CN1140311C

CN1140311C - 光学推导血浆成分中所含血小板体积的血液处理系统和方法

Info

Publication number: CN1140311C
Application number: CNB988073757A
Authority: CN
Inventors: Ri; R·I·布朗; J·T·福莱; K·明; M·萨林
Original assignee: Baxter International Inc
Priority date: 1997-07-18
Filing date: 1998-06-22
Publication date: 2004-03-03
Anticipated expiration: 2018-06-22
Also published as: BR9811513A; WO1999003557A1; CN1268067A; JP2001510171A; EP1015089B1; CA2296364C; DE69839093T2; US6183651B1; CA2296364A1; EP1015089A1; EP1015089A4; DE69839093D1; US5958250A

Abstract

一种将血液分离成包括血浆成分在内的成分的血液处理室(22)，该处理室包括一个血小板体积。由一个光学监测器(98)检测所述血浆成分的光学密度，并产生一个指示所述光学密度的第一输出。由一个处理元件(100)求所述第一输出相对所述血浆成分体积的积分，并产生一个积分输出。该积分输出与所述血小板体积相关。由第二处理元件(72)至少部分基于所述积分输出产生第三个输出，该输出包括用于储存所述血小板体积的参数。

Description

光学推导血浆成分中所含血小板体积的血液处理系统和方法

相关申请

本申请是申请日为1997年2月26日、题为“血液收集系统和方法，能在血液处理期间产生临时血液成分产量信息”的待批美国专利流水号08/807,820的部分后续申请，后者又是申请日为1995年6月7日、发明名称相同的美国专利申请流水号08/472,748的后续申请(现已放弃)。

本发明领域

本发明涉及离心处理系统和装置。

本发明背景

现在，人们通常通过离心将血液分离成诸如红血细胞、血小板、和血浆的各种治疗性成分。

某些疗法要输入大量的血液成分。例如，某些接受化疗的患者需要输入大量的血小板。人工血囊系统并不是从单个个体体内收集这么大数量血小板的有效方法。

目前，被用于收集大量血小板的血液分离系统能满足这一要求。联机系统在供体在场的情况下，通过一系列处理从全血中分离浓缩血小板的必需分离步骤。联机系统形成一个来自供体的全血流，从所述全血流中分离出需要的血小板，并将剩下的红血细胞和血浆输入供体体内，所有过程是在一系列流动回路中进行。

使用联机系统可以处理大量的全血(例如，2.0升)。由于大的处理体积，可以收集到大量的浓缩血小板(例如，悬浮在200ml流体中的4×10¹¹血小板)。而且，由于供体的红血细胞被送回，所述供体可以比用于在多个血囊进行处理的供体更经常地捐献全血用于联机处理。

然而，仍然存在从血液成分中收集富含细胞的浓缩物的改进系统和方法的必要性，所述血液成分本身可用于大体积，联机血液收集环境，其中，可以实现诸如血小板的关键需要的细胞血液成分的较高产量。

由于对所述流体处理系统的工作和性能要求越来越复杂和精细，需要自动化处理控制器，该控制器能收集并产生更详细的资料和控制信号，以便帮助操作者提高处理和分离效率。

本发明概述

本发明提供了血液处理系统和方法。该系统和方法将血液分离成包括具有一定光学密度的血浆成分在内的成分。所述系统和方法通过一个输出通道输送一定体积的血浆成分，同时检测该血浆成分的光学密度。该系统和方法产生一个指示检测到的光学密度的第一输出。该系统和方法求所述第一输出相对于被输送的体积的血浆成分的积分，以便产生一个积分输出。该积分输出与所述血浆成分中所含的血小板体积相关，并避免了通过脱机记数和大小分类技术获得血小板体积的必要性。

在一种优选实施方案中，所述血浆成分包括一种酯类成分。在该实施方案中，所述系统和方法与所述酯类成分呈比例地调节所述第一输出。

在一种优选实施方案中，所述系统和方法至少部分地基于所述积分输出产生一个第三输出。在一种优选实施方案中，所述第三输出包括用于储存包含在所述血浆成分内的血小板体积的参数。例如，所述第三输出可以包括一个值，该值表示用于储存所述血小板体积的所选容器的数量，或一个表示所述血小板体积所用储存介质的推荐体积的值。

在一种优选实施方案中，所述储存介质是血浆。在推荐血小板的储存参数时，所述系统和方法考虑了碳酸氢根在血浆中的缓冲作用，以便保持pH能在储存期间维持血小板活力的水平。本发明的系统和方法还利用了血小板氧气的分压力以保持血小板在储存期间不处于厌氧状态。这样，该系统和方法推导出了在预期的储存期间维持血小板的最佳储存条件。

本发明的各个方面特别适合于联机血液分离处理。

本发明的优点在以下说明书和附图，以及所附权利要求书中提出。

附图的简要说明

图1是包括一个界面检测系统的离心机的血液处理系统的侧视图，为局部剖开的剖视图，该系统具有本发明的特征，所述筒和盘处于工作状态；

图2是图1所示离心机的侧视图，为局部剖开的剖视图，所示离心机的盘处于直立状态，以便接受血液；

图3是图2所示离心机的筒的上部透视图，所述离心机处于直立状态并携带所述血液处理室；

图4是图3所示血液处理室的平面视图，不与所述筒结合；

图5是由所述离心机携带的与所述血液处理室连接的界面弯道的放大透视图，表示当处于弯道上的理想位置时，所述室中离心分离的红血细胞层、血浆层、和界面；

图6是图5所示界面弯道的放大透视图，表示处于所述弯道上的不希望的高的部位的红血细胞层和界面；

图7是图5所示界面弯道的放大的透视图，表示处于所述弯道上的不希望的低的部位的红血细胞层和界面；

图8是处于工作状态的离心机的盘和筒的侧面透视图，显示构成所述界面控制器的一部分的观察头，该观察头由所述离心机携带，用于在所述盘旋转期间观察所述界面弯道；

图9是所述观察头的透视图，为局部剖开的剖视图，显示由所述观察头携带的光源和光线检测器，从所述离心机的筒和盘的里面观察，它与所述界面弯道平行；

图10是当所述观察头与所述界面弯道对齐时所述盘、筒、和观察头的侧面剖视图；

图11是构成所述界面控制器的一部分的界面处理元件和界面指令元件的示意图；

图12是构成图11所示界面处理元件的一部分的信号转换元件的示意图；

图13的上部表示当观察头沿着所述界面弯道运动时所产生的电压信号，在该图的下部表示方形波形，该波形是由所述界面控制器的处理元件根据所述电压信号产生的，以便分析所述界面在所述弯道上的部位；

图14是构成所示界面控制器一部分的血液校正元件的示意图；

图15是构成图1所示血液处理系统的一部分的处理控制装置的第一和第二使用功能的示意图，以及相关的监测器，该监测器通过光学方法监测从所述分离室中输出的PRP的不透明性；

