ES2348085T3

ES2348085T3 - Sistema de control y monitorizacion para el procesamiento de sangre.

Info

Publication number: ES2348085T3
Application number: ES04777466T
Authority: ES
Inventors: Christopher Fletcher; Jeremy P. Kolenbrander; Joseph A. Scibona; Jeffrey A. Steward; Lee F. Carter; James R. Ladtkow
Original assignee: Terumo BCT Inc
Current assignee: Terumo BCT Inc
Priority date: 2003-07-02
Filing date: 2004-07-01
Publication date: 2010-11-30
Anticipated expiration: 2024-07-01
Also published as: CN1809739A; EP2207024A2; CN103454192A; JP2007524838A; CN103447170B; EP2207023B1; EP1639341B1; CA2527667C; US20100012592A1; ATE472724T1; US7605388B2; CA2799683C; EP2206559B1; CA2799526C; EP2207024A3; AU2004254632A1; CA2799684C; CN103454191A; EP2206559A3; US7943916B2

Abstract

Un sistema para procesamiento de sangre que separa componentes fluidos, que comprende: un sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad (100) que tiene una cámara de separación (150) que gira alrededor de un eje de rotación central (160); una fuente de luz (110) en comunicación óptica con dicho sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad para proveer un haz de luz incidente para iluminar una región de observación (220) en dicha cámara de separación (150) de dicho sistema de procesamiento centrífugo de densidad, generando así luz transmitida, dispersada o ambas desde dicha región de observación (220); un elemento de recogida de luz (120) en comunicación óptica con dicho sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad para recoger por lo menos una porción de dicha luz desde dicha región de observación (220) y para dirigir por lo menos una porción de dicha luz de dicha región de observación hacia un detector (130); caracterizado porque el detector es un detector bidimensional (130) posicionado para recibir y detectar dicha luz desde una región de observación (220) provista por dicho elemento de recogida de luz (110), midiendo de este modo una distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz desde dicha región de observación; y caracterizado porque el detector es dicha distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz que comprende una imagen de un puerto de extracción (865) en la región de observación y la imagen de del puerto de extracción provee una medición de la composición de componentes celulares en dicho puerto de extracción (865).

Description

La recogida y el procesamiento de sangre a gran escala juegan papeles importantes en el sistema sanitario mundial. En la recogida de sangre a gran escala convencional, la sangre es extraída del donante o paciente, separada en sus diversos hemoderivados mediante centrifugación, filtración y/o elutriación y conservada en recipientes estériles para infusión futura en un paciente para uso terapéutico. Los hemoderivados separados típicamente incluyen fracciones correspondientes a glóbulos rojos, glóbulos blancos, plaquetas y plasma. La separación de la sangre en sus componentes puede realizarse continuamente durante la recogida o puede realizarse con posterioridad a la recogida en partidas, particularmente con respecto al procesamiento de muestras de sangre completa. La separación de sangre en sus diversos componentes bajo condiciones altamente estériles es crítica para la mayoría de las aplicaciones terapéuticas.

Recientemente, se han adoptado técnicas de recogida de sangre de aféresis en muchos centros de recogida de sangre a gran escala en donde se colecta un componente seleccionado y el resto de la sangre es retornado al donante durante la recogida. En la aféresis, la sangre es extraída de un donante e inmediatamente separada en sus componentes a través de métodos de procesamiento de sangre en línea. Típicamente, el procesamiento de sangre en línea se provee por centrifugación de densidad, filtración y/o técnicas de separación basadas en difusión. Uno o más de los hemoderivados separados se recogen y almacenan en recipientes estériles, mientras que los hemoderivados restantes se recirculan directamente al donante. Una ventaja de este método es que permite la donación más frecuente de un donante individual porque se recoge y purifica solamente un hemoderivado seleccionado. Por ejemplo, un donante que se somete a aféresis de plaquetas, donde las plaquetas se recogen y los hemoderivados no plaquetarios se regresan al donante, puede donar sangre con una frecuencia de una vez cada catorce días.

El procesamiento de sangre de aféresis también cumple un papel importante en un gran número de procedimientos terapéuticos. En estos métodos, la sangre es extraída de un paciente que se somete a terapia, y una fracción seleccionada es recogida mientras que el resto se regresa al paciente. Por ejemplo, un paciente puede someterse a leucoféresis antes de la radioterapia, en la que el componente de glóbulos blancos de su sangre se separa, recoge y conserva para evitar la exposición a la radiación. Alternativamente, se pueden emplear técnicas de aféresis para realizar el intercambio de glóbulos rojos en pacientes con trastornos hematológicos tales como anemia drepanocítica y talasemia, donde el componente de glóbulos rojos de un paciente es extraído y el concentrado de eritrocitos donado se provee al paciente junto con los hemoderivados restantes. Además, se puede utilizar la aféresis para efectuar una disminución terapéutica de plaquetas en pacientes que padecen trombocitosis y el intercambio terapéutico de plasma en pacientes que padecen enfermedades autoinmunitarias.

Tanto la recogida de sangre convencional como los sistemas de aféresis por lo general emplean métodos de centrifugación diferencial para separar la sangre en sus diversos hemoderivados. En la centrifugación diferencial, la sangre circula a través de una cámara de separación estéril que gira a altas velocidades de rotación alrededor de un eje de rotación central. La rotación de la cámara de separación crea una fuerza centrífuga dirigida a lo largo de ejes de rotación de separación orientados perpendiculares al eje de rotación central del dispositivo centrífugo. La fuerza centrífuga generada tras la rotación separa las partículas suspendidas en la muestra de sangre en fracciones discretas que tienen diferentes densidades. Específicamente, una muestra de sangre se separa en fases discretas correspondientes a una fracción de mayor densidad que comprende glóbulos rojos y una fracción de menor densidad que comprende plasma. Además, una fracción de densidad intermedia que comprende plaquetas y leucocitos forma una capa de interconexión entre los glóbulos rojos y el plasma. Las descripciones de los dispositivos para centrifugación sanguínea se proveen en la patente estadounidense No. 5,653,887 y en la solicitud de patente estadounidense No. 10/413,890.

Para lograr una separación de sangre continua y de alto rendimiento, se proveen puertos de extracción o recogida en la mayoría de las cámaras de separación. Los puertos de extracción son capaces de retirar material de la cámara de separación en caudales ajustables y, típicamente, se disponen en posiciones seleccionadas a lo largo del eje de separación correspondiente a los hemoderivados discretos. Para asegurar que el fluido extraído que sale de un puerto de extracción seleccionado se limite realmente a una sola fase, no obstante, deben posicionarse límites de la fase entre los hemoderivados separados a lo largo del eje de separación, de modo tal que un puerto de extracción se contacte con una sola fase. Por ejemplo, si la fracción que contiene glóbulos blancos se encuentra demasiado próxima al puerto de extracción correspondiente al plasma enriquecido con plaquetas, los glóbulos blancos pueden ingresar en la corriente de plasma enriquecido con plaquetas que sale de la cámara de separación, degradando así el grado de separación logrado durante el procesamiento sanguíneo. Si bien el procesamiento de sangre convencional mediante centrifugación es capaz de lograr una separación eficiente de hemoderivados individuales, las purezas de los componentes individuales obtenida usando este método con frecuencia no es óptima para uso en muchas aplicaciones terapéuticas. Por ejemplo, la separación por centrifugación de muestras sanguíneas no es capaz de producir de manera uniforme (99% de las veces) derivados plaquetarios separados que tengan menos de 1 x 106 glóbulos blancos cada 3 x 1011 plaquetas recogidas. La presencia de glóbulos blancos en los productos plaquetarios aumenta los riesgos de exposición vírica y complicaciones inmunológicas tras la infusión en un paciente.

Como consecuencia de la imposibilidad de lograr niveles de pureza óptimos usando separación por centrifugación sola, se ha desarrollado una serie de técnicas de separación complementarias basadas en filtración, elutriación y afinidad para lograr las purezas óptimas necesarias para el uso de hemoderivados como agentes terapéuticos. Estas técnicas, no obstante, con frecuencia reducen el rendimiento general y pueden reducir la eficacia terapéutica de los hemoderivados recogidos. Los métodos y dispositivos ilustrativos de procesamiento sanguíneo a través de métodos basados en filtración, elutriación y afinidad se describen en la patente estadounidense de serie No. 6,334,842 y en la solicitud de patente internacional de serie No. PCT/US03/117764.

La pureza de los hemoderivados extraídos usando centrifugación de densidad actualmente es limitada por el control de la posición de las capas que limitan con la fase entre los componentes separados provistos por dispositivos y métodos de centrifugación convencionales. La posición de los límites de fase a lo largo del eje de separación depende de una cantidad de variables. En primer lugar, las posiciones de los límites de fase dependen de los caudales relativos de los hemoderivados individuales fuera de la cámara de separación. En segundo lugar, las posiciones de los límites de fase dependen de la velocidad de rotación de la cámara de separación alrededor del eje de rotación central y de la temperatura de la sangre que se somete a separación. En tercer lugar, las posiciones de los límites de fase varían con la composición de la sangre que se somete a procesamiento. La composición de la muestra de sangre puede variar en gran medida de un donante a otro y/o de un paciente a otro. Además, la composición sanguínea puede variar de manera significativa como una función de tiempo en un donante o paciente determinado, especialmente a medida que la sangre se recicla a través de la cámara de separación múltiples veces. Dada la sensibilidad de la posición de los límites de fase a muchas variables que cambian de una persona a otra y durante el procesamiento, es importante monitorizar la posición de los límites de fase durante el procesamiento de la sangre para garantizar que se mantengan condiciones óptimas de separación y que se logre la pureza deseada de los hemoderivados seleccionados. Asimismo, la caracterización precisa de las posiciones de los límites de fase permite ajustar y optimizar las condiciones de separación para cambios en la composición sanguínea durante el procesamiento.

Si bien son capaces de medir la posición de uno o más límites de fase, los métodos de monitorización y control óptico convencionales para procesamiento de sangre presentan importantes limitaciones. Primero, los sistemas y métodos de monitorización óptico convencionales, tales como los descritos en las patentes estadounidenses 5,316,667 y 5,260,598, utilizan detección óptica de una dimensión o barrido óptico de una sola dimensión. Por consiguiente, estos métodos son incapaces de caracterizar las intensidades de luz transmitida y/o dispersada desde una región bidimensional o tridimensional de un dispositivo de procesamiento sanguíneo. Asimismo, estos métodos son incapaces de medir el flujo o las purezas del material celular que sale de la cámara de separación a través de un puerto de extracción seleccionado. En segundo lugar, los métodos de monitorización óptico convencionales carecen de las relaciones de señal a ruido necesarias para muchas aplicaciones de procesamiento sanguíneo, ya que las intensidades de luz caracterizadas se limitan a un solo eje óptico. Por ejemplo, los métodos de monitorización convencionales carecen de la sensibilidad necesaria para resolver de manera precisa la posición de los límites de fase entre los glóbulos blancos y otros hemoderivados debido a que los glóbulos blancos comprenden menos de 1% del volumen sanguíneo total. Por lo tanto, estos métodos no pueden proporcionar hemoderivados, como plaquetas y glóbulos rojos, con niveles de glóbulos blancos reducidos al grado necesario para evitar complicaciones inmunológicas y transmisión de virus. En tercer lugar, los métodos ópticos convencionales se limitan a geometrías ópticas fijas y son incapaces de monitorizar regiones del dispositivo centrífugo de densidad dispuesto en una pluralidad de ejes ópticos diferentes. Como consecuencia, las capacidades funcionales de los métodos ópticos convencionales para monitorizar y controlar la separación por centrifugación de densidad están verdaderamente limitadas al monitorización de la posición de los límites de fase en la cámara de separación.

Se ha de apreciar a partir de lo antedicho que existe la necesidad de métodos y dispositivos para monitorizar y controlar el procesamiento de muestras de glóbulos blancos y muestras de hemoderivados. Particularmente, se necesitan métodos y dispositivos de monitorización óptico que sean capaces de caracterizar en forma precisa la separación, extracción y recogida de hemoderivados procesados por centrifugación de densidad. A su vez, se necesitan sistemas de control y monitorización óptico multifuncionales para procesamiento de sangre que sean capaces de monitorizar simultáneamente una pluralidad de regiones correspondientes a una región de separación, una región de identificación de muestras y una región de extracción de hemoderivados. Por consiguiente, es un objeto de la presente invención proveer métodos, dispositivos y componentes de dispositivos para procesamiento de sangre que sean capaces de separación, caracterización y recogida de alto rendimiento de hemoderivados individuales, particularmente glóbulos rojos, glóbulos blancos, plasma enriquecido con plaquetas y plasma.

El documento US 5,260,598 describe la porción precaracterizante de la reivindicación 1.

La presente invención proporciona un sistema según se define en la reivindicación 1 para mejorar el procesamiento de fluidos que comprenden componentes fluidos, como sangre, hemoderivados y fluidos derivados de la sangre. El sistema de la presente invención es capaz de monitorizar y controlar la separación de sangre en componentes discretos y la recogida posterior de los componentes seleccionados. La presente invención incluye un sistema para monitorizar ópticamente el procesamiento de sangre mediante una amplia gama de técnicas de separación que incluyen centrifugación de densidad, elutriación centrífuga, filtración por forma y tamaño, cromatografía de afinidad o cualquier combinación de estas técnicas. El sistema de la presente invención es capaz de caracterizar la composición y pureza de un hemoderivado recogido y de medir el índice en el cual un hemoderivado se extrae y recoge. Además, el sistema de la presente invención es capaz de controlar el procesamiento de sangre, optimizando las condiciones de separación y extracción con el fin de lograr en forma reproducible una pureza y/o composición seleccionada deseada de un hemoderivado. La presente invención mejora el procesamiento de muestras sanguíneas estáticas o muestra sanguíneas corrientes.

En un aspecto, la presente descripción provee un sistema para mejorar la separación de sangre completa mediante centrifugación de densidad y recogida subsiguiente de hemoderivados separados, seleccionados. Particularmente, la descripción se refiere a un sistema óptico para medir distribuciones bidimensionales de intensidades de luz correspondientes a luz transmitida y/o dispersada por hemoderivados separados en una cámara de separación giratoria, particularmente una cámara de separación que tiene una célula óptica con uno o más puertos de extracción. En una realización, las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz medidas por la presente invención comprenden imágenes bi o tridimensionales de los componentes del dispositivo de un sistema centrífugo de densidad, como una cámara de separación, una célula óptica y/o uno o más puertos de extracción, y materiales dispuestos allí. Las distribuciones bidimensionales medidas de las intensidades de luz que comprenden imágenes de los componentes del dispositivo de un sistema centrífugo de densidad proporcionan información cuantitativa relacionada con importantes condiciones de operación de optimización del dispositivo de centrifugación. En primer lugar, las distribuciones bidimensionales de las intensidades de luz medidas proporcionan una medición en tiempo real in situ de la posición de uno

o más límites de fase entre los hemoderivados ópticamente diferenciables que se someten a separación. En segundo lugar, las distribuciones bidimensionales medias de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada proporcionan una medición in situ y en tiempo real de la composición de uno o más hemoderivados separados, tales como los hemoderivados separados que salen de un puerto de extracción de una célula óptica. En tercer término, las distribuciones bidimensionales medidas de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada proporcionan una medición en tiempo real e in situ del flujo de hemoderivados celulares que salen de la cámara de separación a través de uno o más puertos de extracción de una célula óptica. En cuarto lugar, las distribuciones bidimensionales medidas de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada proporcionan un medio para detectar información de identidad, como número de identificación y/o número de identificación de lote correspondiente a una muestra de sangre que se somete a procesamiento y el kit o envase que contiene la muestra sanguínea. La muestra automatizada y la identificación del lote son beneficiosas porque esta información se puede utilizar para confirmar que se seleccione y realice el procedimiento de procesamiento de sangre apropiado de una muestra determinada. Finalmente, las distribuciones bidimensionales medidas de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada proveen un medio para monitorizar la alineación de la cámara de separación en un dispositivo de procesamiento de sangre e identificar la pérdida de fluido fuera de la cámara de separación.

En un aspecto, la presente descripción se refiere a sistemas de monitorización óptico multifuncionales para un dispositivo de procesamiento de sangre, particularmente un dispositivo centrífugo de densidad. Se provee un sistema de monitorización óptico capaz de medir una distribución bidimensional de intensidades de luz transmitida y/o dispersada correspondiente a patrones de luz transmitida y/o dispersada desde una región de observación posicionada en un dispositivo centrífugo de densidad, como una región de observación correspondiente a una célula óptica de una cámara de separación. En una realización, un sistema de monitorización óptico dinámico de la presente descripción es capaz de medir una distribución bidimensional de luz dispersada y/o transmitida que comprende una imagen de una región de observación que tiene una posición que es selectivamente ajustable antes, durante y/o después del procesamiento. Alternativamente, el sistema de monitorización óptico es capaz de medir una distribución bidimensional de luz dispersada y/o transmitida correspondiente a una región de observación que tiene un tamaño selectivamente ajustable. Alternativamente, la presente descripción incluye sistemas de monitorización óptico que tienen una región de observación con posición fija seleccionada. El uso de una región de observación de posición fija provee sistemas de monitorización altamente estables capaces de generar imágenes bien reproducibles. Los sistemas de monitorización son capaces de monitorizar la posición de las capas límite entre los componentes ópticamente diferenciados, identificando y rastreando una muestra de sangre que se somete a procesamiento, detectando pérdidas y alineaciones erróneas de la cámara de separación, monitorizando la composición de los hemoderivados extraídos, monitorizando la composición de una muestra de sangre antes del procesamiento, regulando la administración de agentes anticoagulación u otros agentes de tratamiento de sangre añadidos a la muestra de sangre y caracterizando el flujo de hemoderivados celulares extraídos del dispositivo centrífugo.

En otro aspecto, la presente descripción se refiere a sistemas de control multifuncional para un dispositivo de procesamiento de sangre, particularmente un dispositivo centrífugo de densidad. Se proveen sistemas de control de retroalimentación en los que se generan y procesan distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitidas y/o dispersadas correspondientes a patrones de luz que se originan desde una región de observación en una cámara de separación, preferiblemente en tiempo real. Las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada adquiridas sirven como base para las señales de control transmitidas a diversos componentes de un dispositivo centrífugo de densidad. Estas señales de control se pueden utilizar para ajustar selectivamente las condiciones de separación de la muestra de sangre que se somete a procesamiento, como la posición de los límites de fase entre componentes ópticamente diferenciables, y la composición, purezas y caudales de componentes separados fuera del dispositivo centrífugo de densidad. En una realización preferida, las imágenes de la cámara de separación que identifican las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados separados se utilizan para seleccionar caudales de estos componentes fuera de la cámara de separación. En esta realización, pueden seleccionarse los caudales para proveer y mantener un grado deseado de separación durante el procesamiento y la extracción. En el sistema de la presente invención, se adquieren y procesan distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de uno o más puertos de extracción en tiempo real para determinar la composición y/o los flujos de material celular que sale de la cámara de separación a través de puertos de extracción. En esta realización, los flujos de componentes separados se pueden utilizar para seleccionar los tiempos y caudales de procesamiento necesarios para recolectar una cantidad seleccionada de un hemoderivado particular o se pueden utilizar para determinar el índice de retorno de un hemoderivado seleccionado a un donante o paciente en el procesamiento de sangre de aféresis. En otra realización, los caudales de hemoderivados se ajustan selectivamente para seleccionar una composición y/o pureza deseada de un hemoderivado extraído.

Un sistema de monitorización óptico ilustrativo para un dispositivo centrífugo de densidad que tiene una cámara de separación que gira alrededor de un eje de rotación central comprende por lo menos una fuente de luz, un elemento de recogida de luz y un detector bidimensional. La rotación de la cámara de separación alrededor de un eje de rotación central origina la separación de los hemoderivados en la cámara de separación de acuerdo con la densidad a lo largo de los ejes de separación giratorios orientados perpendiculares al eje de rotación central del dispositivo centrífugo. Tanto la fuente de luz como el elemento de recogida de luz se disponen de manera tal que están periódicamente en comunicación óptica con una región de observación posicionada en el dispositivo centrífugo de densidad. En una realización, la fuente de luz y el detector bidimensional están dispuestos de modo tal que una célula óptica de la cámara de separación gira periódicamente hacia adentro y hacia afuera de la región de observación. La fuente de luz es capaz de proveer un haz de luz incidente que ilumina por lo menos una porción del dispositivo centrífugo de densidad, preferiblemente una célula óptica de la cámara de separación giratoria, generando así luz que es transmitida, dispersada, o ambas cosas, por los hemoderivados que se someten a separación. Las fuentes de luz preferidas son capaces de generar un haz de luz incidente que comprende luz que tiene un intervalo de longitud de onda seleccionado que incluye, aunque sin limitarse a ello, luz visible, luz infrarroja y/o luz ultravioleta. En una realización, se provee una pluralidad de fuentes de luz capaces de iluminar una pluralidad de lados de una célula óptica de una cámara de separación.

El elemento de recogida de luz es capaz de recolectar luz de una región de observación. En una realización, la luz recolectada de la región de observación corresponde a luz que es transmitida y/o dispersada por hemoderivados que se someten a separación, luz que es transmitida y/o dispersada por componentes del dispositivo de centrifugación, como la cámara de separación, o ambos. El elemento de recogida de luz dirige la luz recolectada hacia el detector bidimensional. El detector bidimensional detecta la luz recibida del elemento de recogida de luz y mide una distribución bidimensional de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada a patrones de luz transmitida y/o dispersada. En una realización, el elemento de recogida de luz y el detector bidimensional están dispuestos de modo tal que la distribución espacial relativa de luz dispersada y/o transmitida desde la región de observación se preserva durante la recogida y detección. En una realización preferida, el detector bidimensional es también capaz de generar una o más señales de salida correspondientes a la distribución bidimensional de intensidades de luz transmitida y/o dispersada desde la región de observación. En una realización, la señal de salida se transmite a un dispositivo, como un ordenador, capaz de exhibir la distribución bidimensional de intensidades, almacenar la distribución bidimensional de intensidades y/o procesar la distribución bidimensional de intensidades. Alternativamente, la señal de salida se transmite a un dispositivo, como un ordenador, capaz de controlar los ajustes de operación del dispositivo centrífugo de densidad. En una realización preferida, la señal de salida se envía a un controlador del dispositivo que determina una serie de parámetros operativos importantes desde la distribución bidimensional de intensidades adquirida. Los controladores del dispositivo son capaces de determinar la posición de los límites de fase entre los hemoderivados ópticamente diferenciados, los flujos de materiales celulares y los materiales no celulares fuera de la cámara de separación, la composición de los hemoderivados extraídos, hematocrito, y el grado de hemólisis en una muestra de sangre. En una realización, el controlador del dispositivo también es capaz de cuantificar en tiempo real la incertidumbre en los parámetros de operación determinados desde la distribución bidimensional de las intensidades de luz dispersada y/o transmitida.

En una realización que tiene una región de observación dinámica, la posición de la región de observación en el dispositivo de procesamiento de sangre es selectivamente ajustable. En una realización ilustrativa, la posición de la región de observación se ajusta variando la posición y/o el campo de visualización del elemento de recogida de luz. Por ejemplo, en una realización el elemento de recogida de luz y el detector bidimensional se disponen de modo tal que son selectivamente posicionables a lo largo de un eje de detección posicionado ortogonal al eje de rotación central. En esta realización, la traslación del elemento de recogida de luz y el detector bidimensional a lo largo del eje de detección permite el ajuste selectivo de la posición de la región de observación a lo largo de un eje de separación del dispositivo de centrifugación. En una realización alternativa, el tamaño de la región de observación es selectivamente ajustable, por ejemplo ajustando la longitud, el ancho o el radio de la región de observación o cualquier combinación de éstos. Por ejemplo, el tamaño de la región de observación se puede ajustar variando el campo de una o más lentes o sistemas de lentes que comprenden el elemento de recogida de luz. En una realización, la capacidad de ajustar selectivamente la posición, el tamaño o ambos, de la región de observación antes, durante y después del procesamiento provee sistemas de monitorización óptico multifuncionales capaces de observar y controlar una pluralidad de importantes condiciones operativas del dispositivo.

En otro aspecto, la presente descripción comprende un sistema de monitorización y control óptico capaz de medir la posición de los límites de fase entre los hemoderivados ópticamente diferenciados. En esta realización, la región de observación está posicionada de modo tal que los límites de fase entre los componentes ópticamente diferenciados son visibles, por ejemplo una vez por rotación del dispositivo centrífugo. Por ejemplo, en una realización, un área de interconexión gira periódicamente hacia la región de observación tras la rotación de la cámara de separación. La referencia a una región de interconexión en la presente descripción se refiere a un área de la cámara de separación en la que son visibles dos o más fases separadas. Las regiones de interconexión ilustrativas se refieren a una región de la cámara de separación que tiene una o más ventanas para transmitir luz a través de los hemoderivados separados, como una célula óptica. Por ejemplo, en una realización preferida, el área de interconexión se define por una célula óptica en la que los límites de fase entre los hemoderivados ópticamente diferenciados son visibles, como el límite de fase entre los glóbulos rojos y la capa leucocítica y el límite de fase entre la capa leucocítica y el plasma. Como ejemplo, son visibles los límites de fase dentro de una capa de fase mixta, como la capa leucocítica. Por ejemplo, la presente descripción provee un medio para monitorizar el límite de fase entre una capa que contiene glóbulos blancos y una capa de plasma enriquecida con plaquetas.

En una realización preferida, la iluminación de la cámara de separación genera patrones de luz transmitida y/o dispersada desde fracciones de sangre separadas en la región de interconexión. Los hemoderivados ópticamente diferenciados generan intensidades diferentes de luz transmitida o dispersada. Por lo tanto, la detección de patrones de luz transmitida, luz dispersada, o ambas, correspondiente a una región de observación provee una medición directa de las posiciones de los límites de fase a lo largo del eje de separación de un dispositivo centrífugo de densidad. En una realización preferida, los componentes ópticamente diferenciados tienen intensidades de luz transmitida y/o dispersada que difieren en aproximadamente 30 unidades de intensidad relativa, donde una unidad de intensidad relativa refleja un intervalo de 0255 unidades de intensidad y un valor de 0 corresponde a ninguna luz detectada y un valor de 255 corresponde a una intensidad que satura el detector. En una realización ilustrativa, se provee por lo menos un marcador de calibración en la región de observación. Los marcadores de calibración tienen propiedades ópticas conocidas, tales como coeficientes de absorción, secciones transversales de dispersión, longitudes y anchos, y proporcionan puntos de referencia espacial para resolver las posiciones de los hemoderivados ópticamente diferenciables a lo largo del eje de separación. Los marcadores de calibración también proveen una referencia para optimizar el enfoque del elemento de recogida de luz y proveer un índice de brillo y/o color para calibrar las intensidades de luz medidas.

La medición de una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida en la presente invención es beneficiosa porque ofrece una medición sensible de la posición de uno o más límites de fase a lo largo del eje de separación. Por ejemplo, la adquisición de una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde una región de observación de 1,29 -2,58 cm2 (0,2 – 0,4 pulgadas2) ofrece una medición de la posición de un límite de fase precisa hasta dentro de aproximadamente 0,323 ± 0,129 mm2 (0,0005 ± 0,0002 pulgadas2).

En otra realización preferida, la presente descripción comprende un sistema de monitorización óptico capaz de proveer mediciones in situ de la composición de uno o más hemoderivados que se someten a procesamiento en un dispositivo centrífugo de densidad, tal como un hemoderivado extraído. La referencia a composición en este contexto se refiere a la cantidad, identidad y pureza de los materiales celulares, como eritrocitos, leucocitos y trombocitos, y de los materiales no celulares, como proteínas plasmáticas, en un hemoderivado determinado, como un derivado extraído. La medición de la composición de un hemoderivado seleccionado incluye, aunque sin limitarse a ello, la medición y concentración de los tipos celulares, y la pureza de una fracción separada particular o fracción mixta. Las mediciones de la composición se pueden usar para predecir el rendimiento y la calidad. Las mediciones de la composición ilustrativas son también la base de las señales de control para optimizar las condiciones de separación y extracción a fin de lograr las composiciones deseadas de uno o más componentes extraídos. En una realización, la región de observación está posicionada de modo tal que es visible por lo menos un hemoderivado separado. Por ejemplo, en una realización, una región de monitorización de la composición gira periódicamente hacia la región de observación a medida que gira la cámara de separación alrededor del eje de rotación central. La referencia a una región de monitorización de la composición en la presente descripción se refiere a una porción de la cámara de separación ocupada al menos por un componente separado, tal como un puerto de extracción de una célula óptica de una cámara de separación. En una realización, la cámara de separación está dispuesta de modo tal que tras la iluminación, la luz se transmite a través de por lo menos un componente separado para proveer una medición de la composición. La luz transmitida es recogida por el elemento de recogida de luz y detectada por el detector bidimensional. En una realización, la región de observación está posicionada para proveer una medición continua de la composición a lo largo del eje de separación. Alternativamente, el elemento de recogida de luz y el detector están posicionados de modo tal que uno o más puertos de extracción giran periódicamente hacia la región de observación a medida que gira el dispositivo centrífugo. El uso de imágenes ópticas bidimensionales permite la caracterización precisa de la composición de la muestra a lo largo de una pluralidad de ejes de separación que permiten una relación conveniente de señal a ruido que potencia la sensibilidad.

La intensidad de luz transmitida por la sangre o los hemoderivados depende de las concentraciones y propiedades ópticas de los componentes celulares y no celulares y de la longitud de luz de la vía óptica a través de la cámara de separación. Por consiguiente, la medición de un patrón de intensidades de luz transmitida a través de la cámara de separación provee una pluralidad de mediciones de la composición de un hemoderivado seleccionado. La medición de una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida en la presente invención es beneficiosa porque provee un método para medir la pureza y/o el flujo de una fracción extraída, separada, en contraste con los métodos de detección óptica de una dimensión o barrido convencionales.

La presente descripción comprende un sistema de monitorización óptico capaz de medir el flujo y/o la composición de uno o más componentes celulares que salen de un puerto de extracción de la cámara de separación, como un puerto de extracción de una célula óptica. En esta realización, la región de observación está posicionada en el dispositivo centrífugo de densidad de manera que es visible por lo menos un puerto de extracción de la cámara de separación. Por ejemplo, en una realización, por lo menos un puerto de extracción gira periódicamente hacia la región de observación a medida que gira la cámara de separación alrededor del eje de rotación central. En una realización preferida, la cámara de separación está iluminada en un modo tal que la luz se transmite a través de por lo menos un puerto de extracción. A medida que los componentes celulares pasan a través de un puerto de extracción, la luz es absorbida y/o dispersada por un componente determinado. Al monitorizar la distribución bidimensional y el perfil temporal de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada, el material celular que sale de la cámara de separación puede cuantificarse y caracterizarse por tipo como una función de tiempo. En una realización, la región de observación está posicionada de modo tal que se adquiere la distribución bidimensional de las intensidades de luz dispersada y/o transmitida, mostrando el pasaje de materiales celulares y no celulares hacia afuera de la cámara de separación, preferiblemente para algunas aplicaciones que muestran el pasaje de materiales celulares y no celulares fuera de una célula óptica de una cámara de separación. A medida que el material celular absorbe y/o dispersa luz incidente, se determina el flujo de material celular que pasa a través de un puerto de extracción seleccionado midiendo la intensidad del área de luz transmitida como una función de tiempo. En algunos casos, por ejemplo, las intensidades de luz transmitida y/o dispersada más grandes corresponden a concentraciones mayores de material celular que las intensidades de luz transmitida y/o dispersada más pequeñas. La presente invención incluye realizaciones en las que por lo menos una porción de la región de observación está posicionada de modo tal que los puertos de extracción en contacto con las fracciones separadas correspondientes a los glóbulos rojos, glóbulos blancos, plasma enriquecido con plaquetas y/o plasma rotan periódicamente hacia la región de observación.

