在一个优选的实施例中，PCI_Targeted与Plt_Goal关系的函数可表示为下式： ${\mathrm{PCI}}_{T\arg \mathrm{et}}=\frac{C_1\mathrm{Pl}{t}_{\mathrm{Goal}}}{C_2}----\left(12\right)$

式中：

C₁是分析血液处理数据得出的因子，如前所述和如图17或图18所示。在一个典型的例子中，根据进行分析的血液处理程序的结果，C₁通常在100到115的数字范围内。目前，优选实施例使用Amicus^TM血液处理系统(Baxter保健公司)，C₁＝112.5。

C₂是为所使用的离线血小板计数器设定的计数器校准因子。

在图示的实施例中，当处理的血浆体积等于V_INI时，处理元件324推导初始基线T(PPP)，如前所述。处理元件324还开始每5秒推导T(PRP)，也如前所述。在稍后程序中导出最终的基线T(PPP)，此值在整个随后的处理过程中用作T(PPP)。

处理元件324推导一个数量，称为Sigma，如下所示：

Sigma＝T(PRP)×Q_PΔt                           (13)

式中：

T(PRP)是光探测器在取样间隔(n)结束时检测的PRP的透光率；

Q_P代表在得到T(PRP)时通过管104的血浆流速(单位ml/min)；

Δt是取样间隔的期间(或取样速率)，表示为1小时的分数，例如每5秒取样一次的取样周期表示为分数1/12。

处理元件324初始化Sigma为0，Sigma_old。一旦处理血浆的数量等于V_INI时，处理元件324在预设的取样速率下检测T(PRP)并推导当前的Sigma。对于每个取样周期，将Sigma的新值与Sigma的旧值相加，得出累计的当前的Sigma值(Sigma_Current)。

在每个取样周期结束时，处理元件324推导当前的PCI值(PCI_Current)，如下式所示： ${\mathrm{PCI}}_{\mathrm{Current}}=(V_{\mathrm{PRP}\left(\mathrm{Current}\right)}-V_{\mathrm{INI}})-(\frac{1}{T\left(\mathrm{PPP}\right)}\×{\mathrm{Sigma}}_{\mathrm{Current}})$

式中：V_PRP(Current)是在给定取样周期结束时当前累计处理的PRP体积。

在每个取样周期结束时，处理元件324还推导当前的WB_To_Process值，如下式所示： $\mathrm{WB}\_\mathrm{To}\_\mathrm{Process}=(\mathrm{WB}\_\mathrm{Processed}-V_{\mathrm{Prime}})\×\left(\frac{{\mathrm{PCI}}_{T\arg \mathrm{et}}}{{\mathrm{PCI}}_{\mathrm{Current}}}\right)+V_{\mathrm{Prime}----\left(14\right)}$

式中：

WB_Processed是在处理过程的当前点已经处理的全血体积；和

V_Prime是血液处理流动通道的初始体积。

优选地，WB_To_Process显示在适当的用户界面显示屏上(没有示出)，让操作者观察。显示的WB_To_Process值能周期地更新，例如，每处理100ml全血后。操作者可以做出选择，在设定的处理过程中实时改变WB_To_Process值。在这种情况下，接收改变的值并进行改正，以得到所需的血小板产量。

本发明的各种特征在所附的权利要求中阐明。

Claims (15)

1.一种血液处理系统，包括：

输入设备，用于接收表示所需血小板体积的数值；

分离室装置，其工作是将血液分离成血液组分，包括含有血小板并具有光密度的血浆组分；

出口通道，用于在处理期间将血浆组分从分离室输出，这些血浆组分中含有血小板；

传感器装置，其工作是在处理过程中的几个取样间隔期间检测出口通道内血浆组分的光密度，并对每个取样间隔产生一个样本的不透明度数值，将探测的光密度表示为各个取样间隔中处理的血浆体积增量的函数；

与传感器连接的第一处理元件，其包括在整个处理期间将样本的不透明度值累计并产生累计的不透明度值的元件；和

第二处理元件，它接收累计的不透明度值作为输入并至少部分根据累计的不透明度值产生第二输出，所述的第二输出包括指示为得到所需的血小板体积需要处理的血液体积的数值。

2.如权利要求1所述的系统，其特征在于处理元件包括根据累计的不透明度值得出的表示血小板体积的输出。

3.如权利要求1所述的系统，其特征在于分离室进一步将血浆组分分离成贫血小板血浆组分和含有所需数量血小板的血小板浓缩液，贫血小板血浆组分包括随血脂含量而变化的光密度值；

还包括探测贫血小板血浆组分的光密度值并产生基线光密度值的传感器；

其特征在于处理元件包括相对于基线光密度值校准累计的不透明度值的校准元件。

4.如权利要求1所述的系统，还包括第三处理元件，它接收累计的不透明度值作为输入并至少部分根据累计的不透明度值产生与第二输出不同的第三输出。

5.如权利要求4所述的系统，其特征在于第三输出包括存储血小板体积的参数。

6.如权利要求4所述的系统，其特征在于第三输出包括表示选定的用于储存血小板的储存容器的数量的数值。

7.如权利要求4所述的系统，其特征在于第三输出包括表示血小板储存介质的推荐体积的数值。

8.如权利要求1所述的系统，其特征在于传感器包括发射选定波长的光能量的发射器和选定波长的探测器。

9.如权利要求8所述的系统，其特征在于第一输出没有侧散射效应。

10.一种血液处理方法，包括：

确定所需的血小板体积；

将血液分离成血液组分，包括含有血小板并具有光密度的血浆组分；

在出口通道输送处理期间分离的血浆组分，分离的血浆组分中含有血小板；

在处理过程的几个取样间隔期间探测出口通道内的血浆组分的光密度；

对每个取样间隔产生样本的不透明度值，将所探测的光密度表达为各个取样间隔期间处理的血浆体积增量的函数；

通过将处理期间样本的不透明度值累计产生累计的不透明度值；

至少部分根据累计的不透明度输出产生一个输出信号，该输出信号包括指示为得到所需的血小板体积需要处理的血液体积的数值。

11.如权利要求10所述的方法，还包括根据累计的不透明度值表示血小板体积。

12.如权利要求10所述的方法，其特征在于分离步骤提供贫血小板血浆组分，其光密度随血脂含量而变化；

还包括探测贫血小板血浆组分的光密度值并产生基线光密度值以及相对于基线光密度值校准累计的不透明度值的步骤。

13.如权利要求10所述的方法，还包括至少部分根据累计的不透明度输出产生另一个输出的步骤。

14.如权利要求13所述的方法，其特征在于另一个输出包括存储血小板体积的参数。

15.如权利要求10所述的方法，其特征在于产生样本的不透明度值的步骤没有侧光散射效应。

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