图16是由图15所示光监测器监测的流体的不透明性的波动的曲线图，它构成同样在图15中示出的第一使用功能的一个输入；

图17是表示由所述第一使用功能推导的积分光学密度值与所收集的血小板体积数据相关性的曲线图；

图18是表示由所述第一使用功能推导的积分光学密度值与血小板产量数据相关性的曲线图；

图19是表示特定储存容器的氧气分压力和渗透性之间关系的曲线图，图15所示第二使用功能考虑到推荐有关储存容器数量的最佳储存参数；和

图20是表示特定储存容器的碳酸氢根消耗和储存血小板比容之间关系的曲线，图15所示第二使用功能考虑到推荐就血浆储存介质的体积而言的最佳储存参数。

本发明在不脱离其构思或实质特征的前提下，可以用若干种方式实施。本发明的范围由所附权利要求书限定，而不是由权利要求书前面的具体说明来限定。因此，落入所述权利要求书的等同含义和范围之内的所有实施方案，都被视为由所述权利要求书包括。

优选实施方案的说明

图1和2表示血液处理系统10，该系统采用了具有本发明特征的界面控制器12。本发明是结合血液处理进行说明的，因为它很适用于这种场合。另外，应当理解的是，本发明的用途并不局限于血液处理。本发明的特征可用于与任何系统结合，在该系统中处理可以通过光学方法区分的材料。

A.离心机

系统10包括一个被用于离心分离血液成分的离心机14。在所示实施方案中，离心机14分离全血，以便收获红血细胞(RBC)，血小板浓缩物(PC)，和缺少血小板的血浆(PPP)。离心机14还可用于从血液中收获单核细胞和粒细胞。

离心机14是US5,316,667中所示类型的，该专利被收作本文参考文献。该离心机包括一个盘16和一个筒18。盘16和筒18在轴20上可在图2所示直立位置和图1所示的悬置位置之间转动。

如图2所示，当直立时，通过至少部分移动离开盘16可将筒18打开。在这种状态下，操作者将一个柔性血液处理室22(参见图3)缠绕在筒18上。筒18和盘16的闭合将使室22密封，以便处理。当密封以后，筒18和盘16转动到悬挂状态，以便绕一个轴线转动。

B.血液处理室

血液处理室22可以作成各种形式。图4表示一种代表性优选实施方案。

图4所示室22提供多阶段处理。第一阶段24将WB分离成RBC和富含血小板的血浆(PRP)。第二阶段26将PRP分离成PC和PPP。

图3和4最佳地表示将WB输入第一阶段24的口28。口30和32分别将PRP和RBC从第一阶段24输出。RBC被送回供体。由一个口34将PRP输入第二阶段26。第一个口36从第二阶段26输送PPP，将PC留在第二阶段26中，以便重新悬浮，并输送到一个或几个储存容器中。口28、30、32、34和36是沿着室22的顶部横向边缘并排排列的。

如图1和3所示，脐管38与口28、30、32、34和36连接。脐管38将第一阶段24和第二阶段26相互连接在一起，并与位于离心机14(未示出)的旋转部件外面的泵和其它静止部件连接。如图1所示，由一个非旋转的(0Ω)支架40将脐管38的上部保持在位于悬挂的筒18和盘16上方的非旋转位置上。位于轴20上的支架42以第一(1Ω)速度绕悬挂的筒18和盘16转动脐管38的中间部分。另一个支架44(参见图2)以2倍于1Ω速度的第二速度(2Ω速度)转动脐管38的下端，筒18和盘16也以该速度转动。脐管38的这种已知相对转动保持其不扭曲，由此避免对旋转密封件的需要。

如图4所示，第一内部密封件46位于PRP收集口30和WB入口28之间。第二内部密封件48位于WB入口28和RBG收集口32之间。密封件46和48构成第一阶段24的WB输入通道50和PRP收集区52。第二密封件48还构成第一阶段24的RBC收集通道54。

WB输入通道50将WB直接输入紧接着PRP收集区52的周向流通通道。如图5所示，WB分离成RBC的光学密集层，它是在当PRC在离心力的作用下向高-G壁62移动时形成的。RBC56的运动将PRP径向移动到低-G壁64，形成第二个光学密度较低的层58。

WB的离心还形成一个被称为界面的中间层60，该中间层构成所形成的细胞血液成分和液体血浆成分之间的过渡。RBG通常占据该过渡区。白血细胞也可能占据该过渡区。

血小板也能离开PRP层58，并沉降在界面60上。这种沉降作用发生在靠近界面60的血浆的径向速度不足于保持血小板悬浮于PRP层58中时。由于血浆缺乏足够的径向流动，血小板落回并沉降在界面60上。较大的血小板(大于大约30微微升)特别沉降在界面60上。不过，室22中的WB的输入区50与PRP区52的如图4所示的接近产生了血浆的强烈径向流动，使其进入PRP收集区52。血浆的强劲径向流动将大的和小的血小板从界面60上浮起，并进入PRP收集区52。

有关分离室22的进一步细节不是本发明的内容，可以参见所提到的US5,316,667。

c.界面控制器

如图5所示，弯道66由盘16的高-G壁62以一定角度横跨PRP收集区52延伸。所述角度是相对PRP收集口30的轴线测定的，大约为30°。图5表示从筒18的低-G壁64的处观察时弯道66的方向。图4用虚线表示盘16的高-G壁62处观察时的弯道66的方向。

有关弯道66和PRP收集口30的角度关系的进一步细节不是本发明的内容。这些内容可以参见申请日为1995年6月7日的题为“具有倾斜的界面控制表面的高产血液处理系统”的待批美国专利申请流水号08/472,561中，该专利被收作本文的参考文献。

弯道66形成一个锥形楔，该楔限制流体向PRP收集口30的流动。弯道66的上部边缘延伸而沿低-G壁64形成一个收缩的通道68。PRP必须流过收缩的通道68，以便到达PRP收集口30。

如图5所示，弯道66改变沿高-G壁62流动的流体的方向。这种流动方向的改变，改变了位于PRP收集区52中RBC层56和PRP层58之间的界面60的方向。弯道66因此显示出RBC层56、PRP层58、和界面60，以便通过室22的低-G壁64观察。

界面控制器12包括一个携带在轴20上的观察头70(参见图1和8)。观察头70的方向便于对弯道66上的位于RBC层56和PRP层58之间的光学密度的变化进行光学观察。界面控制器12还包括一个处理元件72(参见图11和13)，该元件分析通过观察头70获得的光学数据，以便推导界面60在弯道66上相对收缩的通道68的位置。

如图6和7所示，在血液处理期间，界面60在弯道66上的位置可以发生动态偏移。界面控制器12包括一个指令元件74(参见图11和13)，它能改变从室22中吸出PRP的速度，以便保持界面60处在弯道66上的预定位置上(如图5所示)。

重要的是将界面60保持在弯道66上的预定位置上。如果界面60的位置太高(即，如果它太接近通向PRP收集口30的收缩的通道68、如图6所示)、RBC，并且，如果存在，白血细胞可能溢出，并进入收缩的通道68，对PRP的质量产生不利影响。另一方面，如果界面60的位置太低(即，如果它位于距离收缩的通道68太远的地方，如图7所示)，有可能破坏有利于实现血小板分离的流体动力学。另外，随着界面60和收缩的通道68之间的距离的增加，将较大的血小板吸入PRP流的难度增加。其结果是，较远的界面位置会导致仅能收集到最小的血小板，血小板的总产量也会因此而变低。