En otro aspecto, la presente descripción comprende un sistema de monitorización óptico capaz de monitorizar la composición de una muestra de sangre antes del procesamiento de la sangre. Por ejemplo, los sistemas de monitorización óptico generan una distribución bidimensional de intensidades de luz transmitida y/o dispersada desde una o más entradas de un dispositivo de procesamiento de sangre, como las entradas de un dispositivo centrífugo de densidad. Los niveles de luz transmitida y/o dispersada por una muestra de sangre que fluye a través de la entrada provee mediciones en tiempo real de calidades importantes de la muestra de sangre entrante, como el grado de hemólisis en la muestra de sangre, hematocrito, abundancia de lípidos en la muestra de sangre y otras mediciones de la composición de la muestra. Un beneficio de este aspecto es que las mediciones de la composición de una muestra de sangre antes del procesamiento correlacionan las mediciones de la composición de la muestra de sangre al hemoderivado tomadas durante y después del procesamiento de la sangre para proveer un mejor entendimiento de un procedimiento

o terapia sanguínea seleccionada.

La presente invención incluye realizaciones en las que se mide y analiza una pluralidad de parámetros de operación del dispositivo centrífugo tras la adquisición de cada distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida. En una realización preferida, por ejemplo, la presente invención comprende un sistema de monitorización óptico capaz de determinar simultáneamente la posición de por lo menos un límite de fase entre por lo menos dos hemoderivados ópticamente diferenciables, la composición de por lo menos un hemoderivado separado y el flujo y/o la composición de uno o más hemoderivados celulares que salen de un puerto de extracción de la cámara separada. En esta realización, la región de observación está posicionada en el dispositivo centrífugo de densidad de modo tal que los límites de fase entre los componentes ópticamente diferenciados, uno o más componentes separados, una o más entradas y por lo menos un puerto de extracción son cada uno visibles tras la rotación de la cámara de separación alrededor del eje de rotación central. Una cámara de separación ilustrativa, por ejemplo, está diseñada de modo tal que los límites de fase, los puertos de extracción, puertos de entrada y los componentes separados sean fácilmente observables en una imagen provista por una distribución bidimensional individual de intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde la cámara de separación. Este aspecto funcional de la presente invención provee el monitorización simultáneo de una pluralidad de condiciones de operación de un sistema de sangre, que permiten correlaciones entre dos o más parámetros operativos que se han de analizar y utilizar para un preciso control del dispositivo. Además, los métodos de la presente descripción incluyen métodos de control de dispositivos en los que se controla un sistema de procesamiento de sangre usando señales de salida correspondientes a mediciones en tiempo real de una pluralidad de condiciones de operación de un dispositivo centrífugo de densidad. Esta capacidad funcional provee un mejor control del dispositivo con respecto al control provisto por técnicas de imágenes o barrido de una dimensión convencionales.

Las regiones de observación también incluyen regiones distintas de aquellas seleccionadas para visualizar hemoderivados separados en la cámara de separación. En una realización, la región de observación incluye una región de identificación de la muestra de sangre, como un código de barras u otra designación de la muestra. Esta realización permite la identificación y el rastreo eficientes de los hemoderivados procesados. Alternativamente, la región de observación incluye una región para detectar fugas de sangre en el dispositivo centrífugo de densidad o una región de alineación para detectar la alineación incorrecta o correcta de la cámara de separación antes, durante o después del procesamiento de sangre. Asimismo, el sistema puede detectar el derrame de un hemoderivado hacia el puerto de recogida de otro hemoderivado. En este contexto, derrame se refiere a procesos mediante los cuales cambia la posición de una capa separada en la cámara de separación de manera tal que la capa separada se pone en contacto con el orificio de un puerto de extracción correspondiente a un componente separado diferente.

En otro aspecto, la presente descripción comprende un sistema de control para un dispositivo centrífugo de densidad. En esta realización, el sistema de monitorización óptico de la presente invención está operativamente acoplado a uno o más controladores del dispositivo de centrifugación. En una realización, los controladores del dispositivo centrífugo reciben una señal de salida desde el detector bidimensional, procesan la señal de salida en tiempo real y ajustan las condiciones operativas de dicho dispositivo de centrifugación para lograr el grado deseado de separación y una composición deseada de un hemoderivado extraído. En otra realización que comprende un controlador de dispositivo de retroalimentación, el controlador del dispositivo y el sistema de monitorización óptico se acoplan operativamente en un modo mediante el cual una señal de salida correspondiente a una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersadas y/o transmitidas desde una región de interconexión que incluye uno o más límites de fase y/o uno o más puertos de extracción se envía a un controlador capaz de ajustar el caudal de uno o más hemoderivados separados fuera de la cámara de separación. En esta realización, el controlador ajusta los caudales de los hemoderivados individuales en un modo que ajusta selectivamente las posiciones de uno o más límites de fase a lo largo del eje de separación de manera tal que un puerto de extracción seleccionado se encuentra en comunicación fluida con un hemoderivado individual. De modo similar, la presente descripción incluye controladores del dispositivo de retroalimentación, donde las señales de salida correspondientes a una distribución bidimensional de intensidades de luz transmitida y/o dispersada desde la luz de uno o más puertos de extracción se envía a un controlador capaz de ajustar el caudal de uno o más hemoderivados separados desde la cámara de separación. En esta realización, el controlador ajusta los caudales de los hemoderivados individuales en un modo que logra las composiciones deseadas de las fracciones de sangre extraídas.

En otro aspecto, el sistema es capaz de medir una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida que comprende una imagen en tres dimensiones de una región de la cámara de separación ocupada por uno o más hemoderivados, como una región de un puerto de extracción. En esta realización, se recoge y detecta la luz producida tras la iluminación de una región de observación. En una realización, se genera estadísticamente una imagen tridimensional modelando la dispersión de luz por componentes celulares ubicados en diferentes capas en la región de la cámara de separación monitorizada. La generación de una imagen tridimensional es beneficiosa porque provee una medición de la composición de hemoderivados separados a lo largo de un tercer eje correspondiente a la profundidad en la cámara de separación. Esta medición es útil para caracterizar los flujos de diferentes hemoderivados hacia la cámara de separación y/o a través de los puertos de salida dispuestos en diferentes profundidades de la cámara de separación. En una realización alternativa, el sistema es capaz de medir una distribución bidimensional de intensidades de luz de materiales fluorescentes presentes en la cámara de separación. Este aspecto es capaz de generar imágenes bi o tridimensionales desde las distribuciones bidimensionales adquiridas de intensidades de luz fluorescente. En esta realización, la fluorescencia sale por iluminación con un haz de excitación.

La fluorescencia generada luego se recoge y detecta en un modo que genera imágenes bidimensionales o tridimensionales. Esta realización es especialmente útil para monitorizar y controlar la separación de materiales marcados fluorescentemente, como células o proteínas sanguíneas fluorescentemente marcadas.

En otra realización, la presente descripción provee sistemas de control para el procesamiento de sangre en un dispositivo centrífugo de muestras sanguíneas en partidas, preferiblemente muestras de sangre completa o muestras de sangre que comprenden uno o más hemoderivados contenidos en recipientes o bolsas. Los métodos y dispositivos ilustrativos para procesar muestras en partidas se describen en la solicitud estadounidense de serie No. 10/413890. En una realización, una o más muestras de sangre que residen en un recipiente de contención de fluido inicial se conectan a los rotores de un dispositivo centrífugo de densidad en un modo que permite la rotación de las muestras de sangre alrededor de un eje de rotación central. La rotación del dispositivo centrífugo genera una fuerza centrífuga que separa los componentes de la muestra de acuerdo con la densidad a lo largo de los ejes de separación giratorios orientados ortogonales al eje de rotación central. Una vez que la muestra de sangre se somete a separación, se extraen secuencialmente componentes discretos del recipiente de contención de fluido inicial mediante uno o más puertos de salida operativamente conectados a una pluralidad de recipientes receptores de fluido físicamente separados. Los componentes discretos se extraen mediante bombeo o por la introducción de un fluido inerte capaz de forzar la muestra fraccionada a salir del recipiente de contención de fluido inicial. En una realización preferida, la presente descripción provee un medio para monitorizar y controlar los caudales y las vías de fluido de hemoderivados a recipientes receptores de fluido seleccionados correspondientes a componentes extraídos.

En una realización, los sistemas de monitorización y control óptico se acoplan operativamente a un dispositivo centrífugo de muestras en partidas en un modo tal que los límites de fase entre materiales ópticamente diferenciados, la pureza y la composición de los componentes extraídos y el flujo de los componentes extraídos se monitoriza durante el procesamiento en tiempo real. Además, la presente descripción provee un medio para controlar la extracción de hemoderivados separados de manera que las fracciones discretas se pueden recoger separadamente en recipientes receptores de fluido separados. Por ejemplo, se utilizan distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersadas y/o transmitidas que comprenden imágenes del recipiente de contención de fluido inicial giratorio para seleccionar índices de bombeo fuera del recipiente de contención de fluido inicial o índices de fluido inerte hacia el recipiente de contención de fluido en un modo que asegura que solamente un componente seleccionado se dirija a un recipiente receptor de fluido seleccionado. En una realización preferida, el sistema de monitorización es capaz de monitorizar el cambio en el recipiente de un componente determinado a medida que es extraído midiendo las distribuciones bidimensionales de las intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde la cámara de separación correspondiente a los límites de fase entre componentes ópticamente diferentes o correspondiente a uno o más puertos de extracción. Un sistema de monitorización y control óptico es también capaz de cambiar el recipiente receptor de fluido en comunicación fluida con el recipiente de contención de fluido inicial tras la extracción sustancialmente completa de un componente seleccionado. Alternativamente, un sistema de monitorización y control óptico es capaz de ajustar el índice de bombeo de un componente que está siendo extraído para asegurar que no se recoja un componente adyacente en el mismo recipiente receptor de fluido. En una realización preferida, el sistema de monitorización y control óptico es capaz de generar una señal de salida que activa una válvula o grapa de múltiples canales para desviar el flujo de la muestra correspondiente a un componente adyacente hacia el recipiente receptor de fluido separado.

La recogida y el procesamiento de distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida correspondientes a una imagen de una región de observación tiene una serie de ventajas sobre los métodos de monitorización

o barrido de una dimensión convencionales aplicados a la centrifugación de muestras de sangre. Primero, las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida que comprenden imágenes de una región de observación proporcionan un medio sustancialmente mejorado para discriminar entre hemoderivados ópticamente diferenciados y medir la posición de los límites de fase entre estos hemoderivados en comparación con las mediciones de una sola dimensión. El barrido o monitorización óptico de una dimensión proporciona un perfil individual de intensidades de luz correspondiente a un eje óptico individual. En contraste, las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz esparcida y/o distribuida comprenden un patrón de intensidades de luz correspondiente a una pluralidad de ejes ópticos. Por lo tanto, cada distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida provee una pluralidad de mediciones múltiples de las posiciones de los límites de fase a lo largo de los ejes de separación. Las intensidades de luz promedio de cada eje óptico monitorizado mejora las relaciones de señal a ruido en comparación con las mediciones derivadas de mediciones de una sola dimensión por un factor de aproximadamente 10. La mejora en la relación de señal a ruido observada en el sistema ofrece mediciones más reproducibles de las posiciones relativas de los límites de fase y provee una calibración más precisa de las posiciones de límite de fase absolutas. Además, la mejora en la relación de señal a ruido provee a los presentes sistemas la capacidad de proporcionar mediciones directas de la composición y pureza de cualquier porción de una muestra de sangre, particularmente la composición y pureza de un hemoderivado separado en particular, en contraste con los métodos de barrido y formación de imágenes convencionales de una sola dimensión.

En segundo lugar, la medición de las intensidades de luz en comparación con un área de dos dimensiones reduce los problemas que surgen de la heterogeneidad en los hemoderivados separados. Los diversos componentes celulares de la sangre exhiben distribuciones de los tipos, tamaños, formas y propiedades de las células, como constantes de absorción y coeficientes de dispersión. En consecuencia, los perfiles de intensidades de luz dispersada y/o transmitida en diferentes puntos a lo largo de los ejes de separación muestran un grado sustancial de variabilidad para las distintas regiones de la cámara de separación. La recogida de luz asociada con una pluralidad de ejes ópticos hace posible los efectos de heterogeneidad en los diversos componentes celulares que se han de tratar estadísticamente. En un aspecto de la presente descripción, cada distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida se analiza estadísticamente para proveer una medida de las propiedades ópticas promedio de un hemoderivado determinado. Asimismo, el sistema provee una medición cuantitativa de las incertidumbres asociadas con las composiciones de los hemoderivados dispuestos a lo largo de la cámara de separación, lo que posibilita la caracterización precisa de la reproducibilidad en los niveles de pureza de los componentes extraídos logrados. La capacidad de caracterizar incertidumbres en los niveles de pureza logrados permite la determinación cuantitativa de aseguramiento de la calidad es útil para establecer la aprobación reguladora.

En tercer término, la recogida y detección de luz dispersada correspondiente a un área de dos dimensiones permite mediciones directas de la composición y el flujo de materiales celulares fuera de un puerto de extracción de una cámara de separación. Los hemoderivados celulares que se someten a separación son extraídos de una cámara de separación mediante puertos de extracción, que comprenden tubos que se extienden en distancias seleccionadas a lo largo del eje de separación. El flujo de derivados celulares a través del puerto de extracción no es espacialmente uniforme. En cambio, el flujo de derivados celulares por lo general exhibe no homogeneidad espacial sustancial. Por ende, para medir de forma precisa el flujo de material celular que sale de la cámara de separación en un momento determinado, se requiere un perfil de intensidades de luz transmitida a través de un área perpendicular al flujo que sale de los derivados celulares. Las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida proveen mediciones correspondientes a una pluralidad de ejes perpendiculares al flujo de material fuera de la cámara de separación. Esto proporciona un medio sensible para medir flujos y composiciones de material celular fuera de la cámara de separación. La detección bidimensional es crítica para caracterizar flujos y composiciones de material celular que salen de la cámara de separación porque dicho material típicamente se dispersa de modo no homogéneo a través de un puerto de extracción.

En cuarto lugar, la detección de luz correspondiente a un área también provee sistemas ópticos capaces de monitorizar simultáneamente una pluralidad de condiciones operativas importantes para controlar el procesamiento de la sangre. En contraste a las técnicas de monitorización óptico convencionales, el sistema es capaz de operación multifuncional, ya que la distribución bidimensional medida de intensidades de luz dispersada y/o transmitida corresponden a una pluralidad de ejes ópticos diferentes. En la presente descripción, la referencia a operación multifuncional se refiere a la capacidad de un sistema de monitorización óptico de monitorizar y/o controlar una pluralidad de condiciones operativas o experimentales importantes para la operación óptima de un dispositivo de densidad centrífuga. La capacidad de generar y analizar simultáneamente una pluralidad de mediciones desde una distribución bidimensional individual de intensidades de luz dispersada y/o transmitida es beneficiosa en la presente invención porque permite correlacionar y analizar diversas mediciones para proporcionar un mejor entendimiento de las condiciones operativas del dispositivo centrífugo durante el procesamiento de la sangre. Por ejemplo, la presente invención es capaz de monitorizar simultáneamente la posición de los límites de fase, la composición de los componentes extraídos, los flujos de los componentes fuera de los puertos de extracción, la identidad de las muestras, la presencia de fugas de hemoderivados hacia afuera de la cámara de separación o cualquier combinación de éstos. Además, la capacidad de ajustar selectivamente la posición y el tamaño de la región de observación expande las capacidades funcionales del sistema de monitorización óptico de la presente invención. Los sistemas de monitorización y control óptico capaces de operación multifuncional son beneficiosos porque reducen sustancialmente el tiempo, esfuerzo y gasto asociados con el personal que supervisa un dispositivo de procesamiento de sangre. A su vez, los dispositivos de la presente invención proveen condiciones de separación altamente reproducibles capaces de generar hemoderivados separados que tienen composiciones bien caracterizadas y altamente reproducibles, principalmente purezas. Asimismo, los sistemas de monitorización y control multifuncionales son capaces de enfrentar rápidos cambios en las condiciones de separación de la sangre y están bien diseñados para supervisar el procesamiento de muestras sanguíneas que tienen composiciones atípicas, como las muestras halladas durante procedimientos terapéuticos.

En otro aspecto, la presente descripción provee sistemas de monitorización y control óptico para procesamiento de sangre que utilizan métodos de separación distintos a la centrifugación de densidad pura, como separación en base a forma, tamaño, sedimentación velocidad, índice de difusión, características químicas de superficie o cualquier combinación de estas técnicas. Por ejemplo, el sistema es capaz de monitorizar y controlar el procesamiento de sangre mediante un procesamiento de múltiples etapas. En una realización preferida de un procesamiento de múltiples etapas, una muestra de sangre se fracciona primero en hemoderivados discretos por centrifugación de densidad. Luego, se extraen uno o más hemoderivados seleccionados del dispositivo centrífugo de densidad y se separan adicionalmente por filtración de forma y tamaño, elutriación centrífuga, cromatografía de afinidad o cualquier combinación de estos métodos. En esta realización, los sistemas de monitorización y control óptico de la presente descripción controlan el grado de separación logrado en ambas etapas.

En una realización preferida, el procesamiento en dos etapas se logra por una combinación de métodos de centrifugación de densidad y elutriación centrífuga. Los métodos y dispositivos ilustrativos para procesamiento de sangre por elutriación centrífuga se describen en la patente estadounidense No. 6,334,842. En una realización, se divide una muestra de sangre en derivados mediante centrifugación de densidad en una primera etapa y un hemoderivado seleccionado o pluralidad de hemoderivados se extrae y somete a mayor procesamiento mediante elutriación centrífuga. En una realización preferida, el componente seleccionado se introduce en un flujo de tampón de elutriación líquido y se pasa por una cámara de separación con forma de embudo ubicada en un dispositivo giratorio de centrifugación. A medida que el tampón líquido fluye a través de la cámara de separación, el líquido barre células de tamaño más pequeño y sedimentación más lenta hacia un límite de elutriación dentro de la cámara. Las células más grandes, de sedimentación más rápida, no obstante, migran hacia un área de la cámara que tiene la mayor fuerza centrífuga.

Seleccionando los índices de fluido apropiados a través de la cámara de separación con forma de embudo, se extraen separadamente células de sedimentación y células de sedimentación más lenta de la cámara de separación y se recogen posteriormente. Por lo tanto, la combinación de centrifugación de densidad y elutriación centrífuga provee un método para separar los hemoderivados en base tanto a densidad como a velocidad de sedimentación.

La presente invención es capaz de monitorizar y controlar el procesamiento de sangre de múltiples etapas. Particularmente, los sistemas de monitorización y control óptico de la presente descripción son capaces de generar una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida que comprenden imágenes de separación de sangre en la primera y segunda etapas de un dispositivo de procesamiento de sangre. Primero, el sistema de monitorización de la presente descripción es capaz de medir distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde una cámara de separación del dispositivo centrífugo de densidad, que caracterizan la composición, pureza e índice de extracción del hemoderivado seleccionado para procesamiento adicional mediante elutriación centrífuga. Además, en un aspecto las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida se utilizan para optimizar las condiciones de separación y extracción en la primera etapa para lograr una composición deseada para el procesamiento adicional en la segunda etapa. En una realización, por ejemplo, las posiciones de los límites de fase en la primera etapa se seleccionan y mantienen en un modo que minimiza la presencia de glóbulos rojos y/o blancos en un hemoderivado que contiene plaquetas seleccionado para procesamiento adicional en la segunda etapa. En segundo lugar, los sistemas de monitorización y control óptico son capaces de medir distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida que comprenden imágenes de la cámara de elutriación propiamente dicha a medida que se la hace girar alrededor del eje central de un dispositivo centrífugo. Las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde la cámara de elutriación proveen mediciones directas de la composición del hemoderivado que se somete a procesamiento adicional, que pueden compararse con las mediciones adquiridas monitorizando la separación lograda en la primera etapa para evaluar el grado de separación obtenido durante la extracción. Por ejemplo, el brillo o color de una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde una cámara de elutriación proporcionan mediciones de la composición de un hemoderivado seleccionado para mayor procesamiento, por ejemplo la abundancia de glóbulos rojos en la cámara de elutriación.

Además, las distribuciones bidimensionales de las intensidades de luz dispersada y/o transmitida proveen mediciones directas de la composición y el flujo de los subcomponentes separados en la segunda etapa. La caracterización de la composición de un subcomponente seleccionado es beneficiosa porque asegura que el subcomponente recogido sea adecuado para uso en terapias de transfusión o infusión. Por ejemplo, la presente invención es útil para métodos de leucorreducción por caracterización óptica de los subcomponentes que contienen plaquetas para asegurar que los niveles de glóbulos blancos sean lo suficientemente bajos como para evitar complicaciones tras la infusión asociada con respuestas inmunitarias no deseadas y transmisión vírica. Alternativamente, la presente invención es útil en la inmunoterapia para caracterizar subcomponentes que contienen glóbulos blancos extraídos y para optimizar las condiciones de separación en una segunda etapa a fin de minimizar los niveles de glóbulos rojos y plaquetas en el subcomponente purificado

o para recoger un tipo de glóbulo blanco particular.

El sistema de la presente invención es útil para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre distinto de la separación de sangre en derivados. Las aplicaciones de procesamiento ilustrativas capaces de ser monitorizadas y controladas por el sistema incluyen, aunque sin limitarse a ello, lavado de hemoderivados, reducción de patógenos y eliminación de patógenos, desglicerolización de glóbulos rojos y adición de hemoderivados y/o agentes de procesamiento sanguíneo a muestras de sangre.

En otro aspecto, el sistema de la presente invención es capaz de detectar la aparición y grado de hemólisis de los glóbulos rojos durante el procesamiento de sangre, particularmente la centrifugación. La hemólisis puede ocurrir durante el procesamiento de sangre cuando el movimiento de la muestra de sangre genera una degradación que da lugar a la liberación de hemoglobina. Tras su liberación, la hemoglobina migra a hemoderivados menos densos, como el derivado que contiene plasma. La liberación y migración de hemoglobina libre a hemoderivados de densidad inferior puede ser ópticamente monitorizada, ya que la hemoglobina absorbe la luz fuertemente en la región visible del espectro, particularmente en el intervalo de longitud de onda de aproximadamente 500 nm a aproximadamente 600 nm y, por lo tanto, disminuye las intensidades de luz detectadas. Por consiguiente, las distribuciones bidimensionales medidas de intensidades de luz dispersada y/o transmitida pueden utilizarse para determinar la absorción de luz en este intervalo de longitud de onda para caracterizar el grado de hemólisis durante el procesamiento de sangre. En estas mediciones, la gran absorción en el intervalo de longitud de onda de 500 nm a 600 nm corresponde a condiciones de separación que resultan en hemólisis sustancial. Además, en una realización dichas mediciones se utilizan como base de las señales de control para optimizar las condiciones de flujo en un dispositivo de procesamiento de sangre a fin de minimizar la aparición de hemólisis. En una realización, el hemoderivado de baja densidad se ilumina tanto con luz verde como con luz roja, y la luz transmitida, la luz dispersada, o ambas, se recogen y detectan correspondientes a cada color de iluminación. Una comparación de las intensidades de luz dispersada y/o transmitida correspondientes a cada color de iluminación provee una medición precisa del grado de hemólisis en la muestra.

La invención también se ilustra a través de la siguiente descripción, ejemplos, dibujos y reivindicaciones.

La Fig. 1 es un dibujo esquemático que muestra un sistema de monitorización y control óptico de la presente invención. La Fig. 2 es un dibujo esquemático que muestra una vista lateral de un elemento de recogida de luz y el detector bidimensional que se utiliza en la presente invención. La Fig. 3 es un dibujo esquemático que muestra una vista frontal en corte de un elemento de recogida de luz y el detector bidimensional que se utiliza en la presente invención. La Fig. 4 es un dibujo esquemático que muestra una vista superior en planta de una configuración de montaje que provee el ajuste selectivo de la posición del elemento de recogida de luz y el detector bidimensional. La Fig. 5 es un dibujo esquemático que muestra las regiones de observación de los sistemas de monitorización de la presente invención. La Figura 6 es una vista superior en planta de una célula óptica de una cámara de separación que muestra una región expandida ilustrada en las Figuras 6A y 6B. Las Figuras 6A y 6B muestran representaciones esquemáticas de imágenes generadas por el sistema de la presente invención de la región expandida que se muestra en la Figura 6 que tienen una muestra de sangre humana dividida en hemoderivados. Las imágenes de las Fig. 6A y 6B ilustran la capacidad del sistema de la presente invención de monitorizar y controlar la posición de los límites de fase entre hemoderivados separados. En las Figuras 6A y 6B, los triángulos representan esquemáticamente glóbulos blancos y plaquetas, los círculos representan esquemáticamente glóbulos rojos y áreas que tienen líneas que esquemáticamente representan plasma. La Fig. 7 muestra imágenes de la cámara de separación giratoria de un dispositivo centrífugo de densidad generadas por el sistema de la presente invención. La imagen de la Figura 7 incluye una región de monitorización del límite de fase y una región de monitorización del puerto de extracción de glóbulos blancos. El análisis de la imagen de la Fig. 7 provee una medición de la composición y el flujo de material celular fuera de la cámara de separación. En la Figura 7, los triángulos representan esquemáticamente los glóbulos blancos y plaquetas, los círculos representan glóbulos rojos y áreas que tienen líneas que representan plasma. La Fig. 8 muestra la conducta temporal de las posiciones del límite de fase medido (dos curvas inferiores) y las intensidades de luz transmitidas a través de la región de monitorización del puerto de extracción (dos curvas superiores) durante la recogida de glóbulos blancos. La Figura 8A muestra promedios variables de 50 puntos correspondientes. Los rombos pintados (designados Píxeles de glóbulos rojos) corresponden a la posición del límite de fase entre el componente que contiene glóbulos rojos y la capa leucocítica, los cuadrados abiertos (designados Píxeles de Plaquetas) corresponden a la posición del límite de fase entre el componente que contiene plaquetas y la capa leucocítica, los triángulos pintados (designados Herramienta del Puerto de Extracción N° 1) corresponden a las intensidades transmitidas medianas a través de una primera región de monitorización de flujo y los marcadores X (designados Herramienta del Puerto de Extracción N° 2) corresponden a las intensidades transmitidas medianas a través de una segunda región de monitorización de flujo. La Fig. 9 muestra una serie de trazados de las concentraciones de glóbulos blancos observadas como una función de la intensidad mediana de luz transmitida a través de la segunda región de monitorización de flujo (marcadores X, marcadores + y marcadores -) correspondiente a las velocidades de rotación (RPM) indicadas en la leyenda. También se muestran en la Figura 9, trazados del hematocrito del material extraído como una función de la intensidad mediana de luz transmitida a través de la segunda región de monitorización de flujo (marcadores rombo, marcadores cuadrados y marcadores triángulo) correspondiente a las velocidades de rotación (RPM) indicadas en la leyenda. La Fig. 10 muestra un trazado de la concentración de glóbulos blancos en el material extraído como una función de la posición del límite de fase (en términos de altura de píxeles de la imagen recogida) entre el componente que contiene glóbulos rojos y la capa leucocítica correspondiente a las velocidades de rotación (RPM) indicadas en la leyenda. La Fig. 11 muestra una representación esquemática de un sistema de control maestro subordinado inteligente ilustrativo capaz de controlar el procesamiento de sangre. La Figura 12 provee un diagrama de flujo esquemático que ilustra un procedimiento automático controlado por ordenador para un dispositivo de procesamiento centrífugo de densidad. La Figura 13 es un diagrama esquemático que muestra relaciones arquitectónicas del Subsistema APC y el Driver de Control. La Figura 14 es un diagrama esquemático que muestra relaciones arquitectónicas del Procedimiento de Control y el Subsistema APC. La Figura 15 muestra relaciones arquitectónicas ilustrativas del APC Executive con el Driver APC, el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes y los componentes APC dentro del Subsistema de Control. La Figura 16 es un diagrama esquemático que provee un diagrama de estado para la tarea del analizador de datos de imágenes. La Figura 17 muestra una arquitectura ilustrativa del componente del Driver APC. La Figura 18 muestra un diagrama de estado de alto nivel ilustrativo para una tarea del Driver del APC. La Figura 19 muestra una arquitectura ilustrativa de un componente del Motor de Procesamiento de Imágenes del APC. La Figura 20 provee un diagrama de estado ilustrativo para una tarea de un analizador de imágenes. La Fig. 21A provee un diagrama esquemático de una vista lateral rotada de una célula óptica de la presente invención útil para monitorizar el procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad.

La Fig. 21B provee una vista transversal de un diseño de puerto de extracción ilustrativo. La Fig. 21C provee una vista transversal de un diseño de puerto de extracción alternativo, en el que el primer puerto de extracción y el segundo puerto de extracción tienen cada uno espacios internos axiales que tienen un perfil transversal rectangular. La Fig. 22 es una vista superior de un sistema de monitorización y control óptico de la presente invención adecuado para el procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad. La Fig. 23 es una vista en corte correspondiente al eje en corte 1200 indicado en la Figura 22. La Fig. 24 es una vista lateral del sistema de monitorización y control óptico ilustrado en las Figuras 22 y 23. La Fig. 25 provee un diagrama esquemático de una vista lateral explotada de una fuente de led pulsada inferior. La Fig. 26 muestra un diagrama de flujo funcional que representa un método para sincronizar pulsos de luz generados por ajustes de demora del activador y el activador de las fuentes de LED pulsada superiores e inferiores. La Fig. 27 provee trazados de mediciones de la concentración de glóbulos blancos (marcadores cuadrados) y hematocrito (marcadores rombo) de un hemoderivado separado que pasa a través de un puerto de extracción como una función de la intensidad medida promedio de luz transmitida a través del puerto de extracción.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN

Haciendo referencia a los dibujos, los números similares indican elementos similares y el mismo número que aparece en más de un dibujo se refiere al mismo elemento. Asimismo, en lo sucesivo, se aplicarán las siguientes definiciones:

El término "luz" y la expresión "radiación electromagnética" se utilizan como sinónimos y se refieren a ondas de campos eléctricos y magnéticos que también exhiben conducta de tipo partícula. La luz útil para el sistema de la presente invención incluye rayos gamma, rayos X, luz ultravioleta, luz visible, luz infrarroja, microondas, ondas de radio o cualquier combinación de éstos.

"Profundidad de campo" se refiere a la zona de agudeza aceptable en una fotografía y/o imagen que se extiende delante y detrás del plano del sujeto. La profundidad de campo se puede caracterizar cuantitativamente como el intervalo de distancias reproducidas en una fotografía y/o imagen sobre el cual la imagen no es inaceptablemente menos nítida que la parte más nítida de la imagen. La expresión "profundidad de campo" tiene como objetivo ser interpretada coherentemente con el significado de esta expresión según lo entienden los expertos en la técnica. Un elemento de recogida de luz puede caracterizarse en términos de su profundidad de campo.

"Ópticamente diferenciable" se refiere a diferencias en las características ópticas de dos o más materiales iluminados. Los materiales ópticamente diferenciables pueden tener diferentes coeficientes de absorción, coeficientes de extinción, sección eficaz de dispersión, longitudes de onda de excitación de fluorescencia, longitudes de onda de excitación de fosforescencia, longitudes de onda de emisión o cualquier combinación de estas características. Dado que las características ópticas de la mayoría de los materiales dependen de la longitud de onda, los materiales pueden ser ópticamente diferenciables cuando son iluminados por luz que tiene un intervalo de longitud de onda seleccionado. Los materiales ópticamente diferenciables ilustrativos incluyen, aunque sin limitarse a ello, eritrocitos, eosinófilos, basófilos, monocitos, linfocitos, granulocitos, plaquetas (trombocitos), plasma proteínas y plasma. Los materiales ópticamente diferenciables ilustrativos también incluyen materiales que comprenden un dispositivo de procesamiento de sangre o recipiente de muestra de sangre, como materiales poliméricos tales como plásticos, metales y vidrio.

"Flujo de material celular que sale de la cámara de separación" se refiere a la cantidad de células, como eritrocitos, leucocitos, trombocitos o cualquier combinación de éstos, que cruza un área de definición, como el área transversal de un puerto de extracción de un dispositivo de procesamiento de sangre, como un dispositivo centrífugo de densidad, cámara de separación de elutriación o dispositivo de separación por filtración, por tiempo unitario. El flujo de material celular puede expresarse en unidades de: (número de células) cm-2 s-1 .

"Comunicación óptica" se refiere a la orientación de dos o más elementos de modo que la luz es capaz de propagarse desde un elemento hacia otro. Los elementos pueden estar en comunicación óptica mediante uno o más elementos adicionales como reflectores, lentes, acopladores de fibra óptica, guías de onda o cualquier combinación de éstos. En una realización de la presente invención, una o más fuentes de luz y un elemento de recogida de luz pueden posicionarse en comunicación óptica con una región de observación en un dispositivo de procesamiento de sangre, como un dispositivo centrífugo de densidad. En esta realización, por lo menos una porción de luz de una o ambas fuentes de luz se dirige a una región de observación y el elemento de recogida de luz está posicionado de modo tal que es capaz de recoger por lo menos una porción de luz dispersada, transmitida, o ambas, desde la región de observación.

"Elemento de recogida de luz" se refiere a un dispositivo o componente de dispositivo que recoge luz y la distribuye en un modo deseado. Los elementos de recogida de luz que se utilizan en la presente invención son capaces de recoger por lo menos una porción de luz transmitida, luz dispersada o ambas generada tras la iluminación de una región de observación en un dispositivo de procesamiento de sangre. Los elementos de recogida de luz ilustrativos son capaces de recoger luz en un modo que genera una imagen de una región de observación en un detector de dos dimensiones. Los elementos de recogida de luz de la presente invención incluyen, aunque sin limitarse a ello, lentes de foco fijo, lentes esféricas, lentes cilíndricas, lentes asféricas, lentes de ángulo ancho, lentes de zoom, lentes cóncavas, lentes convexas, lentes bicóncavas, lentes biconvexas, sistemas de lentes que comprenden una pluralidad de lentes, guías de onda, acopladores de fibra óptica, reflectores, espejos esféricos, espejos asféricos, prismas, aperturas, lentes, o cualquier combinación o equivalente de éstos. Los elementos de recogida de luz son capaces de dirigir luz recogida hacia otro dispositivo óptico o componente de dispositivo, como un detector bidimensional. Los elementos de recogida de luz incluyen por lo menos un sistema de lente que tiene un campo selectivamente ajustable de vista y/o longitud focal. Los elementos de recogida de luz pueden ser trasladable a lo largo de un eje de detección, que es perpendicular a un eje de rotación central.

"Campo de visualización" se refiere a la distribución angular de rayos de luz que son recogidos y detectados por un sistema de detección óptica, como un elemento de recogida de luz en comunicación óptica con un detector de dos dimensiones. El campo de visualización de un sistema de imágenes bidimensional de la presente invención es la porción de un objeto iluminado o una pluralidad de objetos que se representa en una imagen de dos dimensiones. Los sistemas de detección óptica pueden tener un campo fijo de visualización o un campo de visualización selectivamente ajustable.

"Procesamiento de sangre" se refiere a la manipulación de una muestra de sangre o su derivado, para realizar un cambio en composición. El procesamiento de sangre incluye métodos para separar sangre o su derivado en derivados o subderivados, leucorreducción, inactivación de patógenos, filtración de sangre, oxigenación de sangre y hemoderivados, diálisis, purificación o depuración de sangre, eliminación de patógenos, calentamiento de sangre y hemoderivados, lavado de hemoderivados y desglicerolización de glóbulos rojos. La presente descripción provee métodos mejorados para procesamiento de sangre en los que una muestra de sangre

o su derivado se dividen en derivados o subderivados en base a densidad, tamaño, índice de difusión, velocidad de sedimentación, propiedades químicas de superficie o combinaciones de estas características.

"Región de observación" se refiere a una porción iluminada de un objeto o pluralidad de objetos que genera luz transmitida, luz dispersada o ambas, donde por lo menos una de las cuales es recogida por un elemento de recogida de luz y detectada por un detector bidimensional. En realizaciones preferidas de la presente invención, la región de observación está posicionada en un dispositivo de procesamiento de sangre, componente de un dispositivo de procesamiento de sangre, como una célula óptica, o un recipiente para muestras de sangre. El tamaño y la posición de la región de observación se determinan por el campo de visualización del elemento de recogida de luz, la posición del elemento de recogida de luz del dispositivo de procesamiento de sangre, el área del detector bidimensional y la posición del detector bidimensional con respecto al elemento de recogida de luz. En una realización, el tamaño, la forma y la posición de la región de observación se ajustan selectivamente controlando la posición del elemento de recogida de luz con respecto al dispositivo de procesamiento de sangre y el campo de visualización del elemento de recogida de luz. En una realización de la presente invención, uno o más límites de fase entre los componentes ópticamente diferenciables son visibles en la región de observación. En otra realización preferida, por lo menos un componente separado es visible en la región de observación. En otra realización preferida, por lo menos un puerto de extracción es visible en la región de observación.

"Región de interconexión" se refiere a una región del dispositivo de separación de sangre donde son visibles dos o más fases ópticamente diferenciables. Por ejemplo, en una realización el área de interconexión está definida por una región de la cámara de separación donde es visible el límite de fase entre un componente que contiene glóbulos rojos y un componente que contiene plasma. En otra realización, el área de interconexión está definida por una región de la cámara de separación donde el límite de fase "entre un componente que contiene glóbulos rojos y un componente que contiene una fase mixta de glóbulos blancos y plaquetas y el límite de fase entre el componente que contiene una fase mixta de glóbulos blancos y plaquetas y el componente que contiene plasma son visibles. En otra realización, el límite de fase entre un componente que contiene glóbulos blancos y un componente que contiene plaquetas es visible. En la presente invención, una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida desde una región de interconexión provee una medición de la posición de una o más capas de límite a lo largo de una pluralidad de ejes de separación. En una realización ilustrativa, la región de interconexión es una célula óptica de una cámara de separación.

"Región de monitorización de una composición" se refiere a una porción del dispositivo de procesamiento de sangre ocupado por al menos una fase separada. Por ejemplo, la región de monitorización de la composición puede definirse por una región de una cámara de separación en un dispositivo centrífugo de densidad donde se transmite luz a través de una o más fases discretas en la cámara de separación tras la iluminación de un haz de luz incidente. Ya que la transmisión de luz a través de un compuesto separado depende de la identidad y la concentración de material celular y no celular, la luz dispersada de monitorización, la luz transmitida, o ambas, desde una región de monitorización de la composición provee una medición de la identidad, concentración, tipo de célula, pureza de por lo menos un componente o cualquier combinación de éstos. En una realización ilustrativa, la región de monitorización de la composición es un puerto de extracción en célula óptica de una cámara de separación.

"Muestra de sangre" y "sangre" se utilizan indistintamente para hacer referencia a sangre completa, uno o más hemoderivados, componentes sanguíneos o cualquier combinación de éstos. "Hemoderivado" y "componente sanguíneo", tal como se emplean en esta invención incluyen hemoderivados celulares, hemoderivados no celulares y combinaciones de hemoderivados celulares y no celulares. Los hemoderivados celulares ilustrativos incluyen, aunque sin limitarse a ello, eritrocitos (glóbulos rojos), leucocitos (glóbulos blancos) y trombocitos (plaquetas) y combinaciones de estos materiales. Los leucocitos comprenden monocitos, granulocitos, agranulocitos, linfocitos. Los hemoderivados no celulares ilustrativos incluyen, aunque sin limitarse a ello, plasma, sales y minerales disueltos y proteínas de plasma. Un hemoderivado puede además fraccionarse en subcomponentes sanguíneos.

“Detector bidimensional" se refiere a cualquier detector capaz de medir una distribución bidimensional de de intensidades de luz dispersada y/o transmitida, como una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida correspondientes a una imagen de una porción o componente de un sistema de procesamiento de sangre. Los detectores bidimensionales ilustrativos miden distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida que comprenden imágenes de una región de observación en una cámara de separación de un sistema de procesamiento de sangre. Opcionalmente, los detectores bidimensionales generan una o más señales de salida que son recibidas por otro componente del dispositivo como entrada. Los detectores bidimensionales preferidos incluyen, aunque sin limitarse a ello, un dispositivo acoplado a carga (CCD), una ordenación de fotodiodos bidimensional, una ordenación fotoconductora bidimensional, una ordenación piroeléctrica bidimensional, una cámara digital, un detector de un semiconductor de óxido de metal complementario (CMOS), una pluralidad de fotodiodos y una pluralidad de tubos fotomultiplicadores. Los detectores bidimensionales pueden medir una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida correspondientes a una imagen monocromática o una imagen a color. En una realización, los detectores bidimensionales tienen la capacidad de detectar selectivamente luz correspondiente a un intervalo de longitud de onda seleccionado. En una realización, los detectores bidimensionales miden una pluralidad de distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida correspondientes a una pluralidad de intervalos de longitud de onda seleccionados, como los intervalos de longitud de onda correspondientes a luz roja, luz verde y luz azul.

"Eje de separación" se refiere al eje a lo largo del cual los hemoderivados que tienen diferentes intensidades se separan en un dispositivo centrífugo de densidad. A medida que una cámara de separación gira alrededor de un eje de rotación central en un dispositivo centrífugo de densidad, la fuerza centrífuga es dirigida a lo largo de los ejes de separación. Por consiguiente, una pluralidad de ejes rota alrededor del eje de rotación central de un dispositivo centrífugo. En una realización preferida, los métodos de monitorización ópticos de la presente descripción son capaces de medir las posiciones de uno o más límites de fase entre componentes ópticamente diferenciables a lo largo del eje de separación.

"Flujo" se refiere al índice en el cual el material celular, material no celular, o ambos, cruzan un plano de definición. El flujo puede expresarse mediante la siguiente

-2 -1

unidad: (número de X) cmsdonde X es un hemoderivado celular o un hemoderivado no celular. En una realización preferida, los métodos de monitorización óptico son capaces de medir el flujo de derivados celulares incluyendo, aunque sin limitarse a ello, glóbulos rojos, neutrófilos, eosinófilos, basófilos, monocitos, linfocitos, plaquetas o cualquier combinación de éstos, a través de un puerto de extracción de una cámara de separación.

"Imagen" se refiere a una representación visual de uno o más patrones de luz que se originan en una región de observación. Las imágenes de la presente invención pueden ser imágenes bidimensionales o tridimensionales. La presente invención provee un sistema mediante el cual una distribución bidimensional medida de intensidades de luz dispersada y/o transmitida provee una imagen correspondiente a una región de observación, como una región de observación posicionada en una cámara de separación y/o célula óptica de un dispositivo centrífugo de densidad. Las imágenes generadas por el sistema de la presente invención corresponden a luz dispersada, transmitida, o ambas, de uno o más componentes que se someten a centrifugación de densidad, como los componentes de una muestra de sangre. Alternativamente, las imágenes generadas por el sistema de la presente invención corresponden a luz dispersada, transmitida, o ambas, desde una región del dispositivo centrífugo propiamente dicho, como la célula óptica de una cámara de separación. Las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida y las imágenes medidas por el sistema de la presente invención se pueden utilizar para determinar la posición de los límites de fase entre los componentes ópticamente diferenciables a lo largo de un eje de separación, la composición de componentes seleccionados, el flujo y la composición de materiales celulares o no celulares fuera de la cámara de separación, la identidad de una muestra de sangre y la identidad del kit o recipiente que contiene una muestra de sangre.

"Resolución" se refiere en general a la capacidad de una medición óptica para ilustrar una imagen que comprende patrones de luz que se originan en una región de observación. Cuanto mayor sea la resolución, más nítida será la imagen. La resolución de una medición óptica bidimensional comúnmente se expresa en términos de número de píxeles en los ejes horizontal y vertical mediante las siguientes ecuaciones:

imagen1

donde Ph y Pv son el número de píxeles que se extienden a lo largo de los ejes horizontal y vertical, respectivamente, y Lh y Lv son las longitudes de la imagen a lo largo de los ejes horizontal y vertical, respectivamente. El sistema de monitorización

5 óptico de la presente invención es capaz de generar imágenes de alta resolución de una región de observación.

"Epi-iluminación" se refiere a la iluminación de un objeto y a la generación de luz dispersada. En la epi-iluminación, la luz se dirige al objeto a lo largo de un eje de iluminación que es diferente del eje óptico mediante el cual se recoge y detecta la luz

10 dispersada. "Paralelo" se refiere a una geometría en la que dos superficies son equidistantes entre sí en todos lo puntos y tienen la misma dirección o curvatura. Sustancialmente paralelo se refiere a una geometría en la que las desviaciones angulares del paralelismo absoluto tienen menos de 10 grados, y preferiblemente

15 menos de 0,5 grados para algunas aplicaciones. La presente descripción incluye células ópticas para procesamiento de sangre que comprenden una pluralidad de superficies ópticas posicionadas en planos sustancialmente paralelos.

En la siguiente descripción, se exponen numerosos detalles específicos del sistema de la presente invención con el fin de proveer una explicación completa de la 20 naturaleza precisa de la invención. Será obvio, no obstante, para los expertos en la técnica que la invención puede llevarse a cabo sin detalles específicos. La referencia en la memoria a "una realización preferida", "una realización más preferida" o "una realización ilustrativa" significa que un patrón, estructura o característica particular

expuesto o descrito en relación con la realización se incluye en por lo menos una realización de la invención. La referencia a "realización preferida", "una realización más preferida" o "una realización ilustrativa" en las diversas partes de la memoria no se refiere necesariamente a la misma realización.

La presente invención provee un sistema para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre, preferiblemente por centrifugación de densidad, elutriación centrífuga y/o filtración. En particular, la presente invención provee un sistema de monitorización óptico multifuncional capaz de medir distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida que comprenden imágenes correspondientes a una región de observación, que es particularmente útil para lograr la separación eficaz de la sangre en componentes individuales y para la recogida subsiguiente de componentes separados.

La Figura 1 ilustra esquemáticamente una realización ilustrativa del sistema de monitorización óptico de la presente invención capaz de medir una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida correspondientes a patrones de luz que se originan en una región de observación en una cámara de separación. El sistema de monitorización ilustrado 100 comprende la fuente de luz 110, el elemento de recogida de luz 120 y un detector bidimensional 130. La fuente de luz 110 es una comunicación óptica con un dispositivo centrífugo de densidad 140 que comprende una cámara de separación 150 que gira alrededor de un eje de rotación central 160. La rotación alrededor del eje de rotación central 160 resulta en la separación de una muestra de sangre en la cámara de separación en hemoderivados discretos a lo largo de una pluralidad de ejes de separación giratorios orientados ortogonales al eje de rotación central 160. En una realización preferida, la cámara de separación 150 se mantiene en una llenadora circular (no se muestra en la Figura 1), que es también capaz de girar alrededor del eje de rotación central 160. En una realización, una llenadora comprende un disco que tiene una muesca circular interna en la que se posiciona y sujeta la cámara de separación. Durante la operación del dispositivo centrífugo de densidad, la llenadora está operativamente conectada a un medio de rotación de modo que tanto la llenadora como la cámara de separación giran alrededor del eje de rotación central 160. En la representación esquemática que se muestra en la Figura 1, la muestra de sangre se separa hacia una fase de densidad superior externa correspondiente a un componente de glóbulos rojos 170, una fase de densidad intermedia correspondiente a un componente que contiene glóbulos blancos y plaquetas (p. ej., capa leucocítica) 180 y una fase interna de densidad inferior correspondiente a un componente de plasma enriquecido con plaquetas 190.

La fuente de luz 110 provee un haz de luz incidente 200, que ilumina una región de observación 220 en la cámara de separación 150, preferiblemente en un modo que genera luz dispersada y/o transmitida desde una muestra de sangre que se somete a separación. En una realización, la fuente de luz 110 es capaz de generar un haz de luz incidente, de la cual una porción se transmite a través de por lo menos un hemoderivado que se somete a separación en una cámara de separación 150. Por lo menos una porción de luz dispersada y/o transmitida 210 desde la región de observación 220 es recogida por el elemento de recogida de luz 120. El elemento de recogida de luz 120 es capaz de dirigir por lo menos una porción de la luz recogida 210 hacia el detector bidimensional 130. El detector bidimensional 130 detecta los patrones de luz dispersada y/o transmitida 210 desde la región de observación, midiendo así las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida. En una realización ilustrativa, las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz dispersada y/o transmitida comprenden imágenes correspondientes a patrones de luz que se originan en la región de observación 220. En una realización, las imágenes son imágenes monocromáticas, que proveen una medición del brillo de los hemoderivados separados a lo largo del eje de separación. Alternativamente, las imágenes son imágenes a color, que proveen una medición de los colores de los hemoderivados separados a lo largo del eje de separación. La región de observación 220 está posicionada en una porción del dispositivo centrífugo de densidad 140, preferiblemente en la cámara de separación 150. En la realización ilustrativa de la Figura 1, los hemoderivados separados y los límites de fase entre los hemoderivados ópticamente diferenciados son visibles en la región de observación 220. En una realización, la región de observación está posicionada en una célula óptica de la cámara de separación que tiene ventanas para transmitir luz incidente a través de la muestra de sangre que se somete a procesamiento. En una realización preferida alternativa, uno o más puertos de extracción (no se muestran en la Figura 1) son visibles en la región de observación 220. En otra realización, la región de observación 220 está posicionada en la parte superior de la cámara de separación 150 de modo tal que pueden verse las fugas de la muestra de sangre y/o la alineación incorrecta de la cámara de separación o llenadora. En otra realización alternativa, la región de observación 220 está posicionada en una porción de la cámara de separación, de modo tal que la composición de un hemoderivado separado puede monitorizarse directamente. Por ejemplo, un sistema de monitorización de la presente invención provee un método para caracterizar el tipo de componente celular recogido y contar la cantidad de células extraídas de la cámara de separación como una función de tiempo. Alternativamente, el sistema de monitorización se dispone de modo tal que la concentración de hemoderivados no celulares, como proteínas de plasma sanguíneo, se mide directamente. En otra realización, la región de observación 220 se dispone de modo tal que se obtiene una pluralidad de mediciones de cada distribución bidimensional medida de intensidades de luz dispersada y/o transmitida.

Opcionalmente, la región de observación 220 puede también iluminarse mediante una fuente de luz de epi-iluminación 230, que está posicionada en el mismo lado de la cámara de separación que el elemento de recogida de luz y el detector bidimensional. La fuente de luz de epi-iluminación 230 está posicionada de modo tal que genera un haz incidente 240 que es dispersado por la muestra de sangre y/o el dispositivo centrífugo. Una porción de la luz de la fuente de luz de Epi-iluminación 230 es dispersada por la cámara de separación y recogida por el elemento de recogida de luz 120 y detectada por el detector bidimensional 130, midiendo así una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida.

En una realización, el detector bidimensional 130 es también capaz de generar señales de salida correspondientes a las distribuciones bidimensionales medidas de intensidades y/o imágenes de luz dispersada y/o transmitida. En la realización ilustrativa que se muestra en la Figura 1, el detector bidimensional 130 está operativamente conectado a un controlador del dispositivo de centrifugación 225 capaz de recibir las señales de salida. En una realización, el controlador del dispositivo de centrifugación 225 exhibe las distribuciones de intensidad medidas, almacena las distribuciones de intensidad medidas, procesa las distribuciones de intensidad medidas en tiempo real, transmite señales de control a diversos componentes ópticos y mecánicos del sistema de monitorización y del dispositivo centrífugo o cualquier combinación de éstos. En una realización preferida, el controlador del dispositivo centrífugo 225 está operativamente conectado al dispositivo centrífugo 140 y es capaz de ajustar condiciones operativas seleccionadas del dispositivo centrífugo de densidad, como los caudales de los componentes celulares y no celulares fuera de la cámara de separación, la posición de uno o más límites de fase a lo largo de los ejes de separación, la velocidad de rotación de la cámara de separación alrededor del eje centra 160, la infusión de los agentes de coagulación u otros agentes de procesamiento de sangre a la muestra de sangre, o cualquier combinación de éstos.

Como se muestra en la Figura 1, el controlador del dispositivo de centrifugación 225 puede también estar operativamente conectado a la fuente de luz 110 y/o a la fuente de luz de epi-iluminación 230. En esta realización, el controlador del dispositivo de centrifugación 225 y/o el detector bidimensional 130 son capaces de generar señales de salida para controlar las condiciones de iluminación. Por ejemplo, las señales de salida del detector bidimensional pueden utilizarse para controlar el ritmo de los pulsos de iluminación, las intensidades de iluminación, la distribución de las longitudes de onda de iluminación y/o la posición de la fuente de luz 110 y/o la fuente de luz de epi-iluminación 230. Como también se muestra en la realización ilustrada en la Figura 1, el controlador del dispositivo de centrifugación y el detector bidimensional tienen comunicación bidireccional. En esta realización, el controlador del dispositivo centrífugo envía señales de control al detector bidimensional 130 para ajustar selectivamente el tiempo de exposición del detector, la amplificación del detector y para alternar entre imágenes monocromáticas y a color.

La Figura 2 muestra un dibujo esquemático de una vista lateral de un elemento de recogida de luz 120 y un detector bidimensional 130 de la presente invención. El detector bidimensional comprende una cámara digital 300, una apertura 310 y un sistema de lente con foco de cierre 312, que están dispuestos a lo largo de un eje óptico 313. La luz que se origina en la región de observación, por ejemplo luz que se propaga sustancialmente paralela al eje de imágenes ópticas 313, es recogida por el sistema de lente con foco de cierre 312 y dirigida hacia la cámara digital 300. En la realización ilustrativa que se muestra en la Figura 2, el sistema de lente con foco de cierre 312 comprende un elemento de lente con zoom 315, un elemento de lente con foco de cierre 320 y un elemento de lente con foco 325. El uso de un sistema de lente con foco de cierre 312 es beneficioso debido al gran intervalo de campos de visualización provisto. Opcionalmente, el elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130 comprenden también uno o más espaciadores 330.

El uso de una apertura 310 en esta realización es beneficioso porque permite que la exposición de la cámara a luz transmitida o dispersada sea selectivamente permitida o no a medida que gira la cámara de separación. Además, el uso de una apertura es beneficioso porque es útil para controlar el tiempo de exposición de luz del detector. El tamaño de la apertura puede variar. Debido a que la cámara de separación gira a una velocidad de rotación conocida, la selección correcta del tiempo de apertura permite que la posición del área de observación en la cámara de separación se ajuste selectivamente con gran precisión, preferiblemente dentro de 0,1 mm o mejor. El uso de una apertura es también beneficioso porque provee el control preciso de los tiempos de exposición del detector necesarios para medir las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de alta calidad de una región de observación.

Haciendo referencia a la realización ilustrada en la Fig. 1, un elemento de recogida de luz 120, el detector bidimensional 130, o ambos, pueden disponerse de modo tal de ser movibles, por ejemplo a lo largo de un primer eje de detección 250, orientado ortogonal al eje de rotación central del dispositivo centrífugo. El movimiento del elemento de recogida de luz 120 en una dirección a lo largo del eje de detección 250 ajusta la posición de la región de observación 220 en el dispositivo centrífugo de densidad. En otra realización, el elemento de recogida 120 también es capaz de movimiento en una dirección a lo largo de un segundo eje de rotación (no se muestra) que es ortogonal al primer eje de detección 250. La presente invención también incluye una realización en la que la fuente de luz 110, la fuente de luz de epiiluminación 230, o ambas, son también capaces de movimiento en un modo como para optimizar la iluminación y posterior detección de luz transmitida y/o dispersada desde la región de observación selectivamente ajustable.

La Figura 3 (no dibujada a escala), muestra una vista en corte de una realización ilustrativa que tiene un elemento de recogida de luz 120 y un elemento detector bidimensional 130 capaces de traslación a lo largo del eje de detección 250. En la realización que se ilustra en la Figura 3, el detector bidimensional 130 y el elemento de recogida de luz 120 están soportados por un ensamblaje de grúa elevadora 400.

El sistema de monitorización 395 tiene barras de deslizamiento 405 para montar a un dispositivo centrífugo de densidad y está equipado con una placa inferior de vidrio transmisivo 407 que separa los componentes del sistema de monitorización del dispositivo centrífugo de densidad. La placa inferior de vidrio óptico 407 es sustancialmente transparente a la luz que se origina en la región de observación y protege el elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130 del polvo, sedimentos y hemoderivados derramados. Opcionalmente, se puede proveer un aro de montaje 397 para amortiguar las vibraciones que se originan por la rotación del dispositivo centrífugo, que pueden causar la alineación incorrecta del detector bidimensional 130 y el elemento de recogida luz 120.

La incorporación del ensamblaje de grúa elevadora motorizada 400 permite la traslación del detector bidimensional 130 y el elemento de recogida de luz 120 a lo largo del eje de detección 250. Como se muestra en la Figura 3, el ensamblaje de grúa 400 se monta en las barras de soporte con guías de rueda 410, que están montadas en la parte superior de muros divisorios 420. Los muros divisorios 420 proveen un soporte para el ensamblaje de grúa 400 y también sirven para minimizar la detección indeseada de luz de fondo. El ensamblaje de grúa 400 es impulsado por un motor de avance gradual selectivamente ajustable 430 y un codificador de rotación digital 435 capaz de proveer incrementos posicionales de alta resolución, por ejemplo incrementos de aproximadamente 10 micrómetros o menos.

El sistema de monitorización está también equipado con una fuente de luz de iluminación 110 para iluminar el dispositivo centrífugo de densidad. En la realización que se muestra en la Figura 3, la fuente de luz 110 está soportada por el ensamblaje de grúa elevadora 400. Un haz de luz incidente es generado por la fuente de luz 110 y dirigido a través del panel inferior de vidrio 407 hacia el dispositivo centrífugo de densidad. Alternativamente, la fuente de luz 110 también incluye uno o más reflectores (no se muestra) para proveer iluminación desde debajo del dispositivo centrífugo de densidad. El haz de luz incidente es transmitido y/o dispersado por el dispositivo centrífugo de densidad y una porción de la luz que se traslada sustancialmente paralela al eje de imágenes ópticas 313 es recogida por el elemento de recogida de luz 120 y detectada. En una realización preferida, la fuente de luz 110 comprende una pluralidad de fuentes de diodo que emiten luz.

La Figura 4 ilustra otra configuración de montaje que provee movimiento del elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130. Como se ilustra en la Fig. 4, el elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130 están montados en un brazo 600, que está operativamente conectado a un accionador 610. El brazo 600 es capaz de rotar a lo largo de una vía de arco 620 tras la acción del accionador 610. Como se muestra en la Fig. 4, el movimiento a lo largo de la vía de arco 620 traslada el elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130 en un intervalo de regiones de la cámara de separación 150. Opcionalmente, el elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130 pueden estar soportados por una superficie de soporte de baja fricción operativamente conectada a la llenadora (no se muestra) que sostiene la cámara de separación en su lugar. El montaje a la llenadora o cuba o recipiente es particularmente ventajoso para procesamiento de partidas o para separación en bolsas u otros recipientes. El elemento de recogida de luz 120 y el detector bidimensional 130 pueden también montarse en una cubierta del dispositivo centrífugo. Una ventaja de la configuración de montaje que se muestra en la Figura 4 es que es menos susceptible a vibraciones y distorsiones espaciales introducidas tras la traslación que otros sistemas de monitorización que proveen traslación del elemento de recogida de luz y el detector.

La Figura 5 muestra una pluralidad de regiones de observación provistas por un sistema de monitorización óptico de la presente invención que tienen un elemento de recogida de luz y dos detectores bidimensionales capaces de traslación a lo largo de un eje de detección 313 orientado perpendicular al eje de rotación central de un dispositivo centrífugo de densidad 700. Los cuadrados que se muestran en la Figura 5 representan diversos campos de visualización provistos por la presente invención correspondientes a una diversidad de posiciones del elemento de recogida de luz y el detector bidimensional a lo largo de un eje de detección 313. Los cuadrados que tienen las mismas áreas pero diferentes puntos centrales corresponden a posiciones distintas del elemento de recogida de luz y el detector a lo largo del eje de detección. Los cuadrados que tienen áreas diferentes pero los mimos puntos centrales corresponden a diferentes campos de visualización para las posiciones de un elemento de recogida de luz seleccionado y un detector a lo largo del eje de detección. Se prefiere un campo de visualización más pequeño para algunas aplicaciones porque proporciona imágenes de resolución superior de una región de observación. Alternativamente, se prefiere un campo de visualización más grande para algunas aplicaciones, ya que provee una región de observación más expansiva. La región de rayado sencillo 704 representa regiones adicionales del dispositivo centrífugo de densidad 700 que pueden caracterizarse ópticamente ajustando selectivamente el tiempo de iluminación y el tiempo de exposición del detector tras la rotación de la cámara de separación alrededor del eje de rotación central.

Los cuadrados 705, 706 y 707 representan distintos campos de visualización que se logran para la primera configuración de detección en la que el elemento de recogida de luz y el detector bidimensional están posicionados distales al centro 710 del dispositivo centrífugo de densidad 700. Si bien el campo de visualización 705 ofrece imágenes que capturan un área pequeña del dispositivo centrífugo de densidad 700, el campo de visualización 705 provee imágenes que tienen una resolución superior que los campos más amplios de visualización 706 y 707. Los cuadrados 710, 711 y 712 son campos de visualización correspondientes a una segunda configuración de detección en donde el elemento de recogida de luz y el detector bidimensional están posicionados próximos al centro 710 del dispositivo centrífugo de densidad 700. Los cuadrados 715, 716 y 717 son campos de vista correspondientes a una tercera configuración de detección en la que el elemento de recogida de luz y el detector bidimensional están posicionados a lo largo del eje de detección 313 y situados a una distancia intermedia del centro 710 del dispositivo centrífugo de densidad 700.

La selección del tiempo de exposición de luz del detector, la posición del campo de visualización y el área del campo de visualización proporcionan control selectivo de la posición de la región de observación en el dispositivo de procesamiento de sangre. La referencia al tiempo de exposición del detector se refiere al tiempo durante el cual el detector está expuesto a la luz transmitida y/o dispersada. El tiempo de exposición de luz del detector determina la orientación angular de la cámara de separación giratoria al momento en que se mide una distribución bidimensional de intensidades de luz transmitida y/o dispersada. En una realización, el tiempo de exposición del detector se controla activando la apertura y cierre de una apertura, activando iluminación pulsada y/o mediante ajustes de la entrada del detector en la cámara digital propiamente dicha. Como se muestra en la Figura 5, el uso de un detector bidimensional provee sistemas de monitorización capaces de monitorizar grandes regiones de un dispositivo centrífugo de densidad.

Las fuentes de luz comprenden cualquier dispositivo capaz de generar uno o más haces incidentes para iluminar una región de observación en el dispositivo centrífugo de densidad. Las fuentes de luz ilustrativas comprenden una lámpara individual o una pluralidad de lámparas situadas como para iluminar un lado individual

o múltiples lados de un dispositivo centrífugo de densidad. Las fuentes de luz que se emplean en la presente invención incluyen, aunque sin limitarse a ello, diodos emisores de luz y ordenaciones de fuentes de luz de diodos emisores de luz, lámparas con destellos de xenón, lámparas de filamento, láseres pulsados, láseres de ondas continuas y lámparas fluorescentes. Se prefiere el uso de fuentes de luz de diodos emisores de luz para algunas aplicaciones porque son capaces de generar pulsos de iluminación precisamente marcados en tiempo. Se prefiere el uso de una lámpara con destellos de xenón para algunas aplicaciones porque provee intensidades de luz muy altas. Las fuentes de luz preferidas generan un haz de luz incidente que tiene una intensidad sustancialmente uniforme. En una realización, las fuentes de luz generan un haz incidente que tiene un intervalo de longitud de onda seleccionado y una intensidad seleccionada. En una realización, las fuentes de luz comprenden también conductos o guías de onda de luz de fibra óptica capaces de controlar el área de iluminación en el dispositivo de procesamiento de sangre.