(1)界面观察头

参见图8-10，由轴20携带的观察头70包括一个光源76，该光源发射被RBC吸收的光线。在所示出的优选实施方案中，光源76包括一个圆形排列的红色光线发射二极管80。当然，可以使用诸如绿色或红外线的由RBC吸收的其它波长。

在所示出的实施方案中，由7个发光二极管80构成光源76。根据所需要的光学特征，可以使用更多的二极管80或更少的二极管80。

观察头70还包括一个光线检测器(参见图9和10)，该检测器安装在靠近光源76处。在所示出的优选实施方案中，光线检测器78包括一个PIN二极管检测器，该检测器大体上位于圆形排列的发光二极管80的几何中心。

轴20和观察头70以1Ω速度旋转，而筒18和盘16以2Ω速度转动。光源76将光线打在旋转的盘16上。在所示出的实施方案中(参见图8)，盘16仅在其覆盖界面弯道66的部位82可以透过由光源76发出的光线。在所示出的实施方案中，部位82包括一个在盘16上切开的窗口。位于观察头70的通道上的盘16的其余部分包括一种吸光材料。

界面弯道66是由透光性材料制成的。因此，每当旋转的盘16和观察头70对齐时，由光源76发出的光线就会通过盘16的透明区82和弯道66。筒18还可以携带一个位于界面弯道66后面的反光材料84，以增强其反射性能。筒18将从光源76接收到的射入光线通过盘16的透明区82反射出去，在这里由检测器78检测光线。在所述实施方案中，从光源76射出的光线和射入检测器78的光线通过一个聚焦镜120(如图9和10所示)，该聚焦镜构成观察头70的一部分。

上述装置能通过光学方法分辩界面弯道66与盘16的其余部分的反射特性。上述目的可以用其它方式实现。例如，光源76随着弯道66相对其射线的到达和通过打开和关闭。作为另一个例子，盘16在透明区82外面的部位可以携带一种反光材料，但其反光强度与位于界面弯道66后面的反光材料84的不同。

当盘16的透明界面区82与观察头70对齐时，检测器78将首先检测通过血浆层58反射在弯道66上的光线。最后，接近弯道66上的界面60的RBC层56会进入观察头70的光学通道。RBC层56吸收来自光源76的光线，并因此减弱预先检测到的反射光线的强度。由检测器78检测到的反射光线的强度表示未被靠近界面60的RBC层56吸收的来自光源76的光线量。

(2)界面处理元件

如图11所示，界面处理元件包括一个信号转换元件112，它将检测器78的检测光线强度输出(电流)转换成放大的电压信号。

如图12所示，信号转换元件112包括一个将电流转换成电压(I/V)的放大器114，该放大器将来自检测器78的较低的正电流信号(通常为μA级)转换成放大的负的电压信号。放大器114的电流-电压增量可以改变。在一种典型实施方案中，该增量在58,000的数量级上，以便将诸如1μA的电流转换成-58mV的电压信号。一个非转换电压放大器(V/V)116还能将负的电压信号(mV级)放大成负的电压信号(V级)(即，增加大约400倍)。让所述两次放大的负的电压信号通过一个缓冲器118。缓冲器118的输出构成信号转换元件112的输出。在所述实施方案中，总的放大系数(从检测器电流信号到处理过的负的电压信号)为大约2300万。

图13用实线表示一种代表性曲线(被称为V1)，该曲线表示的是当诸如盐水的透光性液体沿着弯道66的整个长度放置时，信号转换元件112对检测到的光线信号的代表性负的电压输出。曲线V1表示当透明区82和观察头70对齐和错开时检测到的光线信号加强、平衡、然后减弱的部位88。在所示实施方案中，电压曲线V1的由于信号转换元件112的处理对于加强的光线信号是负向的。应当理解的是，还可以对所述光线信号进行处理，以便提供一种非转换的电压输出，以便电压曲线V1对于加强的光线信号来说是正向的。

参见图11，波形元件90将放大的电压信号转换成方形波时间脉冲。在所示实施方案中，元件90包括一个电压比较仪，该比较仪接受所述放大的电压信号和选择阈值(THRESH)作为输入。当电压信号低于THRESH时(即当电压信号比THRESH偏离0更远时)，电压比较仪88的输出是一(1)，而当电压信号高于THRESH时(即当电压信号比THRESH更接近0时)，其输出是零(0)。

在所示实施方案中，THRESH包括0到4095之间的数字。所述数字通过一个十二位数字模拟转换器120转换成+10至-10之间的电压模拟值。例如，THRESH的数字零(0)表示+10V的模拟输出，而THRESH数字4095表示-10V的模拟输出。

图13中的实线表示由比较仪90根据特定的THRESH值由电压曲线V1处理的方形波脉冲(被称为P1)。负向电压曲线V1从零(0)(此时检测器70未检测到光线)到-13.5V(此时检测器70检测到最强光线)变化，而THRESH是数字3481，转换器120将该数字转换成模拟电压值-7V。方形波脉冲P1具有用时间表达的宽度(在图13中被称为W1)。宽度W1与检测到低于THRESH的光信号的时间呈正比(即此时负的电压信号比THRESH的模拟电压值更加偏离零(0))。

如图13所示，当界面观察区82和观察头70对齐时，检测到最强的光线(-13.5v的负向电压信号)。当诸如盐水的透光材料沿着整个界面弯道66分布时，方形波脉冲P1的宽度W1与界面观察区82和观察头70对齐的整个时间呈正比。宽度W1也被称为基础脉冲宽度，或BASE。

当材料具有高的相对吸光性能时，如RBC，占据一部分弯道66，所检测到的电压的曲线发生变化。图13中的虚线表示一种代表性曲线(被称为V2)，该曲线表示的是当RBC占据弯道66大约70％的长度时检测到的处理电压信号。负向电压曲线V2从零(此时检测器70未检测到光线)到-9.9V(此时检测器70检测到最强的光线)变化。曲线V2跟随V1的轨迹，直到检测器78检测到血浆层58，血浆层不能像盐水那样透过光线。因此，血浆的最大检测信号强度(I2_PLASMA)(例如，-9.9V)低于盐水的最大检测信号强度(I1_SALINE)(例如，-13.5V)。存在I2_PLASMA的时间同样明显短于存在I1_SALINE的时间。曲线V2表示随着吸光的RBC层56逐渐进入观察头70的观察区所检测到的电压信号逐渐降低(在图13中总体上用I2_RBC表示)。随着透明区82和观察头70错开，曲线V2最终与曲线V1的轨迹接合。

图13还用虚线表示由比较仪90利用相同的THRESHP1处理的方形波脉冲(P2)的相对宽度(W2)变短。宽度(W2)与所述弯道上RBC层56的宽度相对血浆层58的宽度呈比例地降低。由于RBC层56占据更多的弯道66，即RBC血浆界面60更加接近收缩的通道68，脉冲宽度(W2)比基础脉冲宽度(W1)缩短，反之亦然。