En una realización preferida, el sistema de monitorización óptico de la presente invención comprende una pluralidad de fuentes de luz, cada una capaz de generar un haz de luz incidente que tiene un intervalo de longitud de onda diferente. En una realización, por ejemplo, el sistema de monitorización óptico de la presente invención comprende una combinación de cualquiera de los siguientes: fuente de luz blanca, fuente de luz roja, fuente de luz verde y fuente de luz azul. El uso de una combinación de fuentes de luz que tienen diferentes intervalos de longitud de onda es beneficioso para discriminar y caracterizar fracciones de sangre, ya que las constantes de absorción y los coeficientes de dispersión de hemoderivados celulares y no celulares varían con la longitud de onda. Por ejemplo, un componente que contiene glóbulos rojos se distingue fácilmente del componente que contiene plasma enriquecido por plaquetas por iluminación con luz que tiene longitudes de onda en el intervalo de aproximadamente 500 nm a aproximadamente 600 nm porque el componente de glóbulos rojos absorbe la luz en esta longitud de onda significativamente más fuertemente que el componente que contiene plasma enriquecido con plaquetas. A su vez, el uso de fuentes de luz de múltiples colores para iluminación provee un medio para caracterizar el tipo de glóbulos blancos en un hemoderivado extraído. Dado que los distintos tipos de glóbulos blancos poseen diferentes perfiles transversales de absorción y dispersión en diferentes longitudes de onda, el monitorización de luz transmitida y/o dispersada de un hemoderivado que contiene glóbulos blancos provee un medio para distinguir los distintos tipos de glóbulos blancos en un hemoderivado y cuantificar la abundancia de cada tipo de célula.

Las fuentes de luz proporcionan un haz de luz incidente continua o un haz de luz incidente pulsada. Las fuentes de luz pulsada son capaces de alternarse en un modo sincrónico con la rotación de la cámara de separación para proporcionar distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada correspondientes a una región de observación que tiene sensores de posición sustancialmente fijos usando sensores, interruptores u otros tipos de cooperación conocidos. Alternativamente, las fuentes de luz pulsadas pueden configurarse de modo tal que pueden alternarse de forma asincrónica con la rotación de la cámara de separación proporcionando distribuciones bidimensionales de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada correspondientes a regiones de observación diferentes para cada rotación completa. Esta realización alternativa provee un método para ajustar selectivamente la ubicación de la región de observación y, por ende, sondear diferentes regiones de la cámara de separación. En una realización, la activación de pulsos de iluminación se basa en la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo o puede basarse en la posición angular de la cámara de separación según lo detectado por métodos ópticos o electrónicos conocidos en la técnica. En una realización preferida, la activación es provista por pulsos activadores generados por el controlador del dispositivo centrífugo y/o el detector bidimensional.

Un sistema de iluminación también incluye una o más placas de apertura capaces de proveer un área de iluminación seleccionada en un dispositivo de procesamiento de sangre o su derivado. En una realización preferida, una placa de apertura está posicionada entre la fuente de luz y la muestra de sangre que se somete a separación. En esta realización, la placa de apertura enmascara áreas de la cámara de separación donde la exposición a las fuentes de luz provoca luz dispersada no deseada. En algunos casos, la reducción de luz dispersada indeseada detectada por el detector bidimensional reduce el ruido y, en consecuencia, mejora la relación de señal a ruido y la calidad de la imagen. Las placas de apertura están típicamente integradas a una llenadora que mantiene la cámara de separación en su sitio durante la rotación. En esta realización, la placa de apertura rota con la cámara de separación. También se pueden incorporar filtros y polarizadores ópticos al sistema de iluminación de la presente invención para proporcionar haces de iluminación que tienen propiedades ópticas seleccionadas, como intensidad, potencia, intervalo de longitud de onda y estado de polarización. También se pueden incorporar difusores al sistema de iluminación para proveer haces de iluminación espacialmente uniformes, como se conoce en la técnica.

Los elementos de recogida de luz incluyen cualquier dispositivo capaz de recoger y transmitir luz en un modo que genera una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida de la luz de una región de observación. Los elementos de recogida de luz preferidos que colectan y transmiten luz en un modo que genera una distribución bidimensional de intensidades de luz dispersada y/o transmitida comprenden una imagen de la región de observación. En una realización, el elemento de recogida de luz incluye por lo menos un sistema de lente con foco fijo. Alternativamente, el elemento de recogida de luz incluye por lo menos un sistema de lente de longitud focal variable que provee longitud focal selectivamente ajustable, proporcionando así un campo de visualización selectivamente ajustable. La recogida de luz con un sistema de lente que provee longitud focal ajustable ofrece sistemas de monitorización en los que el tamaño y la forma de la región de observación pueden ajustarse selectivamente. En una realización ilustrativa, los elementos de recogida de luz de la presente invención son capaces de proveer un campo de visualización seleccionable en el intervalo de aproximadamente 1 cm2 a aproximadamente 10 cm2. La capacidad de ajustar el campo de visualización provee sistemas de monitorización óptico en los que la resolución de la imagen generada puede cambiarse y optimizarse para una aplicación o medición determinada.

Los detectores bidimensionales del sistema de la presente invención comprenden cualquier dispositivo o componente de dispositivo capaz de detectar uno

o más patrones de luz que se originan en un área bidimensional o región tridimensional. En el nivel más esencial, los detectores bidimensionales comprenden una pluralidad de detectores de luz discreta distribuidos en un área de dos dimensiones. En una realización preferida, un detector bidimensional es capaz de medir distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de alta calidad. La referencia a imágenes de alta calidad en la presente descripción se refiere a la capacidad de generar con alta resolución de buena reproducibilidad, preferiblemente para algunas aplicaciones de más de 20 píxeles por milímetro y más preferiblemente para algunas aplicaciones de más de 50 píxeles por milímetro, imágenes de la región de observación, que exhiben alta relación de señal a ruido, preferiblemente para algunas aplicaciones de más de 10 y más preferiblemente para algunas aplicaciones de más de 100. En una realización, la calidad de la imagen se optimiza por ajuste selectivo de las intensidades de iluminación, el tiempo de exposición del detector, la amplificación del detector y la posición de la fuente de luz, el elemento de recogida de luz y el detector.

En una realización, un detector bidimensional es capaz de generar una imagen monocromática correspondiente al brillo de una región de observación en un dispositivo centrífugo de densidad, u otro dispositivo de procesamiento de sangre o componente de un dispositivo. En una realización ilustrativa, el detector bidimensional es capaz de detectar luz en un intervalo de longitud de onda total utilizado para iluminación. Alternativamente, los detectores comprenden también uno o más filtros ópticos capaces de transmitir luz de una distribución de longitud de onda seleccionada y capaces de prevenir la transmisión de luz que tiene otras longitudes de onda. El uso de filtros ópticos es beneficioso para disminuir el efecto de luz dispersada de fondo indeseada y diferenciar y/o caracterizar hemoderivados separados. La presente descripción incluye métodos en los que las imágenes se proveen usando películas fotosensibles.

En una realización, los detectores bidimensionales son capaces de generar una imagen a color correspondiente a una observación en un dispositivo centrífugo u otro dispositivo de procesamiento de sangre. Por ejemplo, las imágenes a color son útiles para caracterizar el grado de hemólisis durante el procesamiento de sangre, ya que la hemoglobina tiene una fuerte absorción característica en el intervalo de longitud de onda de 500 nm -600 nm. Además, las imágenes a color son útiles para determinar la concentración de glóbulos rojos o glóbulos blancos en un hemoderivado separado y/o extraído. En una realización, el detector bidimensional es capaz de alternar entre imágenes a color y monocromáticas, preferiblemente para algunas aplicaciones en una base de marco a marco.

Las cámaras de separación de un dispositivo centrífugo ilustrativas de la presente invención son cámaras de flujo continuo o cámaras desechables estáticas de un volumen constante. Las cámaras de separación de flujo ilustrativas tienen una célula óptica con una o más superficies ópticas para transmitir luz y pueden tener uno

o más puertos de extracción para extraer un hemoderivado seleccionado. De manera óptima, los puertos de extracción se encuentran cerca de o en el plano focal del elemento de recogida de luz. Se prefiere el posicionamiento de los puertos de extracción en el plano focal porque mejora la medición de los flujos de material celular y no celular fuera de la cámara de separación. Las cámaras de separación pueden incluir uno o más damas posicionadas próximas a los puertos de extracción para facilitar la extracción selectiva de hemoderivados separados que tienen impurezas reducidas que surgen de componentes adyacentes. El uso de damas en el procesamiento de sangre a través de centrifugación de densidad se conoce en la técnica y se describe en las patentes estadounidenses 6,053,856; 6,334,842 y 6,514,189.

Las cámaras de separación pueden además incluir uno o más marcadores de calibración para cuantificar la posición absoluta de los límites de fase a lo largo de los ejes de separación. Los marcadores de calibración preferiblemente están situados en el plano focal del elemento de recogida de luz y pueden ser cualquier objeto o superficie capaz de reconocer y caracterizar fácilmente cuando se forma la imagen en el detector de dos dimensiones. El uso de marcadores de calibración puede corregir cambios en la alineación óptica causados por la rotación inducida por vibración y fluctuaciones en el instrumento. Los marcadores de calibración facilitan el procesamiento de imágenes, permitiendo que un algoritmo de ordenador determine la ubicación precisa y las dimensiones físicas de una región de observación correspondiente a una imagen generada o elementos de una región de observación. Por ejemplo, los marcadores de calibración indican la posición absoluta de los límites de fase entre los hemoderivados separados en una región de observación. Los marcadores de calibración también proveen un medio para establecer y mantener el foco correcto del elemento de recogida de luz para asegurar que se obtengan imágenes de alta calidad. Asimismo, los marcadores de calibración proveen un medio para calibrar el brillo o el color absoluto de píxeles en una imagen de dos dimensiones. En una realización ilustrativa, el marcador de calibración es el borde de la cámara de separación o el borde de un componente de dispositivo llenador que sujeta la cámara de separación en su sitio. Alternativamente, el marcador de calibración es una serie de barras que tienen un espesor, brillo y/o color conocido.

Las cámaras de separación que se emplean en la presente invención pueden estar hechas de cualquier material lo suficientemente transparente como para permitir la iluminación eficiente de una muestra que se somete a centrifugación. Las cámaras de separación útiles para algunas aplicaciones comprenden una célula óptica que tiene una o más superficies ópticas para transmitir luz. En una realización preferida, la cámara de separación está hecha de un material polimérico tal como cloruro de polivinilo. Las cámaras de separación preferidas tienen superficies ópticas altamente pulidas, como ventanas capaces de transmitir un haz de iluminación con gran uniformidad espacial. Las cámaras de separación pueden también ser recipientes flexibles o recipientes de separación desechables anulares.

En otra realización de la presente invención, el sistema de monitorización óptico incluye una pluralidad de elementos de recogida de luz y detectores bidimensionales. Por ejemplo, en una realización ilustrativa, los pares de elementos de recogida de luz y los detectores están situados para monitorizar distintas regiones de observación. Alternativamente, los pares de elementos de recogida de luz y detectores pueden configurarse para detectar luz que tiene diferentes intervalos de longitud de onda que se originan en la misma región de observación.

En una realización, los controladores del dispositivo de centrifugación comprenden un dispositivo o componente de dispositivo como un ordenador o procesador capaz de recibir una señal de salida del detector bidimensional y afectar las condiciones de separación del dispositivo centrífugo de densidad. En una realización preferida, los controladores del dispositivo de centrifugación son capaces de ajustar selectivamente la posición de uno o más límites de fase a lo largo de los ejes de separación. En una realización, por ejemplo, los controladores del dispositivo de centrifugación ajustan la posición de los límites de fase variando los caudales de uno o más hemoderivados seleccionados fuera de la cámara de separación. Esto se puede lograr a través del uso de bombas, como bombas peristálticas, para efectuar el movimiento a través de tubos. Se pueden proveer bombas de entrada capaces de forzar material fuera de la cámara de separación. En otra realización, el controlador de dispositivo de centrifugación es capaz de apagar el dispositivo centrífugo tras recibir una distribución bidimensional de intensidades de luz que comprenden una imagen que indica una fuga de hemoderivados fuera de la cámara de separación, una alineación errónea de la cámara de separación, un coágulo en los puertos de extracción o condición similar. En otra realización, el controlador del dispositivo centrífugo es capaz de regular la infusión de un agente sanguíneo, como un agente anticoagulante, a la muestra de sangre que se somete a procesamiento. Alternativamente, el controlador del dispositivo de centrifugación comprende un medio para controlar el índice de bombeo de material fuera de la cámara de separación en un modo capaz de eliminar coágulos en los puertos de extracción. Por ejemplo, tras recibir una señal de salida correspondiente a una distribución bidimensional de intensidades de luz que comprenden una imagen que indica un coágulo de plaquetas en un puerto de extracción de plasma, un controlador de un dispositivo centrífugo es capaz de depurar automáticamente el coágulo reduciendo el nivel de glóbulos rojos mediante la disminución del índice de bombeo de la bomba de plasma y luego acelerando rápidamente el índice de bombeo de la bomba de plasma para forzar el coágulo hacia afuera del puerto de extracción. Alternativamente, el controlador del dispositivo centrífugo es capaz de ajustar selectivamente la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo.

El sistema de monitorización óptico de la presente invención puede integrarse a un sistema de procesamiento de sangre, como los sistemas descritos en la patente estadounidense de serie No. 5,653,887. En una realización, el sistema de monitorización actúa para proveer al controlador del sistema la información relevante para el procesamiento de sangre o procedimiento terapéutico en tiempo real. Un sistema de monitorización de la presente invención es capaz de ajustar las condiciones de iluminación y detección necesarias para lograr las distribuciones bidimensionales de las intensidades de luz correspondientes a las imágenes de la más alta calidad ótica. En una realización, el sistema de monitorización se encuentra en comunicación bidireccional con el controlador del dispositivo y es capaz de recibir datos de entrada que definen un procedimiento de procesamiento de sangre seleccionado o de un paciente que se somete a tratamiento. Dichos datos pueden incluir la pureza de los hemoderivados que se separarán y extraerán, la identidad de los hemoderivados que se recogerán, la identidad de los hemoderivados que se regresarán al paciente, la cantidad de un hemoderivado particular que se recogerá, o cualquier combinación de éstos. Los datos de composición del fluido entrante también pueden utilizarse para calcular otra información deseada como los rendimientos pronosticados y el tiempo anticipado de una recogida o procedimiento deseado.

La presente invención provee un sistema de monitorización y control óptico para dispositivos de procesamiento de sangre, especialmente útil para procesamiento mediante centrifugación de densidad. Como reconocerán los expertos en la técnica, todos los dispositivos, elementos de dispositivos y equivalentes de dispositivos se encuentran dentro del alcance de la presente invención. La invención provee un sistema para monitorizar y controlar la posición de los límites de fase en una cámara de separación giratoria con mejor sensibilidad que los métodos de monitorización óptico convencionales. Además, la presente descripción provee sistemas de monitorización y control óptico multifuncionales capaces de monitorizar y controlar diversas condiciones operativas de un dispositivo centrífugo de densidad. Éstas y otras variaciones de los presentes sistemas de monitorización y control óptico se encuentran dentro del alcance de la invención reivindicada. Por consiguiente, se debe entender que la descripción detallada, las realizaciones, los dibujos y ejemplos que se exponen aquí tienen como fin ser solamente ilustrativos y no representan en modo alguno limitaciones al alcance de la invención.

Será obvio para el experto en la técnica que los métodos, dispositivos, elementos de dispositivos, materiales, procedimientos y técnicas distintos de aquellos descritos específicamente en este documento pueden aplicarse a la práctica de la invención como se describe ampliamente en esta memoria sin experimentación indebida. Todos los equivalentes funcionales conocidos en la técnica del sistema específicamente descrito en este documento tienen como fin ser abarcados por la presente invención.

Ejemplo 1: Monitorización de la posición de los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables que se someten a centrifugación de densidad

La capacidad del sistema de la presente invención de monitorizar y controlar la posición de los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables se verificó mediante estudios experimentales. Específicamente, es una meta de la presente invención proveer un sistema de monitorización y control óptico capaz de medir precisamente la posición de uno o más límites de fase a lo largo de los ejes de separación de una cámara de separación de un aparato de procesamiento de sangre centrífugo de densidad. Además, es una meta de la presente invención proveer un sistema de monitorización y control óptico capaz de ajustar selectivamente la posición de uno o más límites de fase a lo largo del eje de separación de una cámara de separación para lograr la separación y extracción óptimas de los hemoderivados.

Para lograr las metas anteriormente mencionadas, las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de una célula óptica que contiene sangre humana que se somete a centrifugación de densidad se midieron para estudiar una diversidad de condiciones de flujo de extracción. El sistema de monitorización y control óptico evaluado comprende una fuente de luz, un sistema de lente con foco de cierre y una cámara digital, dispuestos como se ilustra en las Figuras 1 y 2. La fuente de luz es una combinación de una lámpara xenón y diodos emisores de luz que proporciona haces incidentes que comprenden luz blanca dirigida a través de una célula óptica con ventanas de la cámara de separación. Esta configuración proporcionó iluminación tanto de la parte superior como de la parte inferior de la célula óptica con ventanas. La cámara digital es un cámara DVT de 1/3 pulgada convencional en la industria fabricada por DVT. La cámara digital y el conjunto de lentes están posicionados encima de la cámara de separación de modo que los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables pueden verse a medida que la célula óptica gira hacia la región de observación. Las distribuciones bidimensionales de luz transmitida y dispersada que comprenden imágenes a color de dos dimensiones se adquirieron en rotación alternas de la cámara de separación. La iluminación y la configuración del detector empleadas proporcionaron un campo de visualización horizontal de aproximadamente 32 mm, un campo de visualización vertical de aproximadamente 24 mm, una resolución horizontal de aproximadamente 19,4 píxeles mm-1 y una resolución vertical de aproximadamente 19,4 píxeles mm-1. Como será obvio para el experto en la técnica, los componentes ópticos ilustrativos y las configuraciones descritas antes son solo un modo de generar, recoger y detectar patrones de luz correspondientes a una región de observación, y las disposiciones de las lentes y el detector funcionalmente equivalentes tienen como fin estar dentro del alcance de la presente invención.

El dispositivo centrífugo está equipado con una cámara de separación de una sola etapa con una célula óptica que tiene una pluralidad de puertos de extracción transmisivos. Se entiende que la cámara de separación podría también ser de dos etapas con puertos de extracción en diferentes posiciones en la cámara de separación. También la cámara de separación podría estar formada por múltiples cámaras conectadas por tubos. Como será obvio para las personas con experiencia en la técnica, podrían usarse otros aparatos centrífugos conocidos. La cámara de separación está también equipada con marcadores de calibración para cuantificar las posiciones de los límites de fase absolutos a lo largo de los ejes de separación y para cuantificar las intensidades de luz transmitida correspondientes a hemoderivados separados. La cámara de separación se mantiene en su sitio mediante una llenadora circular que gira alrededor del eje central del dispositivo centrífugo de densidad. La llenadora está además provista con marcadores de calibración. La célula óptica está equipada con tres puertos de extracción que terminan en la cámara de separación en distancias seleccionadas a lo largo del eje de separación. Los tres puertos de extracción corresponden a un componente de plasma, una capa leucocítica y un componente de glóbulos rojos. El primero y segundo puertos de extracción correspondientes al componente de plasma y la y la capa leucocítica, respectivamente, están operativamente conectados a bombas peristálticas capaces de establecer un caudal de extracción fuera de la cámara de separación seleccionada en

-1 -1

el intervalo de aproximadamente 0,1 cm3 ma aproximadamente 250 cm3 m. Las bombas peristálticas conectadas al dispositivo centrífugo de densidad son controladas por un ordenador, que está en comunicación bidireccional con la cámara digital. Los glóbulos rojos salen del puerto de extracción mediante un flujo establecido por la fuerza centrífuga y la bomba de entrada.

La Figura 6 es una vista en planta superior de una célula óptica 1100 de una cámara de separación que muestra una región expandida 1101 ilustrada en las Figuras 6A y 6B. La Figura 6A muestra una representación esquemática de una imagen generada por el sistema de la presente invención de la región expandida 1101 que tiene allí una muestra de sangre humana separada en hemoderivados. El caudal de entrada de la muestra de sangre a la cámara de separación fue 75 ml min-1 y los caudales de glóbulos rojos y componentes de plasma fuera de la cámara de separación fueron 53 cm3 min-1 y 20 cm3 min-1, respectivamente. La imagen de la Figura 6A incluye una región de monitorización del límite de fase 725, una región de calibración 726 y un puerto de extracción 865 que tiene un orificio 727. Visible en la región de monitorización del límite de fase 725 está el componente que contiene glóbulos rojos 730, un componente de plasma 732 y una capa leucocítica de fase mixta 734 que tiene tanto glóbulos blancos como plaquetas. Un primer límite de fase estable 736 entre el componente que contiene glóbulos rojos 730 y una capa leucocítica 734 y un segundo límite de fase estable 738 entre la capa leucocítica 734 y un componente de plasma de baja densidad 732 son ambos visibles en la región de monitorización del límite de fase 725. Visible en la región de calibración 726 está el primer marcador de calibración que comprende el borde 740 de la célula óptica y un segundo marcador de calibración 742 que comprende una serie de barras de 1 mm de espesor y tiene características de absorción y dispersión conocidas. El primero y segundo marcadores de calibración proporcionan referencias para optimizar la focalización del elemento de recogida de luz, indicando las posiciones y dimensiones físicas de las porciones de la región de monitorización del límite de fase 725 y midiendo las posiciones de los límites de fase entre el componente que contiene glóbulos rojos, la capa leucocítica y el componente que contiene plasma.

El análisis de la imagen en la Figura 6A se llevó a cabo en tiempo real y proporcionó mediciones de la posición de la primera y segunda capas del límite. Las intensidades promedio de luz transmitida correspondientes a cada hemoderivado también se determinaron y analizaron con respecto a las intensidades transmitidas de luz roja, luz verde y luz azul. La posición del primer límite de fase estable 736 entre el componente que contiene glóbulos rojos 730 y una capa leucocítica intermedia 734 se determinó en 9,8 ± 0,1 mm, relativo al primer marcador de calibración 740. La posición del segundo límite de fase estable 738 entre la capa leucocítica 734 y un componente de plasma de baja densidad 732 se determinó en 7,7 ± 0,1 mm, relativo al primer marcador de calibración 740. Las intensidades de luz transmitidas promedio correspondientes a cada hemoderivado se determinaron usando una escala de intensidad relativa de 0-100 para los componentes con luz roja, luz verde y luz azul de la luz transmitida, donde un valor de 0 indica ninguna luz detectada y un valor de 100 corresponde a intensidades de luz transmitida que saturan el detector. Los niveles de intensidad de luz transmitida promedio del componente que contiene glóbulos rojos 730 se determinaron en 9, 7 y 8 para los componentes con luz roja, luz verde y luz azul, respectivamente. Los niveles de intensidad de luz transmitida promedio de la capa leucocítica 734 fueron 26, 23 y 19 para componentes con luz roja, luz verde y luz azul, respectivamente. Los niveles de intensidad de luz transmitida promedio del componente de plasma 732 fueron 63, 48 y 27 para componentes con luz roja, luz verde y luz azul, respectivamente.

La Figura 6B muestra una representación esquemática de una imagen de la cámara de separación tras aumentar el caudal del componente de plasma fuera de la cámara de separación para equivaler a 22 ml min-1 y disminuir el caudal del componente que contiene glóbulos rojos fuera de la cámara de separación para equivaler a 51 ml min-1. El caudal entrante de la muestra de sangre a la cámara de separación se mantuvo constante a 75 ml min-1. El análisis de la imagen en la Figura 6B se realizó en tiempo real y proporcionó mediciones de la posición de las primera y segunda capas límite y las intensidades promedio de luz roja, luz verde y luz azul transmitida para las condiciones de flujo modificadas. La posición del primer límite de fase estable 736 entre el componente que contiene glóbulos rojos 730 y una capa leucocítica intermedia 734 se determinó en 9,2 ± 0,1 mm, relativo al primer marcador de calibración 740. La posición del segundo límite de fase estable 738 entre la capa leucocítica intermedia 734 y un componente de plasma de baja densidad 732 se determinó en 7,4 ±0,1 mm, relativo al primer marcador de calibración 740. Los niveles de intensidad de luz transmitida promedio del componente que contiene glóbulos rojos 730 se determinaron en 11, 8, y 6 para los componentes con luz roja, luz verde y luz azul, respectivamente. Los niveles de intensidad de luz transmitida promedio para la capa leucocítica 734 fueron 24, 20 y 17 para los componentes con luz roja, luz verde y luz azul, respectivamente. Los niveles de intensidad de luz transmitida promedio del componente de plasma 732 fueron 63, 46 y 27 para los componentes con luz roja, luz verde y luz azul, respectivamente.

Las Figuras 6A y 6B muestran que el sistema de la presente invención es capaz de monitorizar la posición de los límites de fase entre hemoderivados separados en tiempo real. Además, una comparación de las Fig. 6A y 6B demuestra que el ajuste del caudal de uno o más hemoderivados seleccionados fuera de la cámara de separación produce un cambio en las posiciones de los límites de fase entre los hemoderivados separados a lo largo de los ejes de separación. Específicamente, el aumento del caudal del componente de plasma fuera de la cámara de separación y la disminución del caudal del componente que contiene glóbulos rojos fuera de la cámara de separación produjo un desplazamiento de la posición del primer límite de fase entre el componente que contiene glóbulos rojos y la capa leucocítica hacia el primer marcador de calibración.

Las imágenes que se muestran en las Figuras 6A y 6B ilustran la capacidad del sistema de monitorización y control óptico de resolver la posición de una pluralidad de límites de fase entre hemoderivados separados. Además, las imágenes que se muestran en las Figuras 6A y 6B también ilustran la capacidad del sistema de monitorización y control óptico de ajustar los caudales de hemoderivados extraídos en un modo que provee el control de la posición de los límites de fase entre los hemoderivados separados. La capacidad del sistema de monitorización y control de la presente invención de ajustar selectivamente la posición de los límites de fase entre los hemoderivados separados permite que las posiciones de los límites de fase se optimicen para proveer derivados extraídos que tengan la composición y pureza deseadas. Específicamente, la presente invención provee un medio para controlar la posición de los límites de fase entre componentes ópticamente diferenciables de modo tal que solamente un hemoderivado individual esté próximo al término de un puerto de extracción seleccionado.

Ejemplo 2: Medición de la composición y el flujo de material celular fuera de un dispositivo centrífugo de densidad

Es una meta de la presente invención proveer sistemas de monitorización óptico multifuncionales capaces de monitorizar una pluralidad de condiciones de operación de un dispositivo de procesamiento de sangre. Específicamente, es una meta de la presente invención proveer sistemas de monitorización y control que ofrezcan mediciones simultáneas de las posiciones de los límites de fase y los flujos de los materiales celulares, como glóbulos blancos, plaquetas y glóbulos rojos, fuera de una cámara de separación de un dispositivo centrífugo de densidad. Asimismo, es una meta de la presente invención provee sistemas de monitorización óptico capaces de caracterizar el tipo celular de material separado, extraído y recogido. La capacidad de los sistemas de monitorización óptico de la presente invención de monitorizar simultáneamente la posición de los límites de fase en la cámara de separación y la composición y el flujo de hemoderivados celulares a través de un puerto de extracción se verificó mediante estudios experimentales.

Para lograr las metas mencionadas anteriormente, se midieron y analizaron en tiempo real las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y dispersada que comprenden imágenes bidimensionales de regiones de separación y extracción de una célula óptica de una cámara de separación rotatoria en un dispositivo centrífugo de densidad para proporcionar mediciones simultáneas de las posiciones de las capas límite entre los hemoderivados ópticamente diferenciables y las composiciones y flujos de materiales celulares fuera de la cámara de separación. El sistema de monitorización y control óptico evaluado comprende una fuente de luz, un sistema de lente con foco de cierre y una cámara digital, dispuestos como se ilustra en las Figuras 1 y 2 y como se ha descrito en el Ejemplo 1. La iluminación es provista por una fuente de luz posicionada debajo de la cámara de separación que es capaz de dirigir la luz a través de un puerto de extracción de glóbulos blancos de la célula óptica. La iluminación también es provista en la parte superior de la célula óptica. La luz transmitida y dispersada por la célula óptica fue recogida por el sistema de lente con foco de cierre y detectada por la cámara digital. Las distribuciones bidimensionales de luz transmitida y dispersada se adquirieron en rotaciones alternas de la cámara de separación a una velocidad de rotación de 1490 revoluciones por min-1 .

La Figura 7 muestra una imagen generada por el sistema de la presente invención correspondiente a la separación de una muestra de sangre humana y a la extracción de un hemoderivado separado que contiene glóbulos blancos. La imagen de la Figura 7 incluye una región de monitorización del límite de fase 800 y una región de monitorización del puerto de extracción de glóbulos blancos 805 de la célula óptica. Visible en la región de monitorización límite 800 se encuentra un componente que contiene glóbulos rojos 810, un componente de plasma 820 y una capa leucocítica de fase mixta 830 que tiene tanto glóbulos blancos como plaquetas. Varios marcadores de calibración se aprecian también en la imagen de la Figura 7. El borde 840 de la célula óptica comprende un primer marcador de calibración para determinar la posición absoluta de los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables. Una serie de barras 850 que tienen un espesor de 1 mm y características de dispersión y absorción conocidas comprende un segundo marcador de calibración útil para optimizar la focalización del elemento de luz e indicar las posiciones y dimensiones físicas de la región de monitorización del límite de fase 800 y la región de monitorización del puerto de extracción de glóbulos blancos 805. Las intensidades de luz transmitida a través de la región de monitorización del límite de fase 800 se adquirieron como una función de tiempo y se analizaron en tiempo real para proveer mediciones de la posición del límite de fase 855 entre el componente de glóbulos rojos 810 y la capa leucocítica 830 y el límite de fase 857 entre la capa leucocítica 830 y los componentes de plasma 820. Todas las posiciones de la capa límite se midieron en relación al borde de la célula óptica 840.

La región de monitorización del puerto de extracción de glóbulos blancos 805 incluye una primera región de monitorización de flujo 860 y una segunda región de monitorización de flujo 863 posicionada en el puerto de extracción de glóbulos blancos 865 de la célula óptica. En este ejemplo, el puerto de extracción 865 que tiene un orificio 727 está configurado para recoger glóbulos blancos en la muestra de sangre humana y se extiende en una distancia a lo largo del eje de separación de modo tal que termina próximo a la capa leucocítica en la cámara de separación giratoria. La distribución bidimensional de las intensidades de luz transmitida a través de la primer y segunda regiones de monitorización de flujo 860 y 863 depende de la concentración y de la distribución espacial y el tipo de célula de material celular que sale de la cámara de separación. Las intensidades de luz trasmitida a través de las primera y segunda regiones de monitorización de flujo 860 y 863 se adquirieron como una función de tiempo y se analizaron para caracterizar la composición y el flujo de material celular fuera de la cámara de separación. A medida que el material celular, como los glóbulos blancos y los glóbulos rojos, absorbe y dispersa luz desde las fuentes de luz, se observa que el pasaje de material celular a través del puerto de extracción disminuye las intensidades de luz transmitida observadas.

La Figura 8 muestra la conducta temporal de las posiciones de la capa del límite de fase en la célula óptica y las intensidades de luz transmitida a través de la región de monitorización del puerto de extracción durante la recogida de glóbulos blancos. La posición del límite de fase que separa el componente que contiene glóbulos rojos 810 y la capa leucocítica 830 como una función de tiempo se indica con marcadores rombo pintados (y designados Píxeles de Glóbulos rojos en la Figura 8) y la posición del límite de fase que separa la capa leucocítica de la capa de plasma como una función de tiempo se indica con marcadores cuadrados abiertos (y designados Píxeles de Plaquetas en la Figura 8). La Figura 8A muestra promedios variables de 50 puntos correspondientes a la posición del límite de fase que separa el componente que contiene glóbulos rojos y la capa leucocítica (designado como Píxeles de Glóbulos rojos en la Figura 8A) y la posición del límite de fase que separa la capa leucocítica de la capa de plasma (designados como Píxeles de Plaquetas en la Figura 8A) para ilustrar mejor la conducta temporal de estos parámetros. Como se muestra en las Figuras 8 y 8A, los trazados correspondientes a los diferentes límites de fase no se entrecruzan. Esta observación indica que la separación de la muestra de sangre se mantuvo durante toda la extracción y recogida. Como se muestra en las Figuras 8 y 8A, los trazados correspondientes a las diferentes capas de límite exhiben conducta periódica similar con máximos que ocurren a aproximadamente los mismos tiempos. La naturaleza periódica de los trazados que se muestran en las Figuras 8 y 8A surge de las características de bombeo de las bombas peristálticas y la tensión de superficie del material celular que sale de la cámara de separación.

Un trazado de las intensidades mediana transmitidas a través de la primera región de monitorización de flujo como una función de tiempo también se muestra en la Figura 8 como marcadores de triángulos pintados (y designados Herramienta del Puerto de Extracción N° 1 en las Figuras 8 y 8A) y un trazado de las intensidades mediana transmitidas a través de la segunda región de monitorización de flujo como una función de tiempo también se muestra en la Figura 8 como marcadores X (y designados Puerto de Extracción N°2 en las Figuras 8 y 8A). La Figura 8A muestra los correspondientes promedios variables de 50 puntos para las primera y segunda regiones de monitorización de flujo. Ambos trazados de las intensidades mediana transmitidas exhiben conducta periódica similar a la que se muestra en las mediciones del límite de fase. La correlación entre los máximos y mínimos en cada uno de los trazados de las Figuras 8 y 8A indica que la separación fue eficaz y se mantuvo durante toda la extracción y recogida.

La integración de los trazados de la Figura 8 de las intensidades mediana transmitidas a través de las primera y segunda regiones de monitorización de flujo como una función de tiempo provee una medición de la cantidad neta de material celular recogido durante el periodo de extracción. Para verificar este aspecto, se analizaron alícuotas de hemoderivados que pasan a través del puerto de extracción de glóbulos blancos para proveer mediciones complementarias de la composición del material extraído. Las alícuotas de material extraído se recogieron durante intervalos de muestreo de 3 minutos y posteriormente se analizaron usando métodos de citometría de flujo conocidos en la técnica. La Figura 9 muestra una serie de trazados (marcadores X, marcadores + y marcadores -) de las concentraciones de glóbulos blancos observadas como una función de la intensidad mediana de luz transmitida a través de la segunda región de monitorización de flujo. Como se muestra en la Fig. 9, la concentración de glóbulos blancos recogidos para una alícuota determinada se correlaciona inversamente con la intensidad mediana de luz transmitida observada. La correlación inversa en la Figura 9 provee una verificación experimental de que el sistema de la presente invención proporciona mediciones en tiempo real de la composición celular del material extraído de la cámara de separación. También se muestran en la Figura 9 trazados (marcadores rombo, marcadores cuadrados y marcadores triángulo) del hematocrito del material extraído como una función de la intensidad mediana de luz transmitida a través de la segunda región de monitorización de flujo.

La Figura 10 muestra un trazado de la concentración de glóbulos blancos en el material extraído como una función de la posición del límite de fase entre el componente de glóbulos rojos y la capa leucocítica para las velocidades de rotación (RPM) indicadas en la leyenda. La relación lineal que se muestra en la Figura 10 provee un índice útil que permite que el operador del sistema de monitorización y control regule el límite de fase entre el componente que contiene glóbulos rojos y la capa leucocítica en un modo que proporciona una concentración deseada de glóbulos blancos extraídos.

Ejemplo 3: Métodos de procesamiento de imágenes y control del dispositivo en tiempo real

La presente descripción también incluye una diversidad de métodos para procesar datos de un sistema de monitorización óptico correspondiente a distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada para proveer mediciones en tiempo real de importantes parámetros operativos. Los métodos para organizar, procesar y analizar datos ópticos se utilizan en la presente descripción para generar señales de entrada útiles para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre. La presente descripción incluye diversos planteamientos de computación para manejar y sincronizar la adquisición de datos, el análisis de datos y los procesamientos de control y análisis de dispositivos.

A. Sistema de control de procesamiento Maestro – Subordinador Inteligente para controlar el procesamiento de sangre

Utilizando terminología informática para transferencia de información, se puede conceptualizar un sistema de control de procesamiento de la presente descripción como un "Cliente" de datos, ya que requiere información específica del robot óptico / sensor inteligente.

De modo similar, el robot óptico / sensor inteligente puede conceptualizarse como un "Servidor" de datos, ya que proporciona la información específica que requiere el control para procesamiento de datos. Por lo tanto, la presente descripción incluye ciertos aspectos de un diseño "Cliente / Servidor". Usando terminología de ingeniería para comando y control, el sistema de control de procesamiento puede conceptualizarse como un componente "Maestro", ya que comanda el robot óptico / sensor inteligente, y el robot óptico / sensor inteligente puede conceptualizarse como un componente "Subordinado", ya que responde a los comandos de control de procesamiento.

En un aspecto, la presente descripción provee un controlador de procesamiento de sangre que tiene un sistema de control de procesamiento maestro – subordinado inteligente, que es particularmente útil para proveer el control automático de un dispositivo de procesamiento de sangre o de un procedimiento de procesamiento de sangre. El uso de la expresión "sistema de control maestro – subordinado inteligente" en la presente descripción se refiere a una arquitectura de hardware y software en la que un sistema de Control de Procedimientos maestro genera señales de control que solicitan información específica de un sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente. Un sistema de adquisición y análisis datos subordinado inteligente de la presente descripción es capaz de tomar mediciones para determinar la información solicitada del sistema de Control de Procedimientos maestro. Además, un sistema de adquisición y análisis de datos subordinado maestro de la presente descripción es también capaz de optimizar las condiciones de medición para lograr la mejor información para retornar al sistema de Control de Procedimientos maestro. En cualquier momento durante el procedimiento, no obstante, el sistema de Control de Procedimientos maestro puede alternar modos y comandar el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente para examinar un conjunto distinto de parámetros. Esta capacidad de cambiar dinámicamente qué área o parámetros están siendo monitorizados, utilizando diferentes puntos de referencia y suministrando diferentes conjuntos de examinación, es beneficiosa porque provee mejor detección de errores y manejo del dispositivo.

Una ventaja principal del sistema de control de procesos maestro – subordinado inteligente de la presente descripción es que ofrece la capacidad de extraer y analizar mediciones ópticas de importantes parámetros operativos de un dispositivo de procesamiento de sangre en una escala de tiempo muy corta, preferiblemente en una escala de tiempo inferior a aproximadamente 50 milisegundos. Los métodos de análisis de datos ilustrativos de la presente descripción proveen sistemas de control capaces de correlacionar una pluralidad de mediciones en tiempo real para proveer la mejor medición de la composición de una muestra sanguínea que se somete a procesamiento y/o para optimizar un procedimiento de procesamiento de sangre seleccionado. Además, los métodos de análisis de datos de la presente descripción también incluyen algoritmos de análisis de datos predictivos capaces de monitorizar tendencias en mediciones importantes en tiempo real, lo que permite que el sistema de control de procesamiento responda a cambios en las condiciones de procesamiento de sangre o en la composición de la sangre de manera rápida. Asimismo, los métodos de análisis de datos de la presente descripción son capaces de evaluar incertidumbres en las mediciones ópticas en tiempo real, lo que provee un importante índice para la validación del producto y sus evaluaciones de control de calidad.

La Figura 11 muestra una representación esquemática de un sistema de control de procedimientos maestro – subordinado inteligente ilustrativo de la presente descripción, capaz de controlar el procesamiento de sangre. El sistema de control ilustrativo 900 que se muestra en la Figura 11 comprende un sistema de Control de Procedimientos maestro 905 en comunicación bidireccional con un sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910. El sistema de Control de Procedimientos Maestro 905 es capaz de recibir señales de entrada correspondientes a un procedimiento de procesamiento seleccionado, una muestra que se somete a procesamiento y/o un paciente que se somete a tratamiento. En base a estas señales de entrada, el sistema de Control de Procedimientos maestro 905 genera y transmite solicitudes de procedimiento y comandos de procedimiento 915 al sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910. En una realización preferida, el sistema de Control de Procedimientos maestro 905 también genera y transmite una serie de comandos de prueba 920 al sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910. El sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910 es capaz de recibir los comandos de prueba 920 y generar señales de respuesta de prueba 922 que verifican que el sistema de control 900 sea totalmente funcional y que el paciente o la muestra de sangre identificada por el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910 esté correctamente vinculado al procedimiento o terapia de procesamiento de sangre seleccionado.

El sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910 tiene una arquitectura de procesamiento distribuida y comprende un primer procesador de ordenador 924 en comunicación bidireccional con un segundo procesador de ordenador 926. El primer procesador de ordenador 924 está configurado para recibir solicitudes de procedimiento y comandos de procedimiento 915 del sistema de Control de Procedimientos maestro 905 y transmite comandos de procesamiento 932 al segundo procesador de ordenador 926. El segundo procesador de ordenador 926 analiza los comandos de procesamiento 932 y transmite comandos de ajuste de cámara 934 al elemento de recogida de luz y la cámara 928 que proveen información relacionada con el establecimiento del tiempo de exposición correcto, la posición de la cámara y el elemento de recogida de luz, el campo de visualización, imágenes a color

o monocromáticas y otros parámetros necesarios para adquirir imágenes de alta calidad del dispositivo de procesamiento de sangre. El primer procesador de ordenador 924 está también configurado para transmitir control de iluminación y comandos de activación 936 al hardware de activación de la cámara y la fuente de luz

937. Usando los datos del codificador posicional centrífugo, el hardware de activación 937 transmite señales de activación electrónicas a los circuitos motores de fuente de luz 936 y al activador de la cámara 940. El elemento de recogida de luz y la cámara 928 miden distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de una región de observación en un dispositivo de procesamiento de sangre o muestra de sangre que se somete a procesamiento. Los datos de imágenes en bruto se transmiten al segundo procesador de ordenador 926 para formato de imágenes y procesamiento de imágenes en tiempo real. En una realización ilustrativa donde el sistema de control de procesamiento está opcionalmente conectado a un dispositivo centrífugo de densidad se adquiere una imagen en rotaciones alternas de la cámara de separación. Para una velocidad de rotación de 3000 rotaciones por minuto, esto corresponde a la adquisición de una imagen cada 40 milisegundos.

Los datos de imágenes formateados son operados por un segundo procesador de ordenador 926 usando uno o más algoritmos de procesamiento de imágenes, de los cuales cada uno corresponde a una medición deseada diferente o a una pluralidad de mediciones. Los algoritmos de procesamiento de imágenes extraen las mediciones de los datos de imágenes y determinan la información crítica y saliente acerca de las características físico-químicas de los hemoderivados que se someten a procesamiento y la operación del dispositivo de procesamiento de sangre propiamente dicho. Los algoritmos de procesamiento de imágenes examinan y cuantifican los datos de imágenes en ambos dominios espacial y de frecuencia. Los métodos de procesamiento de imágenes incluyen las siguientes técnicas estándar de la industria: convoluciones 2D, transformadas 2D, histogramas, formación de umbrales, detección de bordes / líneas, segmentación, mensuración, filtros morfológicos, filtros espaciales, filtros de dominio de frecuencia, filtros no lineales, filtros adaptativos, filtros bayesianos, gráficos y algoritmos de procesamiento de imágenes a color. La operación de un de algoritmo de procesamiento de imágenes en los datos de imágenes formateados genera datos de medición numéricos 943, que se utilizan para poblar campos de datos de los objetos de imágenes derivados. Por ende, por lo menos un objeto de datos de imágenes es creado cada vez que los algoritmos de adquisición de imágenes reciben nuevos datos de imágenes. Además, se alimenta un reloj fechador correspondiente al objeto de datos de imágenes tras su ejemplificación. La información del reloj fechador se utiliza para rastrear las velocidades de rotación del dispositivo centrífugo y para generar información sobre frecuencia de muestreo utilizada para calcular la velocidad y los valores de aceleración para los parámetros de interés. Se pueden asignar relojes fechadores adicionales a los objetos de datos de imágenes correspondientes a diferentes estados en el proceso de adquisición, análisis y manipuleo de los datos. Cabe destacar, no obstante, que el objeto de datos de imágenes no contiene datos de imágenes gráficas reales. En cambio, el objeto de datos de imágenes contiene una o más mediciones extraídas por operación de los algoritmos de procesamiento de imágenes.

Inmediatamente después de la creación de un nuevo objeto de datos de imágenes, se dispone en una lista vinculada de los objetos de datos de imágenes designada como la lista de datos de imágenes 944. Esta lista almacena y pone en fila de espera información sobre datos de imágenes tardías en el tiempo. Para un índice de adquisición de 25 marcos por segundo, se insertan 25 objetos de datos de imágenes en la lista de datos de imágenes por segundo. Mantener la lista de datos de imágenes limitada a un conjunto finito de objetos de datos de imágenes es beneficioso porque previene el consumo excesivo de la memoria del sistema y evita averías del sistema debidas al consumo excesivo de los recursos del ordenador. Por lo tanto, la lista de datos de imágenes actúa como un tampón circular gestionado eliminando los datos de imágenes más antiguos del final de la lista mientras se insertan los datos de imágenes recién adquiridos en el encabezamiento de la lista. En una realización ilustrativa, un algoritmo administrador de la lista cooperativa gestiona el almacenamiento y la eliminación de los objetos de datos de imágenes en la lista de datos de imágenes. Cabe destacar que se debe evitar un cuello de botella de entrada

– salida usando el diseño de procesador dual de la presente descripción ya que los objetos de datos de imágenes se almacenan en la memoria y son examinados periódicamente por el primer procesador de ordenador 924. Este aspecto del sistema de control de procedimientos permite el procesamiento, análisis y la evaluación de los datos en una escala de tiempo muy breve, preferiblemente para algunas aplicaciones de menos de 50 milisegundos.

Los objetos de datos de imágenes en la lista de datos de imágenes son examinados periódicamente por el primer procesador de ordenador 924 y proveen conjuntos de datos clave para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre. El primer procesador de ordenador 924 opera objetos de datos de imágenes en la lista de imágenes usando algoritmos de análisis y evaluación de datos de imágenes múltiples. Por ejemplo, los algoritmos de análisis de datos de imágenes pueden evaluar un único objeto de datos de imágenes o una serie corta de objetos de datos de imágenes para determinar la resolución de la imagen adquirida, los niveles de brillo de una imagen adquirida, el campo de visualización del área de observación u otros aspectos del sistema de monitorización y control. Las mediciones generadas a partir de los algoritmos de análisis de datos de imágenes establecen la base de las señales de salida de información de imágenes 948 enviadas al sistema de Control de Procedimientos 905. Las señales de salida de información de imágenes proporcionan información solicitada por el sistema de Control de Procedimientos maestro 905. Por ejemplo, las señales de salida de información 948 pueden relacionarse con la pureza de los hemoderivados extraídos o la cantidad de materiales recogidos. Las señales de salida de información de imágenes pueden también proveer señales de alarma indicando que el sistema de procesamiento de sangre o el sistema de procesamiento de imágenes no está funcionando como se espera, o indicando un cambio rápido en la composición de la muestra que se somete a procesamiento. Las mediciones generadas a partir de la operación de algoritmos de análisis de datos de imágenes y algoritmos de control de procesos también sirven como base de las señales de salida enviadas a la cámara y el elemento de recogida de luz 928, la fuente de luz y el hardware de activación de la cámara 937 para optimizar la calidad de las imágenes adquiridas y analizadas. Por ejemplo, las señales de salida pueden ajustar la intensidad del haz de iluminación, cambiar el color del haz de iluminación o ajustar la amplificación o el tiempo de exposición de la cámara. De este modo, el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente 910 actúa como sensor inteligente capaz de optimizar dinámicamente la calidad de las mediciones solicitadas por el sistema de Control de Procedimiento maestro 905.

En una realización, los algoritmos del administrador de la lista se comunican con los algoritmos de análisis de datos de imágenes y control de procesos para determinar qué tan larga debe ser la lista de enlace. Los algoritmos del administrador de la lista pueden también administrar el acceso simultáneo a la lista utilizando o bien mútex, semáforos o secciones críticas. Ésta es una característica importante, ya que los algoritmos que insertan objetos de datos de imágenes a la lista y aquellos que leen una serie de marcos en general son múltiples filamentos asíncrono.

En una realización ilustrativa, el primer procesador de ordenador 924 opera la lista de datos de imágenes usando algoritmos de análisis de datos de imágenes predictivos para examinar una o más tendencias en los parámetros de datos de imágenes. Los algoritmos predictivos específicos leen la lista de datos de objetos periódicamente, examinan una serie de objetos de datos de imágenes adquiridas durante un intervalo de tiempo determinado y analizan la serie para cambios en una pluralidad de parámetros seleccionados de interés. Por ejemplo, un algoritmo de control predictivo específico puede examinar cambios en la posición de un límite de fase a lo largo del eje de separación y/o la composición de un hemoderivado que sale de la cámara de separación. En una realización ilustrativa, un algoritmo de análisis de datos de imágenes predictivo analiza la lista de datos de objetos cada vez que se adquiere una nueva imagen y la lista de datos de objetos es luego analizada como par de marcos cronológicamente ordenados para el propósito de análisis comparativo. Estos marcos se observan como marco actual y marco previo. El marco actual contiene el objeto de datos de imágenes adquiridas, y un número especificado de objetos de datos cronológicamente ordenados que precedió inmediatamente al objeto de datos adquirido más recientemente. El marco previo contiene un número equiparable de objetos de datos de imágenes cronológicamente ordenados, comenzando con el objeto de datos de imágenes secuenciado inmediatamente antes del objeto de datos de imágenes más antiguo en el marco actual. Los algoritmos de análisis de datos de imágenes predictivos comparan y correlacionan una pluralidad de parámetros de los dos marcos para derivar índices posicionales, direccionales, característicos y asociados de información de cambio relacionada con la información de datos de imágenes extraídas deseadas. Las magnitudes discretas de cambios en una pluralidad de parámetros como una función de los intervalos de tiempo discretos correspondientes se utilizan para derivar información de velocidad y aceleración para los parámetros específicos de interés. Esta información de índice, junto con datos característicos posicionales o cuantitativos específicos asociados se usa para generar los paquetes de datos de Información de Imágenes 948 enviados al sistema de Control de Procedimientos maestro 905. En una realización ilustrativa, el sistema de Control de Procedimientos maestro 905 usa los datos de Información de Imágenes enviados periódicamente por el primer procesador de ordenador 924 junto con los datos discretos de flujo de la bomba de extracción como entradas a una función de transferencia de circuito de datos discretos. A su vez, los valores de salida de las funciones de transferencia de datos discretos se utilizan para manipular automáticamente las condiciones operativas del dispositivo centrífugo, como el caudal de plasma fuera de la cámara de separación, la velocidad de rotación, los índices de recogida.

La meta primaria del sistema de procesamiento y control de imágenes de la presente descripción es proveer el rastreo y mantenimiento automático de las condiciones de separación óptimas para una aplicación de procesamiento de sangre particular o terapia. Por ejemplo, un sistema de procesamiento de datos ilustrativo está diseñado para maximizar la eficiencia de la recogida de glóbulos blancos, permitiendo que el sistema recoja los tipos de células deseados específicos, a la vez que se minimice la contaminación recogiendo tipos de células no deseadas. Una ventaja significativa de los métodos de procesamiento de datos automáticos de la presente descripción es que liberan el tiempo de la enfermera o el médico que opera el aparato de procesamiento de sangre para concentrarse en la atención del paciente. Además, los métodos de procesamiento de datos automáticos de la presente descripción mejoran la consistencia y calidad de los hemoderivados recolectados. En una realización, los métodos para procesamiento de datos de la presente descripción son capaces de monitorizar y rastrear la posición del límite de fase entre glóbulos rojos y hemoderivados menos densos a lo largo del eje de separación. En una realización ilustrativa, puede establecerse un valor de control predeterminado, donde la posición medida de los límites de fase excede el valor control predeterminado, se genera una señal que desacelera rápidamente el caudal de plasma en un modo capaz de restaurar el nivel de glóbulos rojos a menos del valor de control.

En otra realización preferida, los métodos de procesamiento de datos de la presente descripción caracterizan y rastrean las células que fluyen hacia arriba y hacia afuera de un puerto de extracción determinado. En este método, las imágenes correspondientes a uno o más puertos de extracción adquiridas y procesadas proveen mediciones en tiempo real del número y tipo de material celular que sale de la cámara de separación.

Una ventaja clave del sistema de monitorización óptico y el método de procesamiento de datos de la presente descripción es que una pluralidad de parámetros operativos clave se monitorizan simultáneamente y se pueden realizar ajustes dinámicos en base a la combinación de estas mediciones en tiempo real. Los algoritmos de inteligencia artificial pueden tomar los datos generados y utilizarlos en una matriz de toma de decisiones dinámica multivariables. Cabe destacar que el sistema realiza diferentes correlaciones en los diferentes conjuntos de datos para optimizar y administrar un proceso de recogida de hemoderivados y la calidad de los hemoderivados recolectados. Por ejemplo, en una realización ilustrativa, el nivel de glóbulos rojos y la concentración de hemoderivados recogidos se examinan conjuntamente usando los métodos de la presente descripción. La combinación de ambas mediciones provee una descripción del proceso de procesamiento de sangre mucho más completa que los sistemas convencionales para controlar el procesamiento de sangre. Por ejemplo, la detección de un nivel de glóbulos rojos aceptable en la cámara de separación y una concentración muy baja de glóbulos rojos recogidos puede ser indicativa de la presencia de un coágulo en el puerto de extracción de glóbulos rojos. En consecuencia, tras observar esta combinación de mediciones, se puede generar una señal de salida que reduce la bomba de plasma y luego acelera el plasma y recoge bombas para eliminar el coágulo del puerto de extracción.

En otra realización, el espesor de la capa leucocítica que comprende glóbulos blancos se monitoriza en tiempo real. A medida que los glóbulos blancos se eliminan de la muestra de sangre, la capa leucocítica se torna más y más fina, en consecuencia cambia la posición de los límites de fase relativos a la entrada de un puerto de extracción. La capacidad del sistema de la presente invención de rastrear estos cambios en tiempo real permite una mejor recogida y una pureza mayor de la fracción de glóbulos blancos separada. Por ejemplo, los modelos estadísticos pueden aplicarse para ajustar el valor de control asociado con la posición del límite de fase entre un componente de glóbulos rojos y una capa leucocítica para optimizar la recogida de glóbulos blancos minimizando la recogida indeseada de glóbulos rojos.

En una realización preferida, el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente sirve como un robot subordinado al sistema de Control de Procedimientos maestro. El sistema de Control de Procedimientos maestro selecciona un procedimiento terapéutico específico que ha sido seleccionado por un operador. Después, el sistema de Control de Procedimientos maestro carga el módulo de software correspondiente para ese procedimiento y comienza el procedimiento. En este momento, el procedimiento específico establecerá la comunicación con el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente. Luego el procedimiento dentro del sistema de Control de Procedimientos maestro consultará el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente y determinará si tiene un algoritmo de procedimiento de imágenes con una equiparación adecuada para el procedimiento terapéutico cargado al sistema de Control de Procedimientos maestro. Si encuentra una equiparación adecuada, entonces el sistema de Control de Procedimientos maestro comanda el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente para cargar el módulo de software apropiado y comienza a ejecutarlo. Una vez que el procedimiento terapéutico en el sistema de Control de Procedimientos maestro se asocia con el procedimiento de imágenes en el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente comanda el procedimiento de imágenes para pasar las rutinas de monitorización y análisis de datos específicas asociadas con el procedimiento específico. El sistema de Control de Procedimientos maestro también comandará el sistema de adquisición y análisis de datos subordinado inteligente para notificar información de imágenes posteriores y paquetes de datos a un índice periódico preconfigurado. La información de imágenes y paquetes de datos contiene información crítica que pertenece a los parámetros de control relevantes al procedimiento específico.

El sistema de Control de Procedimientos maestro puede utilizar la información de datos de imágenes siempre que sea necesario para determinada medición.

B. Métodos ejecutados de software parcialmente distribuidos para controlar el procesamiento de sangre

La presente descripción provee métodos ejecutados de software para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre por centrifugación de densidad. Los métodos de la presente descripción incluyen sistemas de control totalmente automáticos que comprenden un sistema de software parcialmente distribuido que se ejecuta en un sistema de cálculo de procesador individual o en un multiprocesador. Los métodos ilustrativos de la presente descripción optimizan la cantidad de información extraída de una o más distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de un dispositivo de procesamiento de sangre o componente de un dispositivo. Además, estos métodos proveen análisis de datos en tiempo real, detección de errores y control del dispositivo en base a una pluralidad de algoritmos de control del sistema predictivos. La capacidad de los métodos de la presente descripción de analizar eficazmente grandes cantidades de datos ópticos y ajustar selectivamente las condiciones operativas en tiempo real es particularmente beneficiosa para el procesamiento de las muestras de sangre que exhiben composiciones altamente variables, como aquellas comúnmente halladas en pacientes que se someten a terapia, y en aplicaciones terapéuticas en las que ocurren comúnmente cambios significativos en la composición de sangre de un paciente durante el procesamiento.

3B(i). Panorama del sistema de control

La Figura 12 provee un diagrama de flujo esquemático que ilustra un sistema de control de procedimientos controlado por ordenador, automático para un dispositivo de procesamiento de sangre centrífugo de densidad. El sistema de control de procedimientos ilustrado es un sensor inteligente basado en imágenes digitales que monitoriza el procesamiento de hemoderivados dentro de una cámara de separación de un dispositivo centrífugo de densidad. El panorama provisto en la Figura 12 indica los componentes de software principales y las vías de datos importantes del sistema de control de procedimientos útil para proveer el monitorización y control del dispositivo en tiempo real.

El sistema de control de procedimientos ilustrado comprende un Subsistema de Control y un Subsistema de Control de Procedimientos Automático (Automated Process Control o APC). Ya que el sistema de procedimientos emplea una arquitectura de software que tiene algunos componentes que se ejecutan en un Subsistema de Control, puede conceptualizarse como un modelo de software parcialmente distribuido. Se prefiere el uso de un modelo de software parcialmente distribuido en la presente descripción para algunas aplicaciones, ya que provee un modo eficiente de adquirir, procesar, analizar y usar grandes cantidades de datos de imágenes.

El límite físico entre el Subsistema APC y el Subsistema de Control se indica con la línea de guiones en la Figura 12. Otros componentes del dispositivo adicionales se indican también en la Figura 12, como la cámara digital y el controlador cronometrado de sincronización (STC), para ilustrar la forma en que los elementos del sistema de control de procedimientos se interconectan con los componentes del dispositivo adicionales útiles en el dispositivo de la presente invención. Estos componentes del dispositivo adicionales se pueden ver como elementos independientes en comunicación con el sistema de control de procedimientos o como partes integrales del Subsistema APC. Por ejemplo, la cámara digital y el STC pueden comprender microcontroladores de tipo incorporados (basados en programación en firme) controlados y monitorizados a través del componente Driver APC del Subsistema APC.

Haciendo referencia a la Figura 12, hay dos circuitos de datos principales dentro de la arquitectura de software del sistema de control de procedimientos. Primero, se provee un Circuito de Análisis de Imágenes que está contenido completamente dentro del Subsistema APC. Este circuito de datos es responsable de la adquisición, el procesamiento y el análisis de los datos de las imágenes provistas por una cámara CCD en comunicación óptica con un dispositivo de separación de sangre centrífugo de densidad. En segundo lugar, se provee un Circuito de Control que está distribuido entre el Subsistema APC y los Subsistemas de Control. Este circuito de datos es responsable de usar los datos de imágenes analizados para controlar y optimizar un procedimiento ejecutado en un sistema de procesamiento de sangre.

En el Circuito de Análisis de Imágenes, el APC Executive determina el tipo de análisis de imágenes que se ha de efectuar, y envía órdenes de procesamiento APC al Driver APC. Estas órdenes de procesamiento contienen información seleccionada que incluye, aunque sin limitarse a ello, ajustes de exposición de la cámara, ajustes del activador del STC y órdenes de procesamiento de imágenes para la secuencia de una

o más imágenes requeridas para un análisis seleccionado. En una realización, una vez que un conjunto de órdenes es enviado al Driver APC, normalmente se ejecutará continuamente hasta recibir otro conjunto de órdenes. El Driver APC provee componentes de hardware clave con información de inicialización y comando que prepara apropiadamente el hardware para la adquisición de una imagen deseada o una pluralidad de imágenes. El Driver APC luego recibe los datos de imágenes resultantes y los envía junto con una copia de los ajustes del STC y la cámara, y las órdenes de procesamiento de imágenes al Motor de Procesamiento de Imágenes. Empaquetar agregando notas sobre los datos de imágenes con datos de ajuste del dispositivo y comando complementario permite al Driver del APC manejar todas las operaciones críticas en tiempo requeridas para sincronizar los datos de imágenes con ajustes utilizados para generar la Imagen y las órdenes necesarias para procesar la imagen. Además, empaquetar de este modo elimina los requerimientos de acoplamiento en tiempo firme entre los otros componentes de software y APC. El Motor de Procesamiento de Imágenes realiza las operaciones solicitadas para cada imagen e inserta los datos analizados para cada marco de imagen en un Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes. El procesamiento proporcionado por el Motor de Procesamiento de Imágenes reduce eficazmente la gran cantidad de datos contenidos en la imagen propiamente dicha a un pequeño conjunto de parámetros medidos. El APC Executive obtiene los datos analizados del Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes y copia estos datos en las memorias locales, según sea necesario, permitiéndole realizar las operaciones de análisis que requieren múltiples marcos de datos. Este aspecto permite que las tendencias en varios marcos de datos se extraigan y utilicen como información en importantes algoritmos de control de dispositivos predictivos.

Con respecto al Circuito de Análisis de Imágenes, es importante destacar que enumerar las operaciones en este orden no implica que un marco de imagen individual se procesa por completo, y solamente entonces comienza el siguiente marco. En cambio, cada paso se ejecuta concurrentemente, permitiendo índices superiores de rendimiento de las imágenes. Esta capacidad funcional del presente sistema de control puede conceptualizarse como la operación de un conducto de cálculos capaz de realizar un gran número de cálculos independientes en diferentes conjuntos de datos. Por ejemplo, mientras el Motor de Procesamiento de Imágenes está ocupado analizando una imagen, el Driver APC puede estar leyendo los datos para la imagen siguiente de la cámara y preparando el próximo paquete de datos para el motor de procesamiento de imágenes.

En el Circuito de Control, El APC Executive envía los datos y el estado de las imágenes analizadas al Driver de Control. El Driver de Control usa los datos de las imágenes para determinar el ajuste operativo del dispositivo centrífugo de densidad incluyendo, aunque sin limitarse a ello, los caudales de entrada y de la bomba de extracción, las posiciones de las válvulas y la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo de densidad. El Driver de Control también pone este estado a disposición del Control de Procedimientos a través de los Datos de Estado de la Máquina. El Control de Procedimientos usa la información en el procedimiento corriente como también la información y los datos del estado APC para determinar una o más órdenes APC, y para ajustar los parámetros utilizados por el Driver de Control. El APC Executive recibe órdenes y estado de procedimientos del Control de Procedimientos, y utiliza esta información para determinar las órdenes de procesamiento APC apropiadas para un procedimiento de procesamiento de sangre seleccionado o configuración del dispositivo seleccionada.