因此，通过比较测定脉冲波(如W2)相对基础脉冲宽度(W1)，由界面处理元件72确定界面60在弯道66上的相对物理位置。

如图11所示，界面处理元件72包括校正模块92和94，以确保通过光学方法推导的界面66的物理位置精确对应界面66的实际物理位置。第一个校正模块92也被称为系统校正模块，该模块考虑了筒18和弯道66的几何形状，以及可以影响界面信息的光学获得的工作条件。第二个校正模块94又被称为血液校正模块，该模块利用了供体血液的生理学，即供体血浆的光学密度。

(i)系统校正模块

选择特定系统的基础脉冲宽度BASE的公称值(用时间单位表示)。例如，在一种典型的实施方案中，可以选择640微秒的BASE值。按如下方法将BASE(微秒)转换成数字计数值(COUNTS)：

COUNTS = (\frac{BASE}{PERIOD} * SCALE) + {THRESH}_{ZERO} - - - - (1)

其中

SCALE是经选择的比例系数(例如，在所示出的实施方案中，该系数可以是80604)；

THRESH_ZERO是数字阈值数，它表示模拟阈值电压输出为零(在所示实施方案中是2048)；和

PERIOD是基于检测器70的检测速度(DETECTOR_Ω)的检测器70的转动时间，按如下公式计算：

PERIOD = (\frac{60}{{DECTECTOR}_{Ω}}) \times 10^{6}

一旦计算出特定的DETECTOR_Ω，只要BASE不改变，就不需要重新计算不同DETECTOR_Ω值的COUNTS。

通过室22输送诸如盐水的透光液体，同时沿着弯道66进行电压值取样由系统校正模块92推导方形脉冲波P_SALINE，如图13中的P1。通过比较仪90处理电压值样品，以便利用估计的起始阈值THRESH_START产生方形波脉冲P_SAALINE。测定利用THRESH_START产生的脉冲P_SALINE的宽度W_START，并与基础宽度BASE比较，它是按照公式(1)测定的。

移动THRESH使其比THRESH_START更接近零，将会增加所述脉冲宽度，反之亦然。当W_START不等于BASE时，或者，如果W_START落在BASE值的特定满意范围之外的话，系统校正模块92会使为THRESH_START的阈值发生改变，以改变脉冲宽度，直到P_START的脉冲宽度符合BASE的目标标准。获得目标基础脉冲宽度BASE的阈值就成为了该系统的预设阈值THRESH_DEFAULT。

尽管推导出了THRESH_DEFAULT，在正常使用期间，会发生检测到的脉冲宽度的变化，该变化独立于所述界面的实际物理尺寸。例如，检测到的电压信号可以随发生在观察头70中的变化而改变，如对焦的失误、异物沉积在光学表面上、光学对准的偏移、或发光二极管80或检测器78的光线的减弱。检测到的电压信号会由于光学性能的减弱而变化，该变化独立于界面物理尺寸的变化，而且与该变化无关。在用THRESH_DEFAULT由转换器90进行处理时，改变了的电压信号会导致缩小或放大的脉冲宽度，该宽度不再能够准确反映所述界面的实际状态。有可能产生错误的控制信号。

在所示出的优选实施方案中，所述系统校正模块92包括一组方案96。方案96设定一个阈值THRESH，以便利用存在于每一个处理循环开始时的实际性能状态获得基础脉冲宽度BASE。

所述方案96组指示所述系统通过分离室22输送盐水(或其它选择的透光材料)，如上文结合推导THRESH_DEFAULT时所述。根据用THRESH_DEFAULT检测到的电压值获得脉冲宽度W_{DEFAULT(1至n)}的代表性样品数量(例如，10个样品)。将所述样品脉冲宽度加以平均W_DEFAULT(AVG)，并与按照公式(1)推导的该系统的BASE比较。如果W_DEFAULT(AVG)＝BASE，或者位于BASE值的可接受的范围内，将THRESH设定为THRESH_DEFAULT。

在典型的实施方案中，方案96将以下指标用于计算THRESH_DEFAULT：

如果

W_DEFAULT(AVG)≥BASE_Lower

和

W_DEFAULT(AVG)≤BASE_UPPER

则

THRESH＝THRESH_DEFAULT

其中：

BASE_UPPER是基础脉冲宽度的选择的最大值，例如BASE乘以大于1.0，如1.0025，的选择乘数；和

BASE_LOWER是基础脉冲宽度的选择的最小值，例如BASE乘以小于1.0，例如0.9975，的选择乘数。

如果W_DEFAULT(AVG)不满足上述条件，设定的程序搜索THRESH值，该值使得W_DEFAULT(AVG)符合设定的BASE指标。可将各种检索算法用于该目的。

例如，所述设定程序可以利用半步检索算法，如下所述：

其中THRESH是赋予选择的阈值的名称；THRESH_UPPER是THRESH的最大设定值；THRESH_LOWER是THRESH的最小设定值；而W_SAMPLE(AVG)是在设定的取样时间内获得的脉冲宽度的平均值。

设定THRESH_n-1＝THRESH_DEFAULT

设定THRESH_UPPER

设定THRESH_LOWER

使n＝2至20

ELSEIFW_SAMPLE(AVG)＞BASE_UPPER，则

THRESH_LOWER＝THRESH_n-1

THRESH_n＝(THRESH_LOWER+THRESH_UPPER)/2

如果W_SAMPLE(AVG)＜BASE_LOWER

则

THRESH_UPPER＝THRESH_n-1

THRESH_n＝(THRESH_UPPER+THRESH_LOWER)/2

ELSIF

结束检索

ENDIF

ENDDO

如果n＝20则

启动报警：界面检测器问题

ENDIF

因此，系统校正模块92确保光学推导的界面66的位置不会根据有可能影响界面信息的光学获得性的工作条件而偏离。

(ii)血液校正模块

界面控制器12是在位于弯道66上的供体血浆的光学密度大体上相对于在特定程序开始时由该系统校正模块92所使用的材料(例如，盐水)的光学密度的前提下工作。通常，正常血浆的光学密度可被视为盐水的光学密度。

不过，血浆的光学密度会根据血浆中所含有的血小板的浓度而变化。因此，特别富含血小板的血浆(它是系统10的处理目标)所具有的密度明显不同于盐水或正常血浆的密度。

血浆的光学密度还会根据血浆中脂类的浓度而变化，脂类的浓度取决于单个供体的生理学或形态学。脂性血浆的密度明显不同于盐水或非脂性血浆的密度。

含有高浓度血小板或脂类的血浆在弯道66上的存在，降低了检测到的电压信号的大小，这种降低独立于界面物理尺寸的变化，而且与这种物理尺寸的变化无关。当通过转换器90用THRESH处理，通过上述系统校正模块92设定时，相关的方形波脉冲具有降低的脉冲宽度。降低的脉冲宽度是通过供体血液的生理学引起的，并且不能准确反映所述界面的实际状态。

例如，在存在脂性血浆或富含大量血小板的血浆的情况下，位于弯道66上部的RBC血浆界面60将产生一种脉冲宽度，该宽度是RBC血浆界面60的正常血浆的另一种指标，其过于接近。人工降低的脉冲宽度会产生一种错误信号，它会指令减少通过口34输送血浆的速度。事先正确定位的界面60没有必要的偏移到弯道66下游的偏离位置。