Para ilustrar más detalladamente las capacidades del presente sistema de control y sin intención de implicar ninguna limitación a su diseño y usos, se presenta a continuación un ejemplo para clarificar incluso más las operaciones del sistema de control de procedimientos de la presente descripción. Para este ejemplo, el Subsistema APC se encuentra en el modo de medición en estado estable para recogida de una célula mononuclear (MNC). Luego de ingresar primero en este modo, el APC Executive redacta las órdenes para la secuencia de marcos requerida y el Driver APC repite la secuencia hasta que se le ordena lo contrario. Se supone que el APC Executive ha ordenado una serie de once marcos de imágenes correspondientes a distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida o dispersada que se han de recoger. Los primeros diez marcos especifican la medición de la posición de interconexión del glóbulo rojo y la densidad óptica del fluido en un puerto de extracción correspondiente a un puerto de recogida. El marco final especifica un análisis de imágenes un poco más largo, que tiene como fin monitorizar los datos de imágenes relacionados con la calidad de las imágenes que están siendo recogidas, y por lo tanto relacionados con la confiabilidad de las mediciones obtenidas en los otros marcos.

En este ejemplo, el Driver APC recoge cada uno de los marcos en secuencia, enviando los datos de imágenes y las órdenes de procesamiento de imágenes al Motor de Procesamiento de Imágenes. El Motor de Procesamiento de Imágenes analiza cada uno de los marcos y dispone los datos analizados para cada marco de imágenes en el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes. El APC Executive recibe los datos analizados y los divide en dos corrientes de datos: una primera corriente de datos para los marcos de medición y una segunda corriente de datos para los marcos de evaluación de calidad de las imágenes.

La información de los marcos de evaluación de calidad es utilizada por el APC Executive para determinar la confiabilidad de las mediciones. La información de confiabilidad es enviada al Subsistema de Control junto con los datos de medición. Los marcos de evaluación de calidad pueden también ser usados por el APC Executive para ajustar los parámetros del dispositivo a fin de mejorar la calidad de las imágenes. No obstante, el APC Executive solo tiene permitido ajustar autónomamente los parámetros que potencialmente no introducen desviaciones. Por ejemplo, aumentar la cantidad de luz utilizada para las imágenes puede variar la interconexión de los glóbulos rojos, pero también puede causar un desplazamiento aparente en la posición de interconexión. En una realización, los ajustes significativos para mejorar la calidad de las imágenes (como la recalibración de la luz y exposición para reoptimizar la calidad de las imágenes) deben ser ordenados por el Control de Procedimientos.

Las mediciones de densidad óptica luego se procesan para determinar la eficiencia corriente de la recogida. Las mediciones son enviadas al Driver de Control, y luego enviadas a los Datos de Estado de la Máquina. El Control de Procedimientos usa estas mediciones para ajustar la posición de interconexión comandada utilizada por el Driver de Control para optimizar la recogida. En una realización, la medición de la posición de interconexión corriente es filtrada por el APC Executive, y el APC Executive informa el valor filtrado junto con la información de tendencia al Driver de Control. Estos datos son utilizados internamente por el Driver de Control para ajustar los parámetros operativos, como los caudales de la bomba peristáltica y la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo, según sea necesario para mantener la posición de interconexión comandada.

El sistema de control ilustrativo en la Figura 12 puede ejecutarse usando un sistema de cálculos multiprocesador. Los componentes seleccionados de los sistemas de control de la presente descripción pueden ejecutarse en un modo distribuido en procesadores separados. En una realización, el Control de Procedimientos y el Driver de Control se ejecutan en un primer procesador, el Motor de Procesamiento de Imágenes se ejecuta en un segundo procesador y el APC Executive se ejecuta en un tercer procesador. El uso de múltiples métodos de cálculo de procesamiento en la presente descripción permite que las mediciones sean extraídas de una gran cantidad de datos de imágenes en bruto, y permite que las mediciones se utilicen para proveer el control del dispositivo dinámico y flexible en escales de tiempo muy cortas, como una escala de tiempo de menos de 50 milisegundos.

El Subsistema APC y el Subsistema de Control pueden configurarse en comunicación bidireccional vía cualquier medio conocido en la técnica, como una conexión Ethernet. Los componentes del Subsistema APC o del Subsistema de Control pueden configurarse para estar en comunicación bidireccional o unidireccional a través del uso de una memoria compartida. En una realización ilustrativa, no obstante, el Subsistema APC y el Subsistema de Control no se comunican usando una memoria compartida.

El sistema de control de procedimientos de la presente descripción puede también configurarse para proveer datos eficaces que archivan datos de imágenes en bruto, datos de imágenes procesadas y ajustes del dispositivo. Esta funcionalidad permite al usuario revisar los datos de procesamiento de sangre después de un procedimiento seleccionado para extraer información adicional, como información relacionada con la composición de los hemoderivados recogidos o la eficacia de una terapia determinada. En la presente descripción, el archivo de datos puede ser realizado por el Subsistema APC, el Subsistema de Control o ambos. Por lo menos una porción de los datos extraídos de las distribuciones bidimensionales adquiridas de intensidades de luz transmitida, como los parámetros operativos medidos, también se exhibe opcionalmente a un operador o técnico de servicio.

2B(ii) Relación entre el Driver de Control y el Subsistema APC

La Figura 13 es un diagrama esquemático que muestra las relaciones arquitectónicas entre el Driver de Control y el Subsistema APC útiles en los métodos de la presente descripción. Por cuestiones de claridad, solamente las vías de mensajes relevantes APC y los objetos se incluyen en la Figura 13.

En la realización ilustrada en la Figura 13, la tarea del servidor intermediario (proxy) APC dentro del Driver de Control contiene funciones de transferencia de circuito cerrado que determinan dinámicamente ajustes importantes del dispositivo centrífugo que incluyen, aunque sin limitarse a ello, caudales de la bomba, posiciones de la válvula y velocidad de rotación del dispositivo centrífugo, para lograr objetivos de control del procedimiento especificados por el Control de Procedimientos. La función de transferencia realiza los ajustes de hardware para minimizar la diferencia entre las señales de error y los parámetros de referencia deseados. El Control de Procedimientos usa la información de estado APC para verificar la operación del APC y usa los datos del APC para obtener información general de procesamiento, predicción o tendencia. El Control de Procedimientos analiza periódicamente los datos de tendencia para patrones específicos, y usa los resultados del análisis como base de las decisiones del control de procedimientos adaptativo.

3B(iii) Relación entre el Control de Procedimientos y el Subsistema APC

La Figura 14 es un diagrama esquemático que muestra relaciones arquitectónicas ilustrativas del Control de Procedimientos y el Subsistema APC útiles en los métodos de la presente descripción. Por cuestiones de claridad, solamente las vías de mensajes relevantes APC y los objetos se incluyen en la Figura 14.

El Control de Procedimientos utiliza el Subsistema APC como un servidor de información en tiempo real inteligente y tiene un control de supervisión sobre el Subsistema APC. En la realización ilustrada en la Figura 14, el Control de Procedimientos selecciona modos operativos del Subsistema APC. Según el modo de operación, el APC vuelve a transmitir al Driver de Control y al Control de Procedimientos los paquetes de análisis de datos del sensor periódicos. Junto con el comando del Subsistema APC hacia un modo de análisis específico, el Control de Procedimientos comanda el Driver de Control para ingresar a un tipo específico de modo de función de transferencia de circuito cerrado. El Driver de Control está configurado para recibir los mismos datos del sensor APC crítico en tiempo que una entrada de señal de error a sus funciones de transferencia de retroalimentación de circuito cerrado. El Control de Procedimientos realiza el control de procedimientos adaptativos analizando la tendencia o los datos de conducta estadística durante periodos de tiempo más extensos y ajustando los valores predeterminados de la función de transferencia del Driver de Control para lograr el desempeño deseado del procedimiento.

3B(iv) APC Executive

El APC Executive está configurado para administrar el Subsistema APC y proveer información de control de procedimientos en tiempo real al Subsistema de Control. La Figura 15 muestra relaciones arquitectónicas ilustrativas del APC Executive con el Driver APC, el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes y los componentes APC dentro del Subsistema de Control útiles en los métodos de la presente descripción.

La tarea del APC Executive es responsable de controlar la adquisición de imágenes, el análisis de imágenes y la salida de datos emitidos del Subsistema APC de acuerdo con las órdenes del Control de Procedimientos seleccionado. La tarea ejecutiva evalúa las órdenes APC y determina un curso de acción adecuado. Si el Control de Procedimientos solicita que el Subsistema APC cambie sus modos de monitorización o análisis de procesamiento de los hemoderivados, entonces la tarea ejecutiva puede realizar las siguientes operaciones: (1) enviar órdenes de procesamiento APC (adquisición / procesamiento de imágenes) al componente Driver APC a través del objeto de comandos de procesamiento, (2) enviar análisis de imágenes y órdenes de alimentación de datos al Analizador de Datos de Imágenes, (3) monitorizar el estado del Analizador de Datos de Imágenes y la salida de alimentación de datos, y luego enviar el estado del APC (cambiar modo) al Control de Procedimientos. Después de establecer el modo de operación deseado, el APC Executive puede monitorizar y controlar automáticamente el Subsistema APC para mantener el flujo de información solicitada nuevamente al Subsistema de Control. Las órdenes enviadas al Analizador de Datos de Imágenes especifica el tipo de análisis multivariable en tiempo real que el analizador de copias instantáneas debe realizar y el tipo de paquetes de datos que el Analizador de Datos de Imágenes debe enrollar de nuevo al Driver de Control. Las órdenes también pueden especificar el tipo y el nivel de gestión de errores y filtro de datos que el Analizador de Datos de Imágenes debe realizar. Cuando el Motor de Procesamiento de Imágenes inserta nuevos datos en la lista, el Contenedor de Datos de Imágenes notifica al Analizador de Datos de Imágenes. Luego la copia instantánea del Analizador de Datos de Imágenes analiza el nuevo objeto de datos de imágenes junto con un número de objetos precedentes. La Figura 16 es un diagrama esquemático que provee un diagrama de estado para la tarea del analizador de datos de imágenes.

El APC Executive es también responsable de la calibración y el manejo de errores dentro del Subsistema APC. En una realización, el APC Executive maneja autónomamente su calibración y manejo de errores hasta límites de no recuperación predeterminados. Alternativamente, el APC Executive está configurado para responder siempre a las órdenes de recuperación de errores y calibración del Control de Procedimientos. En cualquiera de los casos autónomos o dirigidos de recuperación de errores / calibración, el Subsistema de Control está configurado para recibir la información de estado apropiada. El Control de Procedimientos recibe mensajes de estado de error del APC Executive una vez que ha reconocido una condición de error, mientras que el Driver de Control recibe simultáneamente paquetes de tendencias con información de datos y errores o información de desempeño degradado. El Subsistema APC puede administrar el manejo de errores y calibración usando parámetros de validación predeterminados en órdenes que el APC Executive envía al Analizador de Datos de Imágenes. En una realización de la presente descripción, el Control de Procedimientos es el árbitro final para determinar si el Subsistema APC está funcionando correctamente y enviando al Driver de Control la información sobre el control de procedimientos del circuito de control solicitada.

3B(v) Driver APC

La Figura 17 muestra una arquitectura ilustrativa del componente del Driver APC de la presente descripción. Como se muestra en la Figura 17, el Driver APC consiste en dos tareas activas. La tarea del Driver APC es responsable de la interconexión al APC Executive y está configurado para leer comandos de procesamiento del APC Executive, y ajustar la cámara y el STC correctamente para

ejecutar esos comandos. Está también configurado para redactar el estado asociado con la operación del Driver APC para uso por parte del APC Executive. La tarea de conversión de imágenes es responsable de recibir los datos de imágenes en bruto de la cámara y de generar un paquete de información al Motor de

5 Procesamiento de Imágenes que incluye estos datos de imágenes, los ajustes del STC y la cámara, y las órdenes de procesamiento asociadas con la imagen particular. Cuando una nueva imagen está disponible, se envía una señal al Motor de Procesamiento de Imágenes para notificarle sobre la disponibilidad de los nuevos datos de imágenes. La tarea de conversión de imágenes es también responsable de

10 manejar las memorias intermedias utilizadas para recibir datos de imágenes en bruto de la cámara y la memoria utilizada para enviar datos al motor de procesamiento de imágenes. El Motor de Procesamiento de Imágenes es responsable de señalizar cuando ya no necesita un objeto particular.

La Figura 18 muestra un diagrama de estado de alto nivel ilustrativo para una 15 tarea del Driver APC útil para los métodos de la presente descripción. La Tabla 1 describe cada uno de los estados provistos en la Figura 18. Tabla 1 – Descripción de los estados de las tareas del Driver APC

Estado: Descripción

Inactivo: Esperar evento despertador. Los eventos despertadores pueden generarse a partir de nuevas órdenes enviadas desde el APC Executive, o desde un momento despertador programado en un barrido previo a través de la máquina de estado de tareas del Driver APC.

Actualización del estado centrífugo: El Driver APC monitoriza la posición y la velocidad centrífuga a través del STC. Estos datos se usan para calcular el tiempo en el que se esperan los eventos activadores y determinar si pueden redactarse de modo seguro nuevos ajustes de hardware antes de un evento activador pendiente.

Revisión de nuevos comandos de procesamiento: Este estado revisa nuevos comandos de procesamiento del APC Executive. Si hay nuevos comandos disponibles, el Driver APC genera un nuevo conjunto de órdenes internas que se utilizarán para la adquisición de imágenes.

Estado: Descripción

Revisión de nuevas: El APC Executive puede comandar una secuencia de una o

órdenes necesarias para: más imágenes que se han de procesar. Por ejemplo, podría

la imagen siguiente: comandar 10 imágenes para rastrear la posición de la interconexión de sangre, seguido de una imagen utilizada para evaluar periódicamente la calidad de imagen. Durante este estado, el driver determina si la próxima imagen que se adquirirá requiere algún cambio en los ajustes de la cámara y el STC corrientes.

Procesamiento de: Si se requieren nuevos ajustes del hardware para la

nuevas órdenes: próxima imagen, el driver debe entonces determinar si hay tiempo suficiente para redactar estos ajustes antes del próximo evento activador. Esta determinación usa la posición y velocidad centrífuga actual, la posición del siguiente evento activador y los ajustes de hardware particulares que deben modificarse (p. ej., cambiar solamente la duración de las marcas estroboscópicas en el STC puede ser más rápido que cambiar los ajustes de exposición de la cámara).

Redacción de nuevos: Se redactan nuevos ajustes para el hardware, y el objeto de

ajustes al hardware: Ajustes de Imágenes Actuales se actualiza de modo que cuando la imagen es recibida por la tarea de conversión de imágenes, está disponible los ajustes correctos correspondientes a esa imagen.

Revisión del evento: Con el fin de garantizar la correcta sincronización entre los

activador esperado: ajustes de imágenes y los datos de imágenes, la tarea del Driver APC debe controlar que los datos de imágenes sean recibidos por la tarea de conversión de imágenes en el momento especificado. O bien un activador de cámara falso (datos de imágenes enviados cuando no se esperaba ninguno) o un activador de la cámara faltante (ningún dato de imágenes enviado cuando debería haberse adquirido una nueva imagen) puede causar la sincronización de los datos de Ajustes de Imágenes Corrientes y los datos de imágenes recibidos de la cámara que se ha de perder.

Estado: Descripción

Manipuleo de errores: Si se detecta un error de sincronización, el hardware debe reiniciarse hasta un estado conocido, y la tarea del driver debe resincronizarse con los datos de imágenes entrantes.

Programación del próximo evento despertador: El Driver APC programa el próximo evento despertador para el tiempo hasta el siguiente evento activador esperado (en base a la posición y velocidad centrífuga corriente). No obstante, si este tiempo excede 10 mseg., el próximo evento despertador es programado para 10 mseg. en cambio, para asegurar que los cambios de velocidad centrífuga sean rastreados apropiadamente.

3B(vi) El Motor de Procesamiento de Imágenes

La Figura 19 muestra una arquitectura ilustrativa de un componente del Motor de Procesamiento de Imágenes APC de la presente descripción. Por cuestiones de 5 claridad, no todas las vías de mensajes y datos se incluyen en este diagrama y se

incluyen solamente aquellas vías de datos y mensajes relevantes a lo que sigue.

En una realización, la tarea del analizador de imágenes es responsable del análisis en tiempo real de imágenes digitales (marcos) continuas fijas. Para un nuevo marco de imagen, la tarea del analizador de imágenes aplica una serie de algoritmos

10 sensores (herramientas del analizador de imágenes) para extraer mediciones de procesamiento de hemoderivados específicos de la imagen. Después de que cada marco ha sido analizado y las mediciones del sensor extraídas se utilizan los parámetros de exposición de imágenes (cámara, ajustes STC) y relojes fechadores / de secuencias para construir un nuevo objeto de datos de imágenes. El analizador de

15 imágenes luego inserta el nuevo objeto de datos en el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes (memoria circular cronológicamente ordenada). La tarea del analizador está configurada para recibir cada nuevo marco de imágenes del componente Driver APC. Para cada nuevo ciclo de marco, el Driver APC carga una estructura de imagen analizable en una memoria designada, actualiza el objeto de comandos del analizador

20 y luego notifica a la tarea del analizador de imágenes de que una nueva imagen está lista para ser procesada con una señal lista de memoria de imágenes. La arquitectura del Analizador de Imágenes desacopla parcialmente la exposición de la imagen en tiempo real asincrónica y los intervalos de procesamiento definidos por la rpm centrífuga de la tarea ejecutiva. El APC Executive controla y monitoriza indirectamente el Analizador de Imágenes a través del Driver APC y el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes. Cuando la tarea del APC Executive envía órdenes de procesamiento al Driver APC, el Driver APC redirige las órdenes de procesamiento de imágenes contenidas dentro de las órdenes de procesamiento del APC Executive al objeto de comandos del analizador. Las órdenes de procesamiento de imágenes se utilizan para determinar el modo de operación del analizador y el tipo de análisis que efectúa. El APC Executive está configurado para monitorizar el estado de procesamiento de la imagen del analizador, evaluando su salida al Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes. La Figura 20 proporciona un diagrama de estado ilustrativo para una tarea del analizador de imágenes útil en los métodos de la presente descripción.

En una realización, la tarea del analizador recibe sus órdenes de procesamiento de la memoria de lectura de los objetos de comandos del analizador para cada marco. Cuando el APC Driver indica al analizador que hay una nueva imagen lista para procesar, éste obtiene la ubicación de la memoria de imágenes, las órdenes de procesamiento de imágenes y el ajuste de exposición de imágenes de la memoria de lectura de comandos del analizador. Luego selecciona las herramientas de análisis de imágenes especificada por el objeto de comandos del analizador y analiza la imagen. Después del análisis, la tarea del analizador usa los datos de medición extraídos, los relojes fechadores de imágenes, el recuento de secuencias de imágenes y los ajustes de eventos de exposición del STC / cámara para crear un nuevo objeto de datos de imágenes. Después de crear el nuevo objeto de datos de imágenes, la tarea del analizador lo inserta entonces en el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes. Si las órdenes del objeto de comandos del analizador permitieron el registro de datos de imágenes, se copia la estructura de la imagen en la memoria de registro de imágenes e indica al servidor intermediario de registro que nuevos datos de registro están disponibles.

3B(vii) Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes

El Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes está configurado para proveer acceso gestionado a secuencias cronológicamente ordenadas (memoria circular) de datos del sensor de imágenes extraídas. El Motor de Procesamiento de Imágenes inserta los objetos de datos de imágenes en el Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes cada vez que procesa un nuevo marco de imágenes. El APC está configurado para recibir notificación de que nuevos datos están siendo insertados en el contenedor de la lista del Contenedor de la Lista de Datos de Imágenes.

C. Algoritmos de procesamiento de imágenes

En un aspecto, la presente descripción provee algoritmos de procesamiento de imágenes útiles para extraer mediciones de distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes de componentes de un sistema de procesamiento de sangre y/o una muestra de sangre que se somete a procesamiento. Los algoritmos de procesamiento de imágenes útiles para los métodos de la presente descripción pueden clasificarse en varias categorías de medición esenciales que incluyen (1) mediciones directas, (2) mediciones estadísticas y (3) mediciones basadas en frecuencia.

Las mediciones directas se refieren a la evaluación de las distancias de componentes de dispositivos conocidos en un sistema de procesamiento de sangre y a la ejecución de algoritmos de ajuste óptimos para determinar características importantes, tales como la posición de los límites de fase entre hemoderivados separados ópticamente diferenciables. Las mediciones directas ilustrativas y los algoritmos de procesamiento de imágenes correspondientes útiles para los métodos de la presente descripción incluyen, aunque sin limitarse a ello, (1) un vector de medición a lo largo de las regiones de borde detectadas relativas a los límites de fase entre hemoderivados separados; (2) técnicas de detección de bordes de umbral y/o de detección de borde en gradiente para determinar automáticamente mediciones precisas de las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados separados; (3) algoritmos de adaptación de patrones para determinar la posición, orientación y dimensiones físicas de un componente de dispositivo conocido o elemento de un componente de dispositivo conocido; (4) una medición de distancia de un componente de dispositivo conocido o elemento de un dispositivo conocido, como la distancia desde la parte superior de una arista de una célula óptica hasta el límite de fase de un glóbulo rojo –capa leucocítica, límite de fase de una capa leucocítica -plasma o límite de fase de una plaqueta -plasma; (5) una medición de distancia desde un componente de dispositivo conocido o elemento de un componente de dispositivo conocido hasta una región de interés.

Las mediciones estadísticas se refieren a las mediciones que investigan valores de intensidad en una región de interés y usan herramientas estadísticas para determinar las intensidades de luz promedio y/o la distribución espacial de intensidades de luz transmitida y/o dispersada desde regiones de observación correspondientes a importantes componentes de un positivo, como una luz transmitida y/o dispersada desde uno o más puertos de extracción o entradas. En este modo, los flujos y composiciones de hemoderivados separados en una región de interés, como un puerto de extracción, se determinan en tiempo real. Las mediciones estadísticas ilustrativas y los algoritmos de procesamiento de imágenes correspondientes útiles para los métodos de la presente descripción incluyen, aunque sin limitarse a ello: (1) una medición de la intensidad promedio de luz transmitida y/o dispersada desde una región de interés (p. ej., puerto de extracción); (2) una medición de la intensidad mediana de luz transmitida y/o dispersada desde una región de interés (p. ej., puerto de extracción); (3) una medición de la intensidad mínima y/o máxima de luz transmitida y/o dispersada desde una región de interés (p. ej., puerto de extracción); (4) una medición del porcentaje de contraste en una imagen de una región de interés (p. ej., puerto de extracción); (5) mediciones de varianza y desviación estándar de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada observadas desde una región de interés

(p. ej., puerto de extracción); (6) distribuciones de entropía de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada medidas desde una región de interés (p. ej., puerto de extracción).

Las mediciones de frecuencia trasladan las intensidades de luz medidas de una distribución bidimensional de intensidades de luz para identificar la diferencia entre componentes de alta frecuencia y baja frecuencia. En una realización, por ejemplo, la transformada rápida de Fourier (FFT) o una serie espectral de potencia (FFT)2 se utilizan para evaluar la naturaleza homogénea o heterogénea del flujo de material celular a través de un puerto de extracción útil para evaluar la composición de los hemoderivados extraídos y separados. Las mediciones de frecuencia ilustrativas y los correspondientes algoritmos de procesamiento de imágenes útiles para los métodos de la presente descripción incluyen, aunque sin limitarse a ello: (1) determinación de la resolución de frecuencia mínima provista por la ecuación:

1 resolución de frecuencia mínima = ---------------------------------------------) (longitud de la región de interés)

(III)

(2) determinación de la resolución de frecuencia provista por la ecuación:

(número de muestras de frecuencia) resolución de frecuencia = ------------------------------------------------------(longitud de la región de interés)

(IV)

(3) determinación de la relación de la frecuencia máxima a la frecuencia mínima dentro de un intervalo seleccionado; (4) determinación de la distribución u otras características del espectro de potencia como una función del espectro de potencia.

Los algoritmos de procesamiento de imágenes operan una distribución bidimensional de intensidades de luz transmitida y/o dispersada correspondientes a una imagen de un componente de dispositivo y/o muestra de sangre para determinar las condiciones operativas útiles para controlar un dispositivo de procesamiento de sangre. Las mediciones que pueden extraerse de un marco individual de datos de imágenes incluyen, aunque sin limitarse a ello, las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados separados ópticamente diferenciables, la composición y el flujo de los hemoderivados extraídos y separados que pasan por el puerto de extracción, y la composición de la sangre que pasa por una entrada de una cámara de separación. Las incertidumbres en estas mediciones pueden también determinarse en tiempo real a partir de un marco individual de los datos de imágenes analizados por los algoritmos de procesamiento de imágenes de la presente descripción. La evaluación de las incertidumbres en los parámetros medidos es importante en los presentes métodos porque provee datos importantes relevantes a los datos que deben usarse en las tendencias. Alternativamente, los algoritmos de procesamiento de imágenes pueden operarse en una pluralidad de distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada correspondientes a múltiples imágenes de un componente de dispositivo y/o muestra de sangre. Los algoritmos de procesamiento de imágenes que operan múltiples marcos de datos de imágenes son útiles para analizar y predecir la conducta temporal de importantes condiciones operativas, como las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados separados ópticamente diferenciables y las composiciones y flujos de hemoderivados extraídos y separados que pasan por un puerto de extracción. Los algoritmos de procesamiento de Imágenes ilustrativos que operan múltiples marcos de datos de imágenes comprenden algoritmos de análisis de datos predictivos capaces de monitorizar tendencias en mediciones importantes en tiempo real. Dichos algoritmos de análisis de datos predictivos proveen sistemas de control de procedimientos capaces de ajustar muy rápidamente uno o más ajustes del dispositivo en respuesta a cambios en las condiciones de procesamiento de la sangre o la composición de la muestra para optimizar un procedimiento o terapia determinada.

Los algoritmos de procesamiento de imágenes de la presente descripción pueden determinarse empíricamente correlacionando los parámetros medidos, como las intensidades promedio de luz transmitida y/o dispersada o la distribución bidimensional de las intensidades de luz transmitida y/o dispersada, con composiciones observadas de los hemoderivados extraídos y separados. En una realización, dichas correlaciones se determinan por operación de algoritmos de ajuste a conjuntos de datos de imágenes individuales o conjuntos de datos de imágenes múltiples. Las correlaciones apropiadas para los algoritmos de procesamiento de imágenes de la presente descripción pueden depender de la composición de la sangre que se somete a procesamiento u otras características de un donante o paciente que se somete a tratamiento. Alternativamente, en otra realización, las correlaciones se determinan usando redes neurales y algoritmos de aprendizaje automático conocidos en la técnica. Por ejemplo, dichos algoritmos de aprendizaje automático se utilizan para refinar continuamente los algoritmos de procesamiento de imágenes por operación en datos de imágenes archivados.

Un método ilustrativo para controlar un dispositivo de procesamiento de sangre comprende las etapas de: (1) realizar una primera medición de una condición operativa de dicho dispositivo de procesamiento de sangre correspondiente a una primera vez; (2) realizar una segunda medición de dicha condición operativa de dicho dispositivo de procesamiento de sangre correspondiente a una segunda vez; (3) analizar dichas primera y segunda mediciones de dicha condición operativa usando un algoritmo de análisis de datos predictivo, donde la operación de dicho algoritmo de análisis de datos predictivo genera una condición operativa pronosticada de dicho dispositivo de procesamiento de sangre en un tiempo futuro; y (4) ajustar por lo menos un ajuste de dicho dispositivo de procesamiento de sangre en base a dicha condición operativa pronosticada de dicho dispositivo de procesamiento de sangre en dicho tiempo futuro, controlando así dicho dispositivo de procesamiento de sangre.

Ejemplo 4: Célula óptica para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre

La presente descripción incluye células ópticas para uso en el monitorización y control de procesamiento de sangre usando una amplia variedad de técnicas para procesamiento de sangre. Las células ópticas de la presente descripción son capaces de transmitir por lo menos una porción de un haz de luz incidente y/o luz dispersada por uno o más componentes de fluido en la célula óptica. Opcionalmente, las células ópticas pueden comprende absorber, reflejar, dispersar, colimar y/o enfocar selectivamente regiones capaces de manipular selectivamente un haz de luz incidente

o luz dispersada por uno o más componentes de fluido en la célula óptica. Asimismo, las células ópticas maximizan las regiones de un sistema de separación de sangre que son visualizadas y ópticamente caracterizadas usando una cámara CCD o CMOS de posición fija equipada con un sistema de lente de foco fijo. Esta característica de las células ópticas provee sistemas de procesamiento de sangre multifuncionales capaces de monitorizar y controlar simultáneamente una pluralidad de condiciones operativas del procesamiento de sangre, incluyendo la composición de hemoderivados separados, flujos de hemoderivados extraídos, separados y las posiciones de los límites de fase entre componentes separados ópticamente diferenciables.

La Figura 21A provee un diagrama esquemático de una vista lateral rotada de una célula óptica de la presente descripción útil para monitorizar el procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad. La célula óptica 1100 ilustrada comprende una cámara de extracción de un hemoderivado 1105, un primer puerto de extracción 1110, un segundo puerto de extracción 1115 y un tercer puerto de extracción 1117. La cámara de extracción 1105 comprende una primera pared lateral 1120 y una segunda pared lateral 1125 que definen una región de separación de sangre 1126, donde los hemoderivados son separados a lo largo del eje de separación 1127 en base a la densidad tras la formación de un campo centrífugo por un dispositivo centrífugo de densidad. En la realización que se muestra en la Figura 21A, la cámara de extracción 1105, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 son cada uno capaces de pasar por lo menos una porción de luz incidente, como luz que se propaga a lo largo de un eje óptico que está sustancialmente paralelo al eje del haz de luz incidente 1140 y luz dispersada por sangre o hemoderivados en la región de separación de sangre 1126, el primer puerto de extracción 1110 y/o el segundo puerto de extracción 1115. Opcionalmente, la célula óptica 1100 puede además comprender aristas 1141 para potenciar la integridad estructural y ofrecer buena robustez mecánica.

Como se muestra en la Figura 21A, el primer puerto de extracción 1110, el segundo puerto de extracción 1115 y el tercer puerto de extracción 1117 son elementos tubulares en comunicación fluida con la región de separación de sangre 1126. En una realización de la presente invención, el primer puerto de extracción 1110 termina en un orificio posicionado aproximadamente a mitad de camino entre la primera pared lateral 1120 y la segunda pared lateral 1125, el segundo puerto de extracción 1115 termina en un orificio posicionado próximo a la primera pared lateral 1120 y el tercer puerto de extracción 1117 termina en un orificio posicionado próximo a la segunda pared lateral 1125. Esta disposición permite que los hemoderivados de diferentes densidades sean extraídos a través de diferentes puertos de extracción, ya que el primero, segundo y tercer puertos de extracción, los puertos 1110, 1115 y 1117, están en comunicación fluida con diferentes regiones de la región de separación de sangre 1126 durante el procesamiento de sangre. En una realización, la célula óptica 1100 está configurada de modo tal que los glóbulos blancos pueden extraerse a través del primer puerto de extracción 1110, el plasma y/o las plaquetas pueden extraerse a través del segundo puerto de extracción 1115 y los glóbulos rojos pueden extraerse a través del tercer puerto de extracción 1117.