第二个校正模块94在具有明显不同于盐水的光学密度的血浆存在的条件下调节所述脉冲宽度，以便反映所述界面的真实位置，并因此避免血液相关的光学失真。模块94包括一个光学监测器98(参见图14)，该监测器检测排出出口30的血浆或进入PRP入口34的血浆的光学密度。在图13所示的实施方案中，光学监测器98是一种常规的血红蛋白检测器，该检测器用在由Baxter保健公司的Fenwal分公司出售的Autopheresis-C血液处理装置上。处理器98包括一个红色光线发射二极管102，该二极管发射的光线通过出口管104中的血浆。在该结构中，用于检测血浆的光学密度的波长大体上与用于检测界面位置的波长相同。当然，可以使用诸如绿色或红外线的其它波长。监测器98还包括一个PIN二极管检测器106，该检测器位于管104的相反一侧。

使用大体上相同的波长监测所述界面和监测血浆是一种优选实施方案。使用大体上相同的波长使得血浆的吸收光谱对于检测器来说大体上相同。因此，没有必要纠正界面检测器的吸收光谱与血浆检测器的吸收光谱。当然，如果需要可以使用不同的波长，在这种情况下需要纠正不同波长的血浆的吸收光谱，以便获得准确的校正结果。

第二个校正模块94还包括一个处理元件100，该元件接收来自监测器98的信号，计算通过管104输送的液体的透光性，该透光性被称为OPTTRANS。处理元件100可以使用各种算法计算OPTTRANS。在一种代表性实施方案中，OPTTRANS是按以下方法推导的：

OPTTRANS = \frac{COR (RED SPILL)}{CORRREF} - - - - - - (2)

其中，COR(REDSPILL)是按如下方法计算的：

COR(REDSPILL)＝RED-REDBKGRD

其中：

RED是当所述红色光线发射二极管开启而液体流过所述管时，所述二极管检测器的输出；

REDBKGRD是当所述红色光线发射二极管关闭，并且液体流过所述管时所述二极管检测器的输出。

其中CORREF是按如下公式计算的：

CORREF＝REF-REFBKGRD

其中：

REF是当所述二极管开启时，红色光线发射二极管的输出，和

RFEFBKGRD是当所述二极管关闭时，红色光线发射二极管的输出。

用系统校正模块92操纵，由处理元件100从监测器98获得数据，并推导所述管的透光性，以及诸如盐水的设定液体的透光性。在优选实施方案中，透光性值是在所述设定过程中以尽可能快的速度计算。对整个设定过程的值加以平均，以便推导所述管和设定液体的透光值(0PTTRANS_SETUP)。

在设定结束之后，并且，系统校正模块92不再工作时，血液校正模块92在随后的血液处理中继续处理，以便利用公式(2)推导所述管和血浆的透光性。在所述优选实施方案中，所述透光性值是由处理元件100在血液处理过程中以尽可能快的速度计算的。所述值是在一组取样间隔(例如，每隔180秒)结束时定期平均，以便推导所述管和血浆的透光值(OPTTRANS_PLASMA)。

在每一组取样间隔(即，每隔180秒)结束时，由处理模块100确定新的阈值THRESH，以便推导所述脉冲宽度，它作为OPTTRANS的函数变化，如以下公式所示：

THRESH = {THRESH}_{n} - [\frac{1 - {OPTRANS}_{PLASMA}}{{OPTRANS}_{SETUP}}] * MULT - - - - - (3)

MULT是从0到例如1000的预定的比例系数。在所述实施方案中，MULT可以设定为200。

上述THRESH校正随着弯道66上血浆的光学密度的增加而增加脉冲宽度。因此，第二个校正模块94在弯道66上存在脂性血浆或具有很高血小板数的血浆的条件下考虑到减弱电压信号增量。第二个校正模块94起着界面控制器12的增量控制器的作用，调节所述脉冲的宽度，以便反映所述界面在弯道上的实际物理位置，尽管存在具有大于正常光学密度的血浆。

界面处理元件72最终输出一个信号，该信号能以W函数形式准确表示所述界面的位置。例如，当BASE＝640微秒时，检测的脉冲宽度表示100％的弯道66被血浆占据。测定的脉冲宽度W为120微秒时，表示血浆占据50％的弯道66，而测定的脉冲宽度W为192微秒时，表示血浆占据30％的弯道66(即RBC占据70％的弯道66)，等等。

以上说明证实，处理元件72接受来自界面检测器70的检测到的光线强度值，该检测器检测由界面弯道66反射的光线。应当理解的是，可用界面检测器获得供处理元件72处理的相当的光线强度值，该检测器检测透过界面弯道66之后的光线，而没有反射光。在所述另一种实施方案中，轴20携带一个光源(以与光学头70相同的方式)，而由筒18携带一个光线检测器，位于界面弯道66的后面，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。所述指令元件包括一个比较仪108，该比较仪比较所述界面位置输出与期望的界面位置，以便产生一个错误信号(E)。所述希望的界面位置以一个控制值形式表达，该控制值与所述界面尺寸输出的表达一致。

一般来说，对于血小板收集而言，RBC应当占据不超过大约60-65％的弯道66。它可以以35-40％的BASE的控制值(以百分比形式表达)相反地表达，这意味着，所测定的脉冲宽度W应当为其最大值的35-40％。另外，所述控制值可以表示脉冲宽度值(以时间为单位)的一个数字表达，该宽度值与电压值积分，该电压值与占据弯道66的血浆的百分比呈正比。

当然，可以根据具体的血液成分收集目标采用不同的控制值。

当控制值是以目标RBC百分比值形式表达时，正的误差信号(+E)表示弯道66上的RBC层56太大(如图6所示)。界面指令元件74产生一个信号，以便降低PRP通过口34排出的速度。界面60离开收缩的通道68，朝向预期的控制位置移动(如图5所示)，其中所述误差信号(E)为0。

负的误差信号(-E)表示弯道66上的RBC层56太小(如图7所示)。界面指令元件74产生一个信号，以便增加通过口34排出PRP的速度。界面60朝向收缩的通道68移动，朝向预期的控制位置移动(图5)，其中误差信号(E)也为0。

通过控制WB、RBC和PRP通过其相应口的相对流量，界面指令元件74可以影响血浆通过口34排出的流量。在一种优选实施方案中(如图11和13所示)，泵110通过管104，通过口34抽吸PRP。由指令元件74控制泵110的泵送量，以保持界面60位于弯道66上的预定位置，远离收缩的通道68。

D.血小板体积的光学推导

如图15所示，系统10优选还包括一个处理控制装置200，该装置包括一种或几种使用功能，示出了其中的两种功能F1和F2。由所述一种或几种使用功能F1和F2提供处理状态和参数信息，并产生用于系统10的处理控制变量。对所述一种或几种使用功能F1和F2进行设计，以便实现特定的血液处理目标，考虑到供体的个体形态学和在处理进行期间的实际状态。

使用功能的数量和类型可以改变。例如，在特定处理阶段，特定的使用功能可以影响血小板的产量，在特定处理阶段开始之前估计处理时间，或者在特定处理阶段产生控制柠檬酸抗凝固输液的速度的控制变量。使用功能的例子详细披露于题为“用于产生收集血液成分的推荐储存参数的系统和方法”的Brown的US5,639,382中，该专利被收作本文的参考文献。

在所示实施方案中，处理控制装置200至少包括第一和第二使用功能F1和F2。在处理期间，第一使用功能F1根据联机监测的供体富含血小板血浆(PRP)的不透明性产生一个光学推导的处理值。该光学推导的处理值与所收集的血小板的体积相关，因此，没有必要根据脱机细胞计数和大小分类技术计算血小板收集体积。光学推导的处理值与所收集的血小板的体积的相关性还避免了使用校正系数以便使联机得到的数据与脱机得到的数据一致。

第二使用功能F2根据由第一使用功能F1光学推导的处理值计算收集到的血小板的最佳储存参数。第二使用功能F2将所述参数具体为储存容器的数量和用作血小板储存介质的缺少血小板的血浆(PPP)的体积。

(1)使用功能F1

使用功能F1利用与光学监测器204连接的处理元件202，该监测器是为了监测在室22的第一阶段24从全血中分离的PRP的总体透光性。PRP的总体透光性值被称为T(PRP)。

处理元件202针对基础值校正所述总体值T(PRP)，该值被称为T(PPP)。基础值T(PPP)反映供体血浆在缺少血小板的情况下的透光性，它还考虑了供体血浆的脂含量。处理元件202还针对光学背景“噪声”校正T(PRP)和T(PPP)。

最后，处理元件202推导出校正过的不透明值，被称为TCAL(PRP)，该值反映了仅由血小板的存在而产生的PRP的不透明性。

由处理元件202计算相对于经处理的血浆体积的校正的不透明值TCAL(PRP)的积分，获得的积分值被称为∑TCAL(PRP)。业已发现，使用特定处理系统的特定方法和供体的∑TCAL(PRP)的大小与在所述过程(以×10¹¹为单位表示)中实际获得的血小板产量和在所述过程(以ml表示)中实际收集的血小板的体积密切相关。结果，所述实际值中的任一个都不需要通过其它方式独立地计算。

(i)光学监测器

在所示实施方案中(参见图15)，光学监测器204是沿着管104安装的，以便监测第一阶段24流出血浆出口30的血浆的光学密度或第二阶段26进入PRP入口24的血浆的光学密度。在所示实施方案中，监测器204与管104串联在一起，位于上述PRP泵110的下游。另外，监测器204可以安装在PRP泵110的上游。

光学监测器204可以各种形式制造。在图15所示实施方案中，监测器204包括一个常规的血红蛋白检测器，该检测器用在由Baxter保健公司的Fenwal分部出售的Autopheresis-C血液处理装置上。监测器204包括一个红色光线发射二极管106，该二极管发射的光线进入血浆输出管104。可以使用诸如绿色或红外线的其它波长。

监测器204还包括一个PIN二极管监测器208，该二极管位于管104的相反一侧。

用于检测血浆光学密度的波长，可以大体上与用于监测界面位置的波长相同，如上文所述。这样，侍服处理元件202的光学监测器204，和侍服处理元件100的光学监测器98(如上文所述，并如图11和14所示)，可以包括相同的功能元件。

(ii)推导TCAL(PRP)

随着液体通过管104从第一阶段24输送到第二阶段26，处理元件202接收来自监测器204的信号，该信号指示管104中的液体的透光性。当所述液体是PRP时，所述信号是T(PRP)的指标，该指标作为存在于PRP中的血小板的数量和大小的函数而变化。T(PRP)信号还以上述方式作为供体血浆的脂类含量的函数变化，并且作为与PPP或PRP的不透明性无关的任何背景光学“噪声”的函数变化。处理元件202考虑了影响透光性信号的上述因素，以便计算校正过的值TCAL(PRP)，该值仅作为存在于PRP中的血小板的密度的函数变化。

所述处理元件可以利用各种算法计算TCAL(PRP)。

在优选实施方案中，按以下公式调整T(PRP)，以便获得TCAL(PRP)：

TCAL (PRP) = \frac{T (PRP) - T (REDBKG)}{T (PPP) - T (REFBKG)} - - - - (4)

其中：

T(PRP)表示当红色光线发射二极管206开启，而且PRP流过管104时，二极管检测器208的输出；

T(REDBKD)是当红色光线发射二极管206关闭，而且PRP流过管104时，二极管检测器208的输出；

T(PRP)当二极管206开启，并且PRP或其等同物流过所述管时，二极管检测器208的输出；和

T(REFBKG)是当二极管206关闭，并且无液体流过管104时，二极管检测器208的输出。

值T(PRP)、T(PPP)、T(PRP)、和T(REFBKG)各自包括一个0(最大透光值)至2048(无光线透过)之间的数字。所述数字是通过将检测器208的检测光线强度输出(电流)转换成负的电压信号获得的，利用一种反向电流与电压(I/V)放大器。对所述负的电压信号进行进一步的放大、缓冲、并以常规方式处理，以便提供所述数字输出。

在所示优选实施方案中，值T(PRP)、T(PPP)、T(PRP)、和T(REFBKG)是通过位于单个发射器206和单个检测器208之间的、并且不包括负的散射效应的直接投射获得的。

(iii)推导基础T(PPP)

在所示实施方案中(参见图15)，在第二阶段26通过离心将缺少血小板的血浆(PPP)与PRP分离。在处理期间，通过口36将PPP从第二阶段26输出，离开第二阶段26的PC。

管210与PPP口36连通。管210包括第一分支212，该分支通向(通过一个串联的泵214)收集容器216。在处理过程的血小板收集阶段，将特定体积的PPP装在容器216中，以便最终用做PC的悬浮介质。在该处理的血小板收集阶段之后，开始悬浮阶段，在此期间，通过分支管218将容器216中的全部或部分PPP送回第二阶段26，以便悬浮PC，进行储存和输液。

管210还包括通向供体的第二个分支220。第二个分支220输送剩余体积的PPP(即未被指定用做悬浮介质的部分)，以便在处理过程中送回供体体内。

对于具有图15所示结构的系统而言，可以各种方式推导单个供体的缺少血小板的血浆的基础T(PPP)。

例如：

(i)所述T(REFBKG)的值可以在所述处理期间开始时获得，并储存在处理元件202的记忆装置222中。可以在所述处理期间开始时，以相同方式获得并储存T(REDBKD)的值，或者在处理期间定期(例如，每隔5秒钟)检测T(REDBKD)的值，并储存在记忆装置222中。还可以在血小板收集阶段期间以指定的取样间隔(例如，每隔5秒钟)获得T(PRP)的值，并同样储存在记忆装置222中。通过将PPP经管218由所述容器输入第二阶段26以便通过光学监测器204，可以在悬浮阶段测定T(PPP)的值。在血小板收集阶段获得的T(PPP)的值也可以储存在记忆装置222中。处理元件202在所述处理阶段结束时根据储存在记忆装置222中的值计算每一个取样间隔的TCAL(PRP)的值。另外，可以下载保存在记忆装置222中的数据，以便在一个外部处理装置中以相同方式处理。