La célula óptica 1100 está configurada de modo tal que puede acoplarse a una cámara de separación de sangre (no se muestra en la Figura 21A) de modo tal que la sangre que se somete a procesamiento fluye por la célula óptica 1100, y las fracciones discretas correspondientes a hemoderivados seleccionados se extraen a través del primero, segundo y tercer puertos de extracción 1110, 1115 y 1117. En una realización, la célula óptica 1100 es un elemento integrado de una cámara de procesamiento de sangre. En otra realización, la célula óptica 1100 es un componente separado de un sistema de procesamiento de sangre en comunicación fluida con una cámara de separación. En una realización, la célula óptica 1100 está configurada de modo tal que es periódicamente rotada hacia adentro y hacia fuera de una región de observación de un sistema de monitorización y control óptico de la presente invención a medida que rota la cámara de separación de un dispositivo centrífugo de densidad. En este modo, las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz transmitida, luz dispersada o ambas, que comprenden imágenes de una célula óptica 1100, se miden para cada rotación o para rotaciones seleccionadas. La célula óptica 1100 puede comprender un componente desechable de un sistema de procesamiento de sangre o puede ser un componente reutilizable.

La cámara de extracción 1105, el primer puerto de extracción 1110, el segundo puerto de extracción 1115 y el tercer puerto de extracción 1117 pueden además comprender una o más superficies ópticas capaces de transmitir luz, como un haz óptico incidente o luz transmitida desde la sangre o los hemoderivados. Las superficies ópticas de la cámara de extracción 1105, el primer puerto de extracción 1110, el segundo puerto de extracción 1115 y el tercer puerto de extracción 1117 pueden ser superficies ópticas externas que no están en contacto con la sangre que se somete a procesamiento y están expuestas al ambiente circundante. Alternativamente, las superficies ópticas de la cámara de extracción 1105, el primer puerto de extracción 1110, el segundo puerto de extracción 1115 y el tercer puerto de extracción 1117 pueden ser superficies ópticas internas que están en contacto con la sangre que se somete a procesamiento y no están expuestas al ambiente circundante. En una realización ilustrativa, las superficies ópticas de la cámara de extracción 1105 están posicionadas de modo tal que se genera una imagen óptica de alta calidad de por lo menos una porción de la célula óptica 1100 tras la iluminación con un primer haz de luz colimado dirigido en la parte superior 1113 de la célula óptica 1100 y un segundo haz de luz colimado dirigido en la parte inferior 1114 de la célula óptica 1100. Esta configuración permite distribuciones bidimensionales de intensidades de luz que comprenden imágenes de la célula óptica 1100 que se ha de medir y analizar en tiempo real.

El uso de la expresión superficie óptica en la presente descripción hace referencia a superficies capaces de transmitir eficientemente luz incidente, como haces de luz incidente colimados que tienen una distribución seleccionada de longitudes de onda, como longitudes de onda en las regiones visibles y/o infrarrojas del espectro electromagnético, y/o luz dispersada desde sangre o hemoderivados que se someten a procesamiento. Las superficies ópticas de la presente descripción preferidas para algunas aplicaciones de la presente descripción no alteran de modo significativo las intensidades, distribución de longitud de onda y características espaciales de luz incidente, como la dirección de propagación y el grado de colimación. Las superficies ópticas pueden ser sustancialmente ópticamente planas, como el grado de planeidad provisto por un pulido adiamantado, por ejemplo un grado de planeidad que exhibe desviaciones de la planeidad absoluta inferiores a aproximadamente (0,0254 mm). El uso de superficies ópticas ópticamente planas en las células ópticas de la presente invención es beneficioso porque son capaces de transmitir eficientemente un haz de luz colimado prácticamente sin distorsión de las características espaciales del haz, como transmitiendo un haz colimado sin enfoque significativo y sin aumentar de manera significativa la divergencia del haz. Las superficies ópticas pueden también ser superficies ópticamente lisas, como el grado de lisura provisto por un pulido adiamantado que exhibe desviaciones de una superficie absolutamente lisa de menos de aproximadamente 3 micropulgadas. El uso de superficies ópticamente lisas en las células ópticas es beneficioso porque son capaces de proveer superficies altamente transmisivas en las que la dispersión de luz incidente de la superficie óptica se minimiza. La presente descripción también incluye realizaciones en las que la célula óptica 1100 comprende una pluralidad de superficies ópticas que están posicionadas en planos sustancialmente paralelos. El uso de superficies ópticas paralelas es beneficioso para proveer buena transmisión de luz a través de la célula óptica 1100. En la realización que se muestra en la Figura 21A, la cámara de extracción 1105 tiene una primera superficie óptica externa 1130 y una segunda superficie óptica externa 1135, capaces de transmitir eficientemente uno o más haces de luz colimados que se propagan a lo largo del eje óptico sustancialmente paralelo al eje de haz de luz incidente 1140 y/o luz transmitida desde la sangre o los hemoderivados en la región de separación 1126. Opcionalmente, la cámara de extracción 1105 puede también comprender una primera superficie óptica interna, una segunda superficie óptica interna o ambas (no se muestra en la Figura 21A) posicionadas opuestas a la primera superficie óptica 1130 y/o segunda superficie óptica 1135, respectivamente, y en contacto con la región de separación de sangre 1126. Se prefiere, para algunas aplicaciones de la presente descripción, que las superficies ópticas externas y/o internas de la cámara de extracción 1105 sean planas y estén orientadas en planos sustancialmente paralelos para aumentar la transmisión de un haz de luz incidente. Las superficies ópticas externas y/o internas de la cámara de extracción 1105 son preferiblemente altamente transmisivas, ópticamente planas y ópticamente lisas, de modo tal que son capaces de proveer una imagen plana y no distorsionada de por lo menos una porción de la parte superior 1113 de la célula óptica 1100 a una cámara CCD o CMOS posicionada en comunicación óptica con la cámara de extracción.

Como se muestra en la Figura 21A, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 tienen superficies ópticas externas 1146 y 1147, respectivamente, capaces de transmitir eficientemente uno o más haces de luz colimados que se propagan a lo largo del eje del haz de luz incidente sustancialmente paralelo al eje óptico 1140 y/o la luz dispersada desde la sangre o los hemoderivados en los puertos de extracción. La Figura 21B provee una vista transversal de un diseño de puerto de extracción ilustrativo. Como se muestra en la Figura 21B, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 tienen cada uno espacio interior axial 1150 que tiene un perfil transversal cuadrado. En esta realización, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 tienen superficies ópticas internas 1155, capaces de transmitir eficientemente uno o más haces de luz colimados que se propagan a lo largo de un eje óptico que está sustancialmente paralelo al eje del haz de luz incidente 1140. Opcionalmente, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 pueden tener superficies ópticas internas adicionales 1160 posicionadas opuestas a las superficies ópticas 1155 para aumentar incluso más la transmisión y minimizar los efectos de distorsión del haz no deseados, como el enfoque y el aumento de divergencia del haz. Además, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 pueden tener superficies ópticas externas adicionales 1161 para potenciar la transmisión de luz a través del primero y segundo puertos de extracción 1110 y 1115. Las superficies ópticas internas y/o externas del primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 son preferiblemente altamente transmisivas, ópticamente planas y ópticamente lisas, de modo tal que son capaces de proveer una imagen plana, sin distorsiones de por lo menos una porción de los puertos de extracción a una cámara CCD o CMOS posicionada en comunicación óptica con la cámara de extracción. El monitorización de la transmisión de luz a través del primero y segundo puertos de extracción 1110 y 1115 mientras los hemoderivados son extraídos de la región de separación de sangre 1126 provee un medio para medir la composición de los hemoderivados extraídos.

La presente descripción también incluye configuraciones de célula óptica que tienen puertos de extracción con espacios interiores axiales que tienen perfiles transversales distintos de los perfiles cuadrados, como perfiles rectangulares, perfiles trapezoidales y perfiles curvados. La Figura 21C provee una vista transversal de un diseño de puerto de extracción alternativo, donde el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 tienen cada uno espacios interiores axiales 1150 que tienen un perfil transversal rectangular. Se prefiere el uso de puertos de extracción que tienen perfiles transversales rectangulares con longitudes 1157 de las superficies ópticas internas 1155 mayores que el ancho 1158 de las paredes laterales 1165 para algunas aplicaciones, porque provee mejores mediciones de la composición y/o el flujo de materiales celulares y/o no celulares en el puerto de extracción. Por ejemplo, el uso de perfiles transversales rectangulares que proveen un espacio interior axial muy delgado 1150 (es decir, que tienen una longitud de 1157 significativamente mayor que el ancho 1158) es beneficiosa porque distribuye material absorbente, como hemoderivados celulares, en una capa que tiene un área transversal mayor posicionada ortogonal a los ejes de propagación de la luz incidente, lo que permite que la distribución espacial de dicho material absorbente se caracterice más precisamente. Además, el uso de un espacio interior delgado 1150 es beneficioso porque disminuye la longitud de la vía óptica del componente extraído, que es útil para evitar la absorción sustancialmente completa de un haz incidente hacia los puertos de extracción. En una realización, los puertos de extracción 1110 y 1115 tienen perfil transversal caracterizado por una relación de aspecto (relación de aspecto = (ancho)/(longitud)) seleccionada en el intervalo de aproximadamente 0,1 a aproximadamente 0,4. Por ejemplo, un puerto de extracción tiene una longitud 1157 equivalente a aproximadamente (2,03 mm) y un ancho 1158 equivalente a aproximadamente (0,762 mm). La selección del perfil transversal y las dimensiones físicas de los espacios interiores axiales 1150 de los puertos de extracción se puede realizar en base a los caudales a través de los puertos de extracción deseados, las consideraciones de transmisión óptica y las consideraciones de imágenes de luz.

Haciendo referencia nuevamente a la Figura 21A, en una realización de la presente descripción la segunda superficie óptica externa 1135 de la cámara de extracción 1105 y las superficies ópticas externas del primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 están posicionadas de modo tal que se encuentran en la profundidad del campo provisto por un elemento de recogida de luz y el detector bidimensional (no se muestra en la Figura 21A). La segunda superficie óptica externa ilustrativa 1135 de la cámara de extracción 1105 y las superficies ópticas externas del primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 ocupan sustancialmente el mismo plano 1170. En este contexto, la expresión "sustancialmente el mismo plano" incluye desviaciones de una orientación absolutamente coplanar menor o igual a aproximadamente (2,54 mm). Preferiblemente, para algunas aplicaciones, la segunda superficie óptica externa 1135 de la cámara de extracción 1105 y las superficies ópticas externas 1146 y 1147 del puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115 pueden posicionarse en un plano común correspondiente al plano focal de una cámara CCD o CMOS de posición fija equipada con un sistema de lente de foco fijo en comunicación óptica con la célula óptica 1100. Esta configuración óptica permite la toma de imágenes y la caracterización óptica simultánea de la región de separación de sangre 1126, el primer puerto de extracción 1110 y el segundo puerto de extracción 1115. Una ventaja de esta configuración óptica es que permite mediciones simultáneas de la posición de los límites de fase en la región de separación de sangre 1126 y la composición de los hemoderivados extraídos a través del primero y segundo puertos de extracción 1110 y 1115.

La célula óptica 1100 también puede comprender elementos adicionales para facilitar una serie de mediciones ópticas. Primero, la célula óptica 1100 puede estar provista con una diversidad de marcadores de calibración. Los marcadores de calibración y las superficies ópticas 1135, 1146 y 1147 pueden posicionarse en un plano común 1170, como un plano correspondiente al plano focal de una cámara CCD

: o CMOS de posición fija equipada con una lente de foco fijo en comunicación óptica con la célula óptica 1100. Los marcadores de calibración pueden posicionarse en la célula óptica 1100 propiamente dicha, por ejemplo en las aristas más cercanas 1141 al plano 1170, o en un dispositivo o componente de dispositivo para sostener una célula óptica 1100 en un dispositivo centrífugo de densidad, como un componente del dispositivo de la llenadora. En una realización, los marcadores de calibración comprenden marcadores para calibrar las dimensiones físicas y la orientación espacial de una imagen recogida, por ejemplo una o más formas bidimensionales como barras que tienen dimensiones físicas y espaciados seleccionados. En una realización, los marcadores de calibración comprenden marcadores para calibrar intensidades de imágenes recogidas, por ejemplo una o más formas bidimensionales que tienen absorción seleccionada, dispersión y características de reflexión. En una realización, los marcadores de calibración comprenden marcadores para calibrar los colores de las imágenes recogidas, por ejemplo una o más formas coloreadas como una rueda de color.

Las células ópticas de la presente descripción pueden además comprender una

: o más regiones selectivamente absorbentes, reflectantes, dispersantes, de enfoque y/o colimadoras. En una realización, las células ópticas de la presente descripción tienen una o más regiones enmascaradas que son capaces de prevenir sustancialmente la transmisión de luz absorbiendo, dispersando y/o reflectando un haz incidente. En una realización, las células ópticas de la presente descripción tienen una

: o más superficies curvadas para ajustar selectivamente las características espaciales de un haz incidente, por ejemplo enfocando o colimando un haz incidente.

Las células ópticas de la presente descripción pueden fabricarse a partir de una amplia gama de materiales por lo menos parcialmente transmisivos que incluyen, aunque sin limitarse a ello, polímeros, plásticos, termosets y termoplásticos. Se prefieren las células ópticas que comprenden uno o más polímeros amorfos en algunas realizaciones porque proveen mejor transmisión de luz incidente que los correspondientes materiales cristalinos. Los materiales ilustrativos útiles para fabricar células ópticas incluyen, aunque sin limitarse a ello, cloruro de polivinilo amorfo, policarbonato y polietilentereftalato glicol (PETG) y polietilenterftalato (PET termoplástico).

Ejemplo 5: Sistema para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad

La presente descripción incluye sistemas para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad capaces de proveer mediciones simultáneas en tiempo real de las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables relativos a los marcadores de calibración y a las composiciones y/o flujos de hemoderivados separados y extraídos. Un sistema preferido de la presente invención que exhibe excelente sensibilidad, robustez mecánica y confiabilidad comprende una cámara CCD de posición fija equipada con una lente de foco fijo, una fuente de luz de LED (diodo emisor de luz) pulsada superior y una fuente de luz de LED pulsada inferior. El uso de una cámara de CCD de posición fija equipada con un sistema de lente de foco fijo provee un sistema que exhibe alta estabilidad mecánica con respecto a mantener la alineación óptica, lo que evita la necesidad de ajustes periódicos de los haces de iluminación y detección de las longitudes de la vía óptica. Además, el uso de fuentes de luz de LED pulsada inferior y superior ofrece una considerable flexibilidad en las distribuciones de longitud de onda e intensidades de los haces de luz de iluminación dirigidos hacia el sistema de procesamiento de sangre y posteriormente detectados. Además, el uso de fuentes de luz de LED pulsada también provee características temporales precisas y reproducibles de pulsos de iluminación útiles para generar imágenes ópticas de alta calidad de una célula óptica giratoria de una cámara de separación.

La Figura 22 es una vista superior de un sistema óptico de monitorización y control de la presente invención adecuado para el procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad. La Figura 23 es una vista en corte correspondiente a un eje en corte 1200 indicado en la Figura 22. La Figura 24 es una vista lateral del sistema de monitorización y control óptico ilustrado en las Figuras 22 y 23. El sistema de monitorización y control óptico 1205 ilustrado comprende una cámara CCD equipada con un sistema de lente de foco fijo 1210, una célula óptica 1220, una fuente de luz de LED pulsada superior 1215 y una fuente de luz de LED pulsada inferior 1225. Como se ilustra en la Figura 23, la cámara CCD con un sistema de lente de foco fijo 1210 está en comunicación óptica con una célula óptica 1220 y posicionada para intersectar el eje óptico 1230. La fuente de luz de LED pulsada superior 1215 está en comunicación óptica con la célula óptica 1220 y está posicionada de modo tal que es capaz de dirigir una pluralidad de haces de luz de iluminación superior colimados 1235, que se propagan a lo largo de ejes de propagación que intersectan el eje óptico 1230, hacia el lateral superior 1239 de la célula óptica 1220. La fuente de luz pulsada de LED inferior 1225 está también en comunicación óptica con la célula óptica 1220 y está posicionada de modo tal que es capaz de dirigir una pluralidad de haces de luz de iluminación inferior 1240, que se propagan a lo largo de un eje de propagación paralelo al eje óptico 1230, hacia el lateral inferior 1250 de la célula óptica 1220. Opcionalmente, la fuente de luz de LED pulsada superior, la fuente de luz de LED pulsada inferior o ambas pueden reemplazarse con una o más lámparas de xenón pulsadas para generar haces de luz de iluminación superior 1235, haces de luz de iluminación inferior 1240 o ambos. El uso de lámparas de xenón pulsadas es conveniente para aplicaciones que requieren haces de luz de iluminación superior e inferior muy intensa.

La célula óptica 1220 es un componente integral de una cámara de separación de un dispositivo centrífugo de densidad y es mantenida en posición a una distancia seleccionada del eje de rotación central del dispositivo centrífugo de densidad por la llenadora 1255. La llenadora 1255 y la célula óptica 1220 están configuradas en un modo tal que ambas son capaces de rotar libremente alrededor del eje de rotación central del dispositivo centrífugo de densidad. En la realización que se muestra en las Figuras 22, 23, 24, la llenadora 1255 tiene una apertura 1256 de dimensiones seleccionadas para pasar por lo menos una porción de los haces de luz de iluminación inferior 1240. Alternativamente, la apertura 1256 puede comprender un elemento óptico independiente posicionado a lo largo del eje óptico 1230 entre la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 y la célula óptica 1220 o puede ser un componente integral de la célula óptica 1220 propiamente dicha. La apertura 1256 puede tener cualquier forma, incluyendo, aunque sin limitarse a ello, circular, cuadrada, rectangular, poligonal, romboidal, elipsoidal o cualquier combinación de estas formas. El uso de la apertura 1256 en la presente descripción es útil para prevenir la saturación del detector debido a demasiada luz que choca sobre la superficie sensora de la cámara CCD y es útil para potenciar el contraste con respecto a las áreas de interés. Opcionalmente, la llenadora 1255 también puede estar equipada con otros elementos ópticos (no se muestran) para ajustar las características espaciales o la distribución de longitud de onda de los haces de luz de iluminación posterior 1240, como los filtros ópticos, los filtros de paso de bandas, los filtros de corte y/o difusores.

En una realización ilustrativa, la fuente de luz de LED pulsada superior 1215 está posicionada a aproximadamente 4,26 pulgadas de la parte superior 1239 de la célula óptica 1220, y la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 está posicionada a aproximadamente 19 cm de la parte superior 1239 de la célula óptica 1220. En la realización ilustrativa que se muestra en la Figura 23, la cámara CCD con sistema de lente de foco fijo 1210 está posicionada de modo tal que el plano focal del sistema de lente fija está sustancialmente coplanar con superficies ópticas seleccionadas de la célula óptica 1220, como las superficies ópticas correspondientes a una región de monitorización de interconexión, marcadores de calibración, uno o más puertos de extracción y una o más entradas. En esta realización, la cámara CCD está también separada del centro del sistema de lente de foco fijo por una distancia a lo largo del eje óptico 1230 de modo tal que se provee una imagen correspondiente a las superficies ópticas seleccionadas de la célula óptica 1220 en la superficie sensora de la cámara CCD. Una ventaja de esta configuración óptica es que permite que las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz que comprenden imágenes de la parte superior 1239 de la célula óptica rotatoria 1100 sean medidas y analizadas en tiempo real.

La cámara CCD con sistema de lente de foco fijo 1210 es mantenida en una posición fija a una distancia seleccionada a lo largo del eje óptico 1230 de la parte superior 1239 de la célula óptica 1220 por el ensamblaje de montaje 1260. El ensamblaje de montaje 1260, que se muestra en las Figuras 22 -24, comprende un soporte capaz de mantener una posición fija y orientación de la cámara CCD con sistema de lente de foco fijo 1210. El ensamblaje de montaje 1260 puede también comprender una etapa de traslación de bloqueo de 2 ejes, opcionalmente con un mecanismo de titulación de 2 ejes, capaces de ajustar selectivamente la orientación relativa y la posición de la cámara y el sistema de lente de foco fijo con respecto a la célula óptica 1220.

Como se muestra en las Figuras 22 -24, el sistema de monitorización y control óptico 1205 está directamente integrado a un dispositivo de procesamiento de sangre centrífugo de densidad 1265. Para proveer buena estabilidad mecánica del sistema de monitorización y control óptico 1205, el ensamblaje de montaje 1260 está directamente conectado a un miembro de marco (no se muestra en las Fig. 22 -24) que soporta el bastidor 1270 del dispositivo de procesamiento de sangre centrífugo de densidad 1265. En una realización, la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 está también conectada a un miembro de marco (no se muestra en las Fig. 22 -24) que soporta el bastidor 1270 de un dispositivo de procesamiento de sangre centrífugo de densidad 1265 mediante un ensamblaje de montaje adicional 1261. La fuente de luz de LED pulsada superior 1215 está sujetada a la cámara CCD con el sistema de lente de foco fijo 1210, como se muestra en las Figuras 22 -24. Alternativamente, la fuente de luz de LED pulsada superior 1215 puede conectarse directamente a un miembro de marco (no se muestra en las Fig. 22 -24) que soporta el bastidor 1270 del dispositivo de procesamiento de sangre centrífugo de densidad 1265 mediante un ensamblaje de montaje adicional. Los ensamblajes de montaje útiles en la presente descripción comprenden cualquier medio de sujeción conocido en la técnica, como grapas, ménsulas, conectores, acopladores, elementos de bastidor adicionales y todos los equivalentes conocidos, y pueden conectarse a los miembros de marco que soportan el bastidor 1270 mediante cualquier medio conocido en la técnica, incluyendo el uso de clavijas, sujetadores, grapas, tornillos, clavos, sellos, juntas, acopladores o cualquier equivalente de éstos conocido en la técnica.

Haciendo referencia al perfil transversal en la Figura 23, se provee una primera placa transparente 1275 entre la cámara CCD con sistema de lente de foco fijo 1210 y la célula óptica 1220, y se provee una segunda placa transparente 1280 entre la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 y la célula óptica 1220. La primera y segunda placas transparentes 1275 y 1280 están físicamente aisladas de la cámara CCD con un sistema de lente de foco fijo 1210, la fuente de luz de LED pulsada superior 1215 y la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 de la célula óptica 1220, de modo que estos componentes no se pondrán en contacto con una muestra sometida a procesamiento en caso de que se produzca una fuga de la muestra en la cámara de separación. Además, las primera y segunda placas 1275 y 1280 minimizan la degradación de la cámara CCD con un sistema de lente de foco fijo 1210, la fuente de luz de LED pulsada superior 1215 y la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 debido a la deposición no deseada de polvo y otros contaminantes que pueden introducirse al sistema tras la rotación de la cámara de separación y la llenadora. Además, la primera y segunda placas transparentes 1275 y 1280 permiten también que el usuario optimice la alineación de la cámara con sistema de lente de foco fijo, la fuente de luz de LED pulsada superior y la fuente de luz de LED pulsada inferior sin exposición a una muestra de sangre en la cámara de separación. Las primera y segunda placas transparentes 1275 y 1280 pueden comprender cualquier material capaz de transmitir por lo menos una porción de haces de luz de iluminación superior e inferior 1235 y 1240. Los materiales ilustrativos para las primera y segunda placas transparentes 1275 y 1280 incluyen, aunque sin limitarse a ello, vidrios tales como vidrio resistente a rajaduras de calidad óptica, materiales poliméricos transparentes tales como plásticos transparentes, sales de cuarzo e inorgánicas.

La fuente de luz de LED pulsada superior 1215 y la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 en el sistema de monitorización y control óptico ilustrado en las figuras 22 -24 comprenden cada una, una pluralidad de LED, como una fuente de luz de ordenación de LED. La fuente de luz de LED pulsada superior 1215 comprende 12 LED equipados cada uno con reflectores parabólicos para proporcionar colimación del haz. La fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 también comprende 12 LED y un elemento óptico de colimación, como una o más lentes, reflectores parabólicos o una combinación de estos elementos. La Figura 25 provee un diagrama esquemático de una vista lateral explotada de una fuente de LED pulsada inferior 1225 útil en el dispositivo de la presente invención. La fuente de luz de LED pulsada que se ilustra comprende un elemento óptico de colimación 1310 en comunicación óptica con los elementos 1314 de una ordenación de LED. Como se muestra en la Figura 25, el elemento óptico de colimación 1310 es un elemento reflectante y colimador parabólico multifacético que comprende una pluralidad de superficies reflectivas contorneadas 1312, cada una de las cuales está posicionada en comunicación óptica con un elemento de luz de LED 1314. Las superficies reflectivas contorneadas 1312 tienen un perfil de contorno parabólico modificado en una realización útil para monitorizar y controlar el procesamiento de sangre. Dependiendo del perfil de contorno para superficies reflectivas contorneadas 1312, el elemento óptico de colimación 1310 puede estar configurado para proveer una pluralidad de haces incidentes que se propagan a lo largo de ejes de propagación que son aproximadamente paralelos o una pluralidad de haces incidentes que se propagan a lo largo de ejes de propagación que no son paralelos. La realización ilustrada en la Figura 25 es útil para generar una pluralidad de haces incidentes que pueden dirigirse hacia la superficie lateral inferior 1250 de la célula óptica 1220, las LED útiles para las fuentes de LED pulsadas superiores e inferiores 1215 y 1225 pueden ser LED rojas, LED verdes, LED blancas o cualquier combinación de éstas. En una realización ilustrativa, la fuente de LED pulsada superior e inferior 1215 y 1225 comprenden cada una 4 LED rojas, 4 LED verdes y 4 LED blancas. Las LED útiles en la presente invención proveen haces colimados que tienen intensidades lo suficientemente grandes como para medir distribuciones de intensidad de dos dimensiones que comprenden imágenes de la célula óptica 1220. En una realización, el conjunto de circuitos de LED está opcionalmente posicionado próximo a las fuentes de LED superior y/o inferior para optimizar el desempeño del dispositivo.

La fuente de luz de LED pulsada superior 1215 y la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 son capaces de proveer pulsos de luz sincronizada que tienen características temporales precisamente seleccionables. Los anchos de pulso de los pulsos de luz utilizables en la presente invención dependen de la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo de densidad. Típicamente, cuanto más pequeño sea el ancho del pulso del pulso de luz, menos borrosa será la imagen óptica correspondiente a la distribución bidimensional adquirida de las intensidades de luz. No obstante, los anchos de pulso mayores permiten más la detección de más fotones por parte de la cámara y, por lo tanto, proveen mejores relaciones de señal a ruido. Para una velocidad de rotación igual a aproximadamente 3000 RPM, son útiles anchos de pulso inferiores a aproximadamente 8 microsegundos para minimizar imágenes borrosas en la célula óptica. Los pulsos de luz ilustrativos para algunas aplicaciones de la presente descripción tienen anchos de pulsos seleccionados en el intervalo de aproximadamente 1 microsegundo a aproximadamente 50 microsegundos.

En una realización, la cámara CCD con un sistema de lente de foco fijo 1210 comprende una cámara CCD a color o monocromática posicionada a una distancia fija seleccionada de un sistema de lente de foco fijo. La cámara CCD y el sistema de lente de foco fijo pueden estar contenidos en un una carcasa 1285 capaz de mantener la distancia de separación seleccionada entre estos elementos y también capaz de minimizar la detección de luz dispersada no deseada. La carcasa 1285 puede estar equipada con uno o más espaciadores fijos o espaciadores selectivamente ajustables para establecer y mantener una distancia seleccionada entre la cámara CCD y el sistema de lente de foco fijo. Un sistema de lente de foco fijo ilustrativo comprende una pluralidad de lentes esféricas, lentes cilíndricas, espaciadores o cualquier combinación de estos elementos. Una cámara CCD ilustrativa es la "Flea" fabricada por Point Grey Research, Inc. y tiene un área de píxeles igual a aproximadamente 1024 píxeles por 768 píxeles. Una lente ilustrativa comprende un sistema de lente de longitud focal fija de F 2,8 que tiene una longitud focal de 28 milímetros fabricada por Schneider Optics, Inc. Esta combinación de componentes ópticos ilustrativos provee un campo de visualización equivalente a aproximadamente 3/8 pulgadas por 1/2 pulgadas y una profundidad seleccionada en el intervalo de aproximadamente 1/16 pulgadas a aproximadamente 1/2 pulgadas. Este campo de visualización y profundidad de campo permite medir las distribuciones bidimensionales de intensidades de luz que comprenden imágenes de la célula óptica 1220 útiles para monitorizar y controlar las posiciones del límite de fase en una región de interconexión y las composiciones de material celular que sale de uno o más puertos de extracción. El uso de una cámara CCD equipada con un sistema de lente de foco fijo potencia la estabilidad mecánica del sistema y es útil para mantener las orientaciones relativas seleccionadas y las posiciones de la cámara CCD, el sistema de lente de foco fijo y la célula óptica. Este aspecto provee al sistema la capacidad de efectuar mediciones altamente reproducibles de las posiciones de las capas de los límites de fase entre hemoderivados separados ópticamente diferenciables en una región de interconexión y las composiciones de hemoderivados separados que salen de la célula óptica a través de uno o más puertos de extracción.

La Figura 23 también muestra las longitudes de la vía óptica provistas por la presente geometría óptica. La fuente de luz de LED pulsada superior 1215 genera una pluralidad de haces de luz de iluminación superiores colimados pulsados 1235 que se propagan a lo largo de ejes de propagación que intersectan el eje óptico 1230. Por lo menos una porción de los haces de luz de iluminación superiores 1235 pasa a través de la placa transparente 1275 y se dirigen hacia el lateral superior 1239 de la célula óptica 1220. Una porción de los haces de luz de iluminación superiores 1235 es dispersada por la célula óptica 1220, uno o más hemoderivados separados allí y /o la llenadora 1255. La fuente de LED pulsada inferior 1215 genera haces de luz de iluminación colimados 1240 que se propagan a lo largo de un eje de propagación sustancialmente paralelo al eje óptico 1230. Por lo menos una porción de los haces de luz de iluminación inferior 1240 pasa a través de la placa transparente 1280 y se dirige al lateral inferior 1250 de la célula óptica 1220. Una porción de los haces de luz de iluminación inferior 1240 es transmitido a través de la célula óptica 1220 y uno o más hemoderivados separados allí. La luz transmitida a través de la célula óptica 1220 puede corresponder a una región de monitorización de interconexión, una o más entradas, uno o más puertos de extracción, uno o más marcadores de calibración o cualquier combinación de éstos.

La luz 1290 transmitida y/o dispersada por la célula óptica 1220 es recogida por el sistema de lente de longitud focal fija y la imagen es formada en la superficie sensora de la cámara CCD. En este modo, una distribución bidimensional de intensidades de luz es medida por la cámara CCD que corresponde a una imagen de por lo menos una porción de la célula óptica 1220, como la parte superior 1239 de la célula óptica 1220. La detección de luz dispersada correspondiente a los haces de luz de iluminación superiores 1235 es principalmente utilizada para la calibración del sistema, la identificación de proximidad y el rastreo del sensor de traslación. La detección de luz transmitida correspondiente a los haces de luz de iluminación inferior 1240 es principalmente utilizada para la medición de la posición de una o más capas de límite de fase de hemoderivados separados ópticamente diferenciables en la célula óptica 1220 y para la medición de la composición y el flujo de hemoderivados separados que salen de uno o más puertos de extracción de la célula óptica 1220. La detección de luz transmitida y dispersada que surge de la iluminación superior e inferior maximiza la cantidad de información que puede ser extraída de una distribución bidimensional adquirida de intensidades de luz y potencia las capacidades multifuncionales del sistema de monitorización y control óptico de la presente invención.

Opcionalmente, el sistema de monitorización y control óptico 1205 puede además comprender uno o más detectores de luz adicionales útiles para optimizar los niveles de luz de fuentes de luz de LED pulsada inferior y superior 1215 y 1225. En una realización, se provee un detector de luz adicional que comprende un fotodiodo que es capaz de medir luz dispersada desde una fuente de luz de LED pulsada inferior 1225. El uso de un detector de luz adicional capaz de detectar luz dispersada desde la fuente de luz de LED pulsada inferior 1225 es útil para los aspectos de detectar problemas y manipular errores de la presente descripción.

La cámara CCD es capaz de generar una o más señales de salida correspondientes a la distribución bidimensional de intensidades de luz. Las señales de salida son enviadas a uno o más controladores del dispositivo centrífugo (no se muestra en las Figuras 22 -24), como un ordenador o procesador, capaces de analizar las distribuciones bidimensionales adquiridas de intensidades de luz transmitida y/o dispersada y ajustar importantes condiciones operativas que afectan las condiciones de separación y la composición de los hemoderivados extraídos. Las condiciones operativas selectivamente ajustables incluyen, aunque sin limitarse a ello, la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo, los caudales de una o más bombas de entrada y los caudales de una o más bombas de extracción, o cualquier combinación de éstos.

El sistema de monitorización y control óptico 1205 representado en las Figuras 22 -24 es un sistema óptico pulsado, donde las distribuciones de intensidad bidimensionales correspondientes a la célula óptica 1220 se adquieren a medida que ésta gira alrededor del eje de rotación central del dispositivo centrífugo de densidad 1265. Las distribuciones de intensidad bidimensionales pueden adquirirse para cada rotación completa de la célula óptica 1220 o pueden adquirirse para rotaciones seleccionadas de la célula óptica 1220, como en rotaciones totales alternas. La adquisición de distribuciones de intensidad bidimensionales en rotaciones alternas de la célula óptica 1220 es beneficiosa para algunas aplicaciones, ya que evita la necesidad de cámaras CCD costosas capaces de recoger más de aproximadamente 30 marcos por segundo y además minimiza la indicación espacial, la calibración y los problemas de toma de imágenes ópticas asociados con fluctuaciones reproducibles del instrumento que se observan tras la rotación de la cámara de separación.

Para generar distribuciones de intensidad bidimensionales correspondientes a buenas imágenes de la célula óptica 1220, el pulso de iluminación superior y posterior, los ajustes del disparador y mando de la cámara y la rotación de la célula óptica 1220 de una cámara de separación de un dispositivo centrífugo de densidad deben sincronizarse de manera exacta. La sincronización exacta de estos elementos permite que se midan imágenes bidimensionales de intensidades de luz transmitida y/o dispersada que comprenden imágenes ópticas de alta calidad de la célula óptica para cada rotación completa o para rotaciones seleccionadas. En la presente descripción, la posición de rotación de los componentes del dispositivo centrífugo de densidad y/o del sistema de monitorización y control, como la célula óptica o la cámara de separación, se mide exactamente usando un sistema motor codificado, como se conoce en la técnica. En una realización ilustrativa, el dispositivo centrífugo de densidad 1265 está provisto con cualquier sensor óptico capaz de leer una pluralidad de marcadores en un elemento giratorio del dispositivo centrífugo de densidad. Esta configuración permite mediciones en tiempo real de la posición de rotación de la célula óptica, preferiblemente mediciones de la posición de rotación exacta hasta aproximadamente 0,09 grados. Esta configuración también provee mediciones en tiempo real de la posición de rotación de la célula óptica cuando cambia la velocidad de rotación, como durante giros ascendentes o descendentes del dispositivo centrífugo de densidad.

El sistema motor codificado es también capaz de generar señales de salida en tiempo real correspondientes a la posición de rotación de los componentes del dispositivo centrífugo de densidad y/o el sistema de monitorización y control, como la célula óptica o la cámara de separación. En una realización ilustrativa, estas señales de salida son provistas como entrada a un controlador de sincronización y cronometración capaz de enviar una o más señales de activación a la fuente de luz de LED pulsada superior, la fuente de luz de LED pulsada inferior y la cámara CCD. Las señales activadoras provistas por el controlador de sincronización y cronometración para estos componentes del dispositivo incluyen la ubicación del activador (es decir, el tiempo o la posición de rotación para iniciar un pulso de luz), la frecuencia de activación (es decir, para la cual las rotaciones deben generar pulsos de luz), el ajuste del ancho de pulso (duración del pulso de luz) y el ajuste de demora (es decir, el momento entre la recepción de la señal activadora y la iniciación del pulso de luz). Los elementos de LED en las fuentes de luz de LED pulsada superior e inferior y los ajustes del disparador y mando de la cámara pueden activarse precisamente en momento correspondientes a una posición de rotación deseada del dispositivo centrífugo de densidad usando señales activadoras generadas por el controlador de sincronización y cronometración. La selección de la posición de rotación correspondiente a la señal activadora permite que la región de observación se ajuste selectivamente. De este modo, una pluralidad de regiones seleccionadas de la célula óptica, la cámara de separación y otros componentes del dispositivo centrífugo de densidad son ópticamente sondeados.

En una realización ilustrativa, el tiempo de exposición de la cámara CCD se determina mediante el ancho del pulso de los pulsos de luz generados por las fuentes de luz de LED pulsada superior e inferior, en lugar de por el ajuste de mando o el disparador de la cámara CCD. En una realización, el disparador de la cámara CCD se abre algunas órdenes de magnitud más largas que la duración del pulso de luz sin efectos de ruido de fondo significativo. Dado que los anchos de pulso de los pulsos generados por las fuentes de luz de LED pueden ser controlados muy precisamente, este aspecto elimina la necesidad de cámaras CCD costosas que proporcionan un control muy preciso correspondiente a tiempos de exposición breves.

La Figura 26 muestra un diagrama de flujo funcional que representa un método de sincronizar pulsos de luz generados por fuentes de luz de LED pulsada superior e inferior y los ajustes del disparador y mando de la cámara. Como se ilustra en la Figura 26, el sistema motor codificado 1350 genera una o más señales de salida 1355 correspondientes a la posición de rotación de la célula óptica. Las señales de salida 1355 son recibidas como entrada al controlador de sincronización y cronometración 1360. El controlador de sincronización y cronometración 1360 está también configurado para recibir señales de control 1365 desde un controlador del dispositivo. Las señales de control 1365 y las señales de salida 1355 son procesadas por el controlador de sincronización y cronometración 1360 y sirven como la base de una pluralidad de señales activadoras 1370 que son enviadas a la fuente de luz de LED pulsada superior, la fuente de luz de LED pulsada inferior y la cámara CCD. Opcionalmente, una o más señales activadoras se utilizan también para ajustar la iluminación en la cámara del dispositivo centrífugo de densidad para que un usuario pueda evaluar visualmente el estado del dispositivo centrífugo de densidad durante el procesamiento. Una ventaja de este aspecto es que la cronometración y sincronización de los pulsos de luz y los ajustes de la cámara son manipulados por el controlador de sincronización y cronometración 1360 sin uso de otros recursos del sistema, como el tiempo de procesamiento del controlador del dispositivo.

El uso de fuentes de luz de LED en la presente invención es beneficioso porque estas fuentes de luz son pequeñas, livianas y tienen consumos de energía relativamente bajos en comparación con muchas fuentes de luz convencionales no de LED. Las fuentes de luz de LED también exhiben vidas operativas prolongadas y rendimientos radiantes uniformes. Además, las fuentes de luz de LED son capaces de operación de pulsos que generan pulsos discretos que tienen características temporales precisamente seleccionables como el ancho de pulso y el tiempo de iniciación. Las fuentes de LED de pulso son también capaces de generar pulsos que tienen intensidades y distribuciones de longitud de onda sustancialmente uniformes. El uso de LED también se prefiere para algunas aplicaciones de la presente descripción porque provee buen control de la distribución de longitud de onda de los haces de iluminación superior y/o inferior. La presente descripción incluye realizaciones en las que la distribución de longitud de onda de los haces de iluminación superior e inferior es selectivamente ajustable mezclando las salidas de LED que tienen diferentes colores, como rojo, verde y blanco. En estas realizaciones, las distribuciones de longitud de onda de los haces de iluminación superior e inferior se seleccionan independientemente fotografía por fotografía para optimizar una medición óptica deseada, como la medición de la posición de los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables y/o las composiciones de los hemoderivados extraídos que pasan a través de un puerto de extracción.

Los sistemas de monitorización y control óptico de la presente descripción que tienen una cámara de posición fija y un sistema de lente de foco fijo son capaces de proveer mediciones muy sensibles de las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados separados ópticamente diferenciables. Por ejemplo, los sistemas que tienen una cámara de posición fija y un sistema de lente de foco fijo son capaces de medir la posición del límite de fase entre los componentes que contienen glóbulos rojos y una capa leucocítica y la posición del límite de fase entre componentes que contienen plasma y una capa leucocítica hasta dentro de (0,0127 ± 0,00508 mm).

Los sistemas de monitorización y control óptico de la presente descripción que tienen una cámara de posición fija y un sistema de lente de foco fijo son capaces de proveer mediciones muy sensibles de las composiciones y flujos de hemoderivados separados a través de un puerto de extracción. Los sistemas de la presente descripción que tienen una cámara de posición fija y un sistema de lente de foco fijo son capaces de medir el hematocrito de un hemoderivado extraído, como un componente que contiene glóbulos blancos, pasando a través de un puerto de extracción hasta dentro de aproximadamente 1%. Además, la distribución bidimensional de las intensidades de luz transmitidas a través de una célula de extracción también provee una medición exacta de la composición celular de un hemoderivado extraído. La Figura 27 provee trazados de la concentración de glóbulos blancos (marcadores cuadrados) y hematocrito (marcadores estrella) de un hemoderivado separado que pasa a través de un puerto de extracción como una función de la intensidad promedio medida de luz transmitida a través de una posición de la región de observación en el puerto de extracción. Como se ilustra en los trazados, la intensidad promedio de luz transmitida se correlaciona inversamente tanto con la concentración de glóbulos blancos como de hematocrito. El análisis estadístico de los trazados de la Figura 27 produce los siguientes algoritmos relacionados con la intensidad promedio de luz transmitida a la concentración de glóbulos blancos y hematocrito:

Hct(%) = 297,8 x (I)-1,0666 ;

(V)

Conc. GBC = 8796 x (I)-1,3988

(VI)

donde Hct(%) es el hematocrito, conc. WBC es la concentración de glóbulos blancos multiplicada por un factor de 1000 en unidades de número por microlitro y I es la intensidad promedio de luz transmitida a través del puerto de extracción.

Ejemplo 6: Métodos de centrifugación de densidad para procesamiento de sangre

La presente descripción proporciona métodos para procesamiento de sangre y hemoderivados. Los métodos de la presente descripción son aplicables para procesamiento de sangre y hemoderivados que tienen una amplia gama de composiciones, que los hace especialmente adecuados para procedimientos terapéuticos para grupos de pacientes que con frecuencia exhiben una amplia gama de composiciones sanguíneas. Además, los métodos son particularmente adecuados para aplicaciones de procesamiento de sangre en las que la composición de la sangre extraída de un paciente se somete a variación significativa durante un procedimiento seleccionado.

1. Procesamiento de sangre basado en la caracterización óptica de la composición de hemoderivados extraídos

En una realización, la presente descripción provee un método para procesar sangre capaz de proveer hemoderivados extraídos que tienen una composición seleccionada. En el contexto de esta descripción, el término "composición" se refiere a la pureza, el tipo celular, la concentración y/o especiación de los hemoderivados celulares y/o no celulares en un hemoderivado extraído. Una ventaja de este aspecto es que es capaz de optimizar una terapia de procesamiento de sangre particular, como una terapia de reducción de hemoderivados (p. Ej., terapia de leucoféresis o reducción terapéutica de plaquetas) o capaz de proveer hemoderivados que tienen composiciones optimizadas para una aplicación terapéutica particular, como una terapia de infusión.

En una realización, un usuario selecciona un hemoderivado deseado que se ha de separar y extraer, y selecciona una composición óptima o gama de composiciones del hemoderivado extraído para una aplicación terapéutica específica. El tipo y la composición del hemoderivado seleccionado se proveen luego a un controlador de un dispositivo como entrada. El controlador del dispositivo configura y adapta el dispositivo de procesamiento de sangre para lograr las condiciones de separación y extracción necesarias para producir un hemoderivado que tenga la composición deseada. En el contexto de procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad, por ejemplo, el sistema de monitorización y control óptico mide la concentración y el tipo de un hemoderivado extraído en tiempo real y ajusta iterativamente las condiciones operativas, como los caudales de la bomba de entrada, los caudales de las bombas de extracción y la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo, para lograr y mantener la composición deseada de un hemoderivado extraído. Los métodos de este aspecto, no obstante, no están limitados al procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad y, también son aplicables al procesamiento mediante una amplia gama de técnicas de filtración y separación en base a difusión.

Este aspecto de la presente descripción es particularmente útil para separar y extraer un componente de glóbulos blancos usando centrifugación de densidad. Usando los presentes métodos, las imágenes de un puerto de extracción correspondiente a un componente de glóbulos blancos separados se adquieren y analizan en tiempo real para proveer una medición de la pluralidad del componente extraído. La composición medida se compara luego con la composición seleccionada del usuario, como una concentración de la pureza seleccionada de glóbulos blancos. Si la composición medida está dentro de un intervalo deseado de la composición seleccionada, las condiciones operativas del dispositivo centrífugo de densidad se mantienen mientras la composición de la porción extraída no cambie como para estar fuera del intervalo deseado. Si la composición medida no está dentro del intervalo deseado para la composición seleccionada, las condiciones operativas son iterativamente ajustadas en un modo que lleva la composición observada más cerca de la composición seleccionada. En una realización, la concentración de glóbulos rojos en el componente de glóbulos blancos extraído se mide en tiempo real y se compara con una concentración de glóbulos rojos calculada correspondiente a la concentración de glóbulos blancos seleccionada. Este método ilustrativo explota relaciones conocidas entre la abundancia de glóbulos rojos en un componente que contiene glóbulos blancos generado por la centrifugación de densidad y la concentración de glóbulos blancos observada. En otro método, la concentración de glóbulos blancos se mide directamente usando los presentes métodos de monitorización óptico y se emplea para controlar el procesamiento de sangre. Para facilitar el monitorización y la caracterización directos de los glóbulos blancos en ausencia de glóbulos rojos, las condiciones de operación del dispositivo centrífugo pueden modificarse para proveer una capa leucocítica que se extiende a un espesor mayor a lo largo de los ejes de separación, como por adición de un fluido de densidad intermedio o por selección de velocidades de rotación apropiadas.

2. Control fino y grueso del procesamiento de sangre mediante centrifugación de densidad

En otro aspecto de la presente descripción, las mediciones simultáneas de (1) la posición de los límites de fase entre dos o más hemoderivados ópticamente diferenciables y (2) la composición de un hemoderivado extraído se utilizan en combinación para establecer, optimizar y mantener las condiciones de procesamiento de sangre en un sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad. En un método ilustrativo, la posición de los límites de fase entre dos o más hemoderivados ópticamente diferenciables se mide directamente usando los presentes métodos y se utiliza para ajustar selectivamente y establecer un conjunto de condiciones operativas iniciales del dispositivo centrífugo de densidad correspondientes al caudal de la bomba de entrada, los caudales de una o más bombas de extracción, la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo o cualquier combinación de éstos. Estas condiciones iniciales proveen una composición del componente extraído dentro de un primer intervalo de la composición seleccionada correspondiente a una optimización gruesa de la composición.

Tras lograr una composición dentro del primer intervalo de la composición seleccionada, se adquieren las mediciones directas de la composición del componente(s) extraído que fluye a través de un puerto de extracción, y se utilizan para ajustar selectivamente las condiciones operativas del dispositivo centrífugo de densidad. Particularmente, las condiciones operativas del sistema se ajustan iterativamente para proveer una composición del componente extraído dentro de un segundo intervalo de la composición seleccionada correspondiente a una optimización fina de la composición. En esta realización, el segundo intervalo es más angosto que el primero. Tras lograr una composición dentro del segundo intervalo de la composición seleccionada se adquieren continuamente las mediciones directas de la composición del componente(s) extraído que fluye a través de un puerto de extracción, y se comparan con la composición seleccionada. Si es necesario, las condiciones operativas se reajustan para mantener la composición del componente extraído dentro del primer rango. Si por alguna razón la composición del componente extraído excede el primero y segundo rangos, el procedimiento de optimización gruesa se repite seguido del procedimiento de optimización fina.

3. Métodos de recogida sesgada para recogida de glóbulos blancos

Los métodos de monitorización y control óptico de la presente descripción son capaces de medir muy precisamente la posición de los límites de fase en una región de interconexión y los hemoderivados separados ópticamente caracterizantes que salen de una cámara de separación mediante uno o más puertos de extracción. Ya que la mayoría de las clases de hemoderivados celulares, como los glóbulos blancos, los glóbulos rojos y las plaquetas, pueden además diferenciarse en base a la densidad en subclases, los métodos de la presente descripción son también capaces de recogida sesgada de hemoderivados, donde un hemoderivado sustancialmente enriquecido con una subclase de componente seleccionado se extrae y recoge. En una realización, las subclases de un hemoderivado separado determinado se diferencian en base a su distribución espacial dentro de una capa de separación determinada en una cámara de separación. Alternativamente, las subclases específicas de material celular son selectivamente marcadas de forma fotoluminiscente para permitir la diferenciación óptica, por ejemplo por marcado fluorescente o fosforescente.

Por ejemplo, los glóbulos blancos comprenden una pluralidad de subclases ópticamente diferenciables, como eritrocitos, eosinófilos, basófilos, monocitos, linfocitos y granulocitos. Estas subclases pueden diferenciarse en base a la distribución de estos tipos de células en una capa leucocítica separada en un dispositivo centrífugo de densidad rotatorio. Las grandes relaciones de señal a ruido y las altas sensibilidades para medir la posición de los límites de fase provistas por los presentes métodos de monitorización óptico permiten el posicionamiento muy preciso de regiones seleccionadas de una capa separada determinada, como una región superior correspondiente a un subcomponente de densidad superior o una región inferior correspondiente a un subcomponente de densidad inferior, relativo a un puerto de extracción. Esta capacidad funcional permite a su vez que los componentes extraídos correspondientes a componentes de fluidos enriquecidos en subclases seleccionadas de tipos de glóbulos blancos sean extraídos y recogidos usando los presentes métodos. Por ejemplo, el posicionamiento del puerto de extracción próximo a la capa leucocítica resulta en un componente que contiene glóbulos blancos enriquecido en linfocitos, y el posicionamiento del puerto de extracción próximo a la parte inferior de la capa leucocítica resulta en un componente que contiene glóbulos blancos enriquecido en granulocitos.

Usando los presentes métodos, por ejemplo, la posición de los límites de fase entre subclases de glóbulos blancos ópticamente diferenciables puede medirse y controlarse directamente hasta dentro de aproximadamente (0,127 mm). Por lo tanto, las posiciones de las capas del límite de fase pueden ajustarse selectivamente para lograr una posición relativa a un puerto de extracción próximo para proveer un componente extraído enriquecido en una subclase de glóbulo blanco deseada. Asimismo, en algunas realizaciones, la composición del componente de glóbulos blancos extraído es monitorizada directamente y clasificada ópticamente con respecto a las poblaciones de diversas subclases. El ajuste iterativo de las condiciones operativas centrífugas en base a la caracterización óptica del material que pasa a través del puerto de extracción permite también la extracción y recogida de un componente de glóbulos blancos enriquecido con un subcomponente de glóbulos blancos seleccionado

Este aspecto de la presente descripción es también aplicable a componentes que contienen glóbulos rojos y a componentes que contienen plaquetas. Por ejemplo, los glóbulos rojos o plaquetas en hemoderivados separados que tienen formas y tamaños atípicos dan lugar a diferentes densidades de estos materiales. Por consiguiente, el posicionamiento de un puerto de extracción en una capa que contiene glóbulos rojos separada o en una capa que contiene plaquetas para extracción y recogida de componentes fluidos enriqueció los glóbulos rojos o las plaquetas en hemoderivados separados que tienen formas y tamaños atípicos. Además, este concepto puede también utilizarse para recoger componentes que contienen plasma enriquecidos en proteínas de plasma que tienen densidades y/o pesos moleculares seleccionados.

4. Métodos para monitorizar el grado de hemólisis durante el procesamiento de sangre

La hemólisis ocurre cuando los glóbulos rojos se dañan y liberan por lo menos una porción de su hemoglobina. La hemólisis sucede cuando los hemoderivados se someten a tensiones inducidas por el procesamiento de sangre centrífugo, como tensiones inducidas bombeando hemoderivados, haciendo fluir los hemoderivados hacia adentro, a través de y hacia afuera de una cámara de separación y/o aplicando un campo centrífugo. Cuando la hemólisis ocurre durante el procesamiento de sangre centrífugo, por lo menos una porción de la hemoglobina libre migra al hemoderivado de plasma de densidad inferior separado.

La presente descripción provee un medio para monitorizar y controlar directamente el grado de hemólisis que ocurre durante el procesamiento de sangre mediante técnicas de centrifugación de densidad. En este método, la intensidad de la luz transmitida por el componente de plasma separado se monitoriza como una función de tiempo. Si ocurre una hemólisis considerable, la hemoglobina libre que migra al componente de plasma separado absorbe la luz, particularmente en la región de 500 nm a 600 nm del espectro electromagnético. Las mediciones de la disminución en la intensidad de luz transmitida, particularmente en el intervalo de longitud de onda de 500 nm a 600 nm, se utilizan para cuantificar el grado de hemólisis que ha ocurrido durante el procesamiento de sangre. En algunas realizaciones, el uso de haces de luz incidente que tienen distribución de longitud de onda con un pico entre 500 nm a 600 nm, como luz provista por uno o más LED verdes o usando filtros ópticos selectivamente transmisivos, potencia la sensibilidad de estas mediciones. La presente descripción también incluye métodos para controlar el grado de hemólisis durante el procesamiento de sangre, donde los índices de entrada y extracción disminuyen tras la observación de un grado de hemólisis considerable.

5. Protocolos de separación potenciada

El monitorización y control óptico de la presente invención es particularmente adecuado para métodos de procesamiento de sangre en los que la velocidad de rotación de un dispositivo centrífugo de densidad se ajusta selectivamente como una función de tiempo. Los protocolos de separación potenciada incluyen protocolos que requieren un nivel de control que no es posible usando sistemas basados en algoritmos debido a las complejas etapas que requieren condiciones operativas precisas y puntos activadores. Una realización ilustrativa incluye múltiples etapas de protocolo, donde cada una requiere diferentes datos de análisis de imágenes y diferentes áreas de interés. Por ejemplo, los métodos de la presente descripción proveen mediciones simultáneas de los cambios en las posiciones de los límites de fase entre hemoderivados ópticamente diferentes causados por cambios en la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo y/o cambios en la sangre entrante del sujeto.

En una realización de la presente descripción, un protocolo de separación potenciada comprende tres etapas principales. En la primera etapa, el sistema de procesamiento de sangre prepara la célula óptica y su cámara de separación secundaria asociada con fluido.

En la segunda etapa del protocolo, la etapa de acumulación, el sistema de monitorización y control mide la posición del límite de fase entre un componente que contiene glóbulos rojos y una capa leucocítica y la posición de un límite de fase entre una capa leucocítica y un componente que contiene plasma. Además, el sistema de monitorización y control establece una posición de la capa leucocítica próxima al orificio en un puerto de extracción de una célula óptica. Después de que el sistema de monitorización y control establece las posiciones de la capa leucocítica próxima al orificio de un puerto de extracción, las plaquetas, el plasma, los glóbulos blancos y algunos glóbulos rojos contenidos en la capa leucocítica son todos extraídos y pasados a una cámara secundaria, como una cámara de elutriación, para separar más los hemoderivados extraídos y potenciar la pureza de los componentes seleccionados. Los componentes no seleccionados son retornados al paciente, mientras que los componentes seleccionados, como los glóbulos blancos, son recogidos en la cámara secundaria. Durante la segunda etapa, el sistema de monitorización y control mide simultáneamente el flujo celular de células que ingresan a la cámara secundaria, la posición del límite de fase entre la capa leucocítica y la capa que contiene plasma, la posición del límite de fase entre la capa leucocítica y la capa que contiene glóbulos rojos, y la posición de la capa leucocítica relativa al puerto de extracción con el fin de mantener el desempeño y las condiciones de separación óptimas. Como consecuencia de la capacidad del sistema de monitorización y control de visualizar y caracterizar ópticamente una pluralidad de áreas de interés, el sistema puede recoger imágenes bidimensionales de luz dispersada o transmitida desde la cámara secundaria propiamente dicha, para ayudar a determinar si la cámara está llena y lista para ingresar a la tercera etapa del sistema.

En la tercera etapa del protocolo, el sistema de monitorización y control evalúa el estado de la cámara secundaria. Si la cámara secundaria está llena de un material seleccionado, el sistema de monitorización y control óptico activa una descarga de la cámara secundaria. Para la descarga de la cámara secundaria, por ejemplo, el sistema de monitorización y control puede ajustar simultáneamente la posición del límite de fase entre la capa leucocítica y la capa que contiene plasma a una posición en la que el puerto de extracción está exclusivamente en contacto con la capa de plasma. Este procedimiento asegura que el flujo de materia celular a través del puerto de extracción se minimice. El sistema de monitorización y control también disminuye la velocidad de rotación del dispositivo centrífugo y cambia la posición de una válvula para descargar las células seleccionadas de la cámara seleccionada al recipiente de recogida. El control de sincronización y cronometración provisto por los presentes métodos permite que el sistema mantenga las posiciones de interconexión precisas requeridas para lograr la etapa de descarga del protocolo. El sistema de monitorización y control es también importante para determinar cuándo la cámara está lo suficientemente descargada para retornar a otra etapa de acumulación, monitorizando las intensidades de luz transmitida y/o dispersada desde la cámara de procesamiento secundaria.

En una realización, el sistema de procesamiento de sangre repite la acumulación alternativa y las etapas de descarga para lograr el punto final deseado, por lo menos parcialmente en base a las mediciones de flujo celular.

Los protocolos de separación de sangre potenciada de la presente descripción se pueden utilizar para separar y recolectar una gama de hemoderivados celulares y no celulares que incluyen, aunque sin limitarse a ello, glóbulos blancos, plaquetas y proteínas de plasma. En una realización, la presente descripción provee un método para procesar sangre que comprende las etapas de: (1) proveer un sistema de procesamiento de sangre de dos etapas que comprende un sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad y un sistema de procesamiento de sangre de elutriación; (2) hacer fluir la sangre hacia el sistema de procesamiento de sangre de dos etapas, donde la sangre es separada en una pluralidad de componentes en el sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad, incluyendo por lo menos un componente deseado y un componente que contiene plasma; (3) rellenar el sistema de procesamiento de sangre de elutriación con el componente deseado hasta que el sistema de procesamiento de sangre de elutriación se encuentra en un estado operativo lleno; y (4) descargar el sistema de procesamiento de sangre de elutriación cuando se encuentra en estado operativo lleno, haciendo fluir el componente que contiene plasma hacia el sistema de procesamiento de sangre de elutriación, procesando de este modo la sangre. Los métodos de este aspecto pueden además comprender la etapa de recoger por lo menos una porción del componente deseado en un recipiente.

Los métodos de este aspecto pueden además comprender etapas adicionales en las que los componentes del dispositivo y/o los componentes fluidos que se someten a procesamiento se caracterizan ópticamente en tiempo real usando los presentes métodos y dispositivos. Opcionalmente, el método de la presente descripción comprende además la etapa de medir ópticamente la composición de los hemoderivados que pasan por un puerto de extracción del sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad hacia el sistema de procesamiento de sangre de elutriación. Opcionalmente, el método de la presente descripción comprende además la etapa de medir ópticamente la posición del componente deseado en una cámara de separación del sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad y un

5 puerto de extracción del sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad. Opcionalmente, el método comprende además la etapa de medir ópticamente la composición y/o posición de los componentes fluidos en el sistema de procesamiento de sangre de elutriación.

Los métodos de este aspecto de la presente descripción comprenden etapas

10 adicionales en las que el estado operativo del sistema de procesamiento de sangre de elutriación es evaluado directamente mediante mediciones ópticas. Opcionalmente, el método comprende además la etapa de determinar cuándo el sistema de procesamiento de sangre de elutriación está en el estado operativo lleno, midiendo ópticamente la composición y/o la posición de componentes fluidos en el sistema de

15 procesamiento de sangre de elutriación. Opcionalmente, el método comprende también la etapa de determinar cuándo el sistema de procesamiento de sangre de elutriación está en el estado operativo lleno, midiendo ópticamente la composición, el flujo o ambos en los hemoderivados que pasan por un puerto de extracción del sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad hacia el sistema de

20 procesamiento de sangre de elutriación.

Claims

REIVINDICACIONES

1.

Un sistema para procesamiento de sangre que separa componentes fluidos, que comprende:

un sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad (100) que tiene una cámara de separación (150) que gira alrededor de un eje de rotación central (160); una fuente de luz (110) en comunicación óptica con dicho sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad para proveer un haz de luz incidente para iluminar una región de observación (220) en dicha cámara de separación (150) de dicho sistema de procesamiento centrífugo de densidad, generando así luz transmitida, dispersada o ambas desde dicha región de observación (220); un elemento de recogida de luz (120) en comunicación óptica con dicho sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad para recoger por lo menos una porción de dicha luz desde dicha región de observación (220) y para dirigir por lo menos una porción de dicha luz de dicha región de observación hacia un detector (130); caracterizado porque el detector es un detector bidimensional (130) posicionado para recibir y detectar dicha luz desde una región de observación (220) provista por dicho elemento de recogida de luz (110), midiendo de este modo una distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz desde dicha región de observación; y caracterizado porque el detector es dicha distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz que comprende una imagen de un puerto de extracción (865) en la región de observación y la imagen de del puerto de extracción provee una medición de la composición de componentes celulares en dicho puerto de extracción (865).
2.

El sistema según la reivindicación 1 en el que dicha distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz de la región de observación (220) comprende una imagen de al menos una porción de dicha cámara de separación (150).
3.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el detector bidimensional (130) genera una señal de salida correspondiente a dicha distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz de dicha región de observación (220).
4.

El sistema según la reivindicación 3 que además comprende un controlador de un dispositivo de centrifugación (225) para recibir la señal de salida generada por el detector bidimensional (130) y para ajustar un parámetro operativo del sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad (100), donde dicho controlador del dispositivo de centrifugación está en comunicación con el detector bidimensional (130).
5.

El sistema según la reivindicación 4, en el que dicho parámetro operativo se selecciona del grupo que consiste en:

un caudal de un componente de fluido fuera de la cámara de separación (150); un caudal de fluido hacia la cámara de separación (150); y el índice de rotación de la cámara de separación (150) alrededor del eje de rotación central.
6.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes en el que dicha distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz desde la región de observación (220) comprende una imagen de un límite de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables.
7.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que la distribución bidimensional de las intensidades de dicha luz provee una medición de la composición de los hemoderivados separados.
8.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que la imagen del puerto de extracción (865) de la cámara de separación (150) provee una medición del flujo de componentes celulares a través del puerto de extracción (865).
9.

El sistema según cualquier de las reivindicaciones precedentes, en el que el detector bidimensional (130) provee mediciones simultáneas de una posición de por lo menos un límite de fase entre hemoderivados ópticamente diferenciables a lo largo de

dicho eje de separación (160) de dicho sistema de procesamiento de sangre centrífugo de densidad (100) y la composición de los hemoderivados en el puerto de extracción

(865) de la cámara de separación (150).
10.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el detector bidimensional (130) se selecciona del grupo que consiste en:

un dispositivo acoplado a carga; una ordenación de fotodiodos bidimensional; una ordenación fotoconductora bidimensional; una ordenación piroeléctrica bidimensional; una cámara CCD; y un detector semiconductor de óxido de metal complementario.
11.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, que además comprende una fuente de luz adicional (230), donde dicha fuente de luz (110) ilumina un primer lado de dicha cámara de separación (150) y dicha fuente de luz adicional ilumina un segundo lado de dicha cámara de separación (150), y donde dichos primero y segundo lados son lados diferentes.
12.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que dicha región de observación (220) comprende:

una cámara de extracción (1105) que tiene una primera superficie óptica externa (1130) y una segunda superficie óptica