(ii)或者，通过泵214、管218定期将已知体积的PPP从第二阶段26定期循环到位于光学监测器204上游的管104，可以在血小板收集阶段获得T(PPP)的值。通过确定在循环PPP体积之前和之后的T(PRP)值的差异，并了解循环的PPP的体积，处理元件202可以推导一个偏差值，以便调整在随后的血小板收集阶段的取样间隔期间获得的T(PRP)值，从而获得TCAL(PRP)。

(iii)或者，通过在一系列处理阶段中使用特定的系统对T(PRP)随着时间推移的波动进行作图，并确定在血小板收集阶段的什么时间，T(PRP)的值与悬浮阶段获得的T(PPP)的值一致，可以凭经验获得T(PPP)的值。图16表示在一种典型的血小板收集阶段和悬浮阶段T(PRP)随时间推移波动的代表性曲线，使用上文所披露的和所示出的类型的离心式血液收集系统。在图16中，T(PTP)是以来自二极管检测器206的原始数据信号表示的，因此，这些数字随着检测的不透明性而增加(如上文所述，为0-2048)。值A表示在上文所述的设定阶段获得的T(SAL)。发现不透明性随着血小板收集阶段的进行而增加，直到获得期望的PRP组成，以上过程是在上文所述的界面控制器12的控制下进行的。值B表示在血小板收集阶段获得的T(PRP)的平均值。值C表示在悬浮阶段T(PPP)获得的T(PRP)。图16表示相应的值D，该值大体上等于在血小板收集的初级阶段(例如，大约3分钟之后，盐水逐渐被PRP取代)检测到的T(PPP)。经验结果表明，对于特定系统的特定方法而言，值D相当于T(PPP)，总是在血小板收集阶段在从第一阶段24输出一定体积的PRP(在图16中大约为58ml)之后发生的。根据上述经验数据，可以通过在血小板收集过程的指定点测定T(PRP)，并确定T(PPP)的值。

(iv)推导∑TCAL(PRP)

在所述处理阶段，处理元件202求TCAL(PRP)的值相对处理的血浆体积V_P的积分。有各种方法获得所述数学积分。

在优选实施方案中，处理元件202按以下方式计算每一个取样间隔(n)的不透明值T：

T_(n)＝(1-TCAL(PRP)_(n))dV_P(n) (6)

其中：

dV_P(n)是在取样间隔(n)处理的增量血浆体积(以毫升计)，还可以用以下方式表达：

dV_P(n)＝Q_P(n)Δt_(n)

其中：

Q_P(n)表示在取样间隔(n)期间通过管104的血浆流量(以毫升计)(该流量是通过泵110控制的)，和

Δt_(n)是取样间隔的长度(以秒计)。

在n＝1至n＝END的时间内，所述处理元件连续地累加T_(n，其中，END是处理期间的长度(以秒计)除以Δt，以便获得∑TCAL(PRP)。

图17表示在上述类型的血液分离处理期间得到的358个∑TCAL(PRP)值的曲线，所述分离是通过上述类型的15次不同的离心完成的。将∑TCAL(PRP)值对所收集的相关血小板体积(以毫升计)作图，血小板的体积是通过脱机记数器用收集的血小板数乘以其平均血小板体积(MPV)测定的。所述曲线表示具有以下关系的线性分布：

PLT_Vol(ml)＝0.24+0.0070∑TCAL(PRP)

其中，0.24是y-截距，这仅仅是公称预期收集的血小板体积4.0×10¹¹ml的大约6％，而0.0070是该曲线的斜率。所述线性分布的r²值为0.75。图17表示在∑TCAL(PRP)和收集的血小板体积PLT_Vol之间存在良好的相关。

图18表示同样的358个∑TCAL(PRP)的值相对相关血小板产量PLT_Yld(以×10¹¹为单位表示)的曲线，其产量是通过用血小板数(通过脱机记数器测定)乘以血小板浓度得出的。所述曲线表示具有以下关系的线性分布：

PLT_Ylt(×10¹¹)＝0.67+0.0080∑TCAL(PRP)

其中，0.67的y-截距是公称预期收集的血小板体积4.0×10¹¹ml的17％。所述线性分布的r²值为0.70。图17表示在∑TCAL(PRP)和血小板产量之间存在相关性，但还表明∑TCAL(PRP)的量能更好地表示血小板的体积PLT_Vol，而不是收集到的血小板数量PLT_Yld。

或者，通过在血小板收集阶段的指定取样时间获得T(PRP)的值，可以获得积分值∑TCAL(PRP)。可以通过在处理阶段开始时或在指定的取样间隔期间获得T(REDBKD)调整每一个取样间隔的T(PRP)。还通过为T(PPP)选择的参考值T(REF)调节每一个取样间隔的T(PRP)，所述参考值可以是在设定期间获得的盐水的透光值T(SAL)，或其它特定的参考值，通过其在所述处理阶段开始时获得的背景的T(REFBKG)进行调节。∑TCAL(REF)的值可以在血小板收集阶段从T(PRP)根据T(REF)、T(RED)和T(REFBKG)获得，并作为单一的值储存在记忆装置222中。

T(PPP)值可以在随后的悬浮阶段确定，并用于调整储存的∑TCAL(REF)的值，以便按如下公式获得∑TCAL(PRP)：

ΣTCAL (PRP) = \frac{T (REF)}{T (PPP)} \times ΣTCAL (REF) - - - (7)

其中，通过T(REFBKG)调整T(REF)和T(PPP)。

(2)第二种使用功能F2

第二种使用功能F2包括一个处理元件224，该元件接收由第一使用功能F1完成的∑TCAL(PRP)的计算作为输入。处理元件224根据∑TCAL(PRP)值推导在预期的储存期间内保持所收集的血小板体积的最佳储存状态。处理元件224产生一个输出，该输出反映所述血小板需要的预定储存容器的数量Plt_Bag和血浆的体积(PPP)Plt_Med(以毫升计)，作为储存介质与血小板一起保存。

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。正如上文所证实的，∑TCAL(PRP)的值(以毫升计)与Plt_Vol相关。因此，血小板体积Plt_Vol可以∑TCAL(PRP)形式准确表达，而没有必要知道确切的血小板产量或独立地确定血小板细胞数或平均血小板体积(MPV)。

随着∑TCAL(PRP)的值增加，在储存期间血小板对氧气的需要也增加。随着∑TCAL(PRP)的值增加，支持代谢的血小板葡萄糖的消耗和由于代谢而产生的二氧化碳和乳酸也会增加。对于就表面积、厚度和材料而言的储存容器的物理特征进行选择，以便提供需要的透气性程度，以便在储存期间氧气可以进入并且二氧化碳可以排出该容器。

所述血浆储存介质含有HCO₃，它能缓冲由血小板代谢产生的乳酸，将pH保持在能维持血小板活性的水平。随着∑TCAL(PRP)的值增加，对HCO₃的缓冲作用以及储存期间更大血浆体积的要求也会增加。

A.推导Plt_Bag

储存在储存容器中的血小板的氧气的分压力pO₂(mmHg)可以相对该容器所保存的总的血小板体积Plt_Vol具有一定的渗透减少。图19是根据实验数据的曲线，该曲线表示在具有特定渗透性的储存容器中储存1天之后测定的pO₂之间的关系。图19所依据的储存容器具有大约为54平方英寸的表面积，和1000ml的容量。该容器对氧气的渗透性为194cc/100平方英寸/天，而对二氧化碳的渗透性为1282cc/100平方英寸/天。

当分压力pO₂降低到低于20mmHg时，观察到血小板开始厌氧，而乳酸副产物的体积明显增加。图19表示当Plt_Vol≤4.0ml时，特定的储存容器可以保持pO₂为40mmHg(明显高于厌氧范围)。根据上述发现，将4.0ml的体积选择作为该容器的目标体积Plt_TVol。可以用相同的方法测定其它容器的目标体积Plt_TVol。

处理元件224按照以下公式用所述目标血小板体积Plt_Tvol计算Plt_TBag：

BAG = \frac{a + b [ΣTCAL (PRP)]}{{Plt}_{TVol}} - - - - - (8)

其中：

a是y-截距，而b是通过线性回归分析得出Plt_Vol和∑TCAL(PRP)之间的曲线的斜率，如上文所述，并且如图17所示。A和b的值可以根据特定血液处理系统的工作参数而变化。在所示实施方案中，a＝0.24，而b＝0.0070，和

其中，Plt_bag是所需要的储存容器的数量：

当BAG≤1.0时Plt_bag＝1，或者

Plt_bag＝[BAG+1]，其中[BAG+1]是BAG+1量的整数部分；

例如，根据产生图17的系统，假设值∑TCAL(PRP)＝400ml(相当于Plt_vol＝3.8ml)，并假设Plt_Tvol＝4.0ml，BAG＝0.95，和Plt_Bag＝1。根据产生图17的系统，如果值∑TCAL(PRP)＝600ml(相当于Plt_vol＝4.4ml)，BAG＝1.1，而Plt_Bag＝2。

当Plt_Bag＞1时，a+b∑TCAL(PRP)的量在所需要的容器数量之间均等分配。

B.推导Plt_MED

每天所使用的HCO₃的量是储存血小板比容Tct(％)的函数，可以用以下形式表达：

Tct = \frac{{PLT}_{vol} \times MPV}{{Plt}_{Med}} - - - - - - - (9)

可以根据经验确定特定组成容器的每天消耗的HCO₃和Tct之间的关系。图20是表示产生图19的曲线的相同容器的上述关系的曲线。图20中的y-轴线表示根据该容器的Tct经验测定的每天消耗的HCO₃(以Meq/L计)。

处理元件224包括在图20中表达的数据，例如，在对照表226中示出。处理元件224以如下方式推导在储存期间每天预计的HCO₃减少ΔHCO₃：

Δ {HCO}_{3} = \frac{{Don}_{{HCO}_{3}}}{Stor} - - - - (10)

其中：

Don_HCO3是在供体血液中测定的HCO₃含量(以Meq/L计)，或者，是一个典型供体的HCO3含量，该含量被认为是10.9Meq/L±1.3，和

Stor是希望的储存间隔(以天计，通常为3-6天)。

设定ΔHCO₃，处理元件224从所述对照表226推导特定储存容器的Tct。对于产生图20的储存容器来说，大约1.35-1.5％的Tct被认为是普遍适用于6天储存间隔的大部分场合。

了解了Tct和∑TCAL(PRP)之后，使用功能F2据公式8计算Plt_MED，如下所述：

{Plt}_{Med} = \frac{a + b [ΣTCAL (PRP)]}{\frac{Tct}{100}} - - - - (11)

其中，Tct可以是根据特定储存容器的经验数据的值(如上文所述，并如图20所示)，并且不需要脱机记数或大小分类记数。

当Plt_BAG＞1时，Plt_MED被所需要的容器的数量平均分配。

本发明的各种特征在下列权利要求书中提出。

Claims

1.一种血液处理系统，包括

一个分离室组件，其将血液分离成包括血浆成分的多种成分，该血浆成分包含细胞血液成分并具有一光学密度，

一个出口通道，用于在一处理周期的期间从所述分离室组件输出一定体积的血浆成分，该血浆成分的体积包括一细胞血液成分体积，

一个传感器组件，其用于在处理周期内几个样品时间间隔期间检测所述出口通道中血浆成分的光学密度，并对每个样品时间间隔产生一个取样的不透明度值，表示所检测的光学密度，作为在相应的样品时间间隔期间所处理的递增血浆体积的函数，和

一个与所述传感器组件连接的处理元件，包括一个元件，该元件可操作以在整个处理周期求取样的不透明度值的和，并产生一积分的不透明度值，该处理元件包括一第一输出，该输出表示基于积分的不透明度值的细胞血液成分体积。

2.如权利要求1的系统，其中所述的细胞血液成分包括血小板。

3.如权利要求1的系统，

还包括一第二处理元件，该第二处理元件接收积分的不透明度值作为输入并至少部分地基于积分的不透明度值产生一第二输出。

4.如权利要求3的系统，其中所述的第二输出包括一用于储存细胞血液成分体积的参数。

5.如权利要求1的系统，其中所述的细胞血液成分体积包括一血小板体积，并且还包括一第二处理元件，该第二处理元件接收积分的不透明度值作为输入并至少部分地基于积分的不透明度值产生一第二输出，该第二输出包括用于储存血小板体积的参数。

6.如权利要求5的系统，其中所述的第二输出包括一个值，该值表示将用于所述血小板体积的所选储存容器的数量。

7.如权利要求5的系统，其中所述的第二输出包括一个值，该值表示用于所述血小板体积的储存介质的推荐体积。

8.如权利要求1的系统，其中，所述传感器组件包括一个光能的所选波长的发射器和一个所选波长的检测器。

9.如权利要求1的系统，其中，所述第一输出没有散射副作用。

10.如权利要求1的系统，其中，所述的细胞血液成分包括血小板；并且其中所述分离室组件还将血浆成分分离成一贫血小板血浆成分和一包括该血小板体积的血小板浓缩物，该贫血小板血浆成分包括一随脂类含量变化的光学密度；还包括一传感器组件，其操作以检测贫血小板血浆成分的光学密度并产生一基线光学密度值；并且其中处理元件包括一校正元件，该校正元件针对基线光学密度值校正该积分的不透明度值。

11.一种血液处理方法，包括

将血液分离成包括一血浆成分的成分，该血浆成分包含细胞血液成分并具有一光学密度，

在一处理周期的期间在一出口通道中输送一定体积的分离的血浆成分，该体积的分离的血浆成分包含一细胞血液成分体积，

在处理周期内几个样品的时间间隔期间在出口通道中检测血浆成分的光学密度，

对每个样品时间间隔产生一取样的不透明度值，该不透明度值表示检测的光学密度，作为在相应的样品时间间隔期间所处理的递增血浆体积的函数，

在整个处理期间通过求取样的不透明度值的和产生一积分的不透明度值，和

表示基于积分的不透明度值的该细胞血液成分体积。

12.如权利要求11的方法，其中还包括产生一输出的步骤，该输出至少部分地基于积分的不透明度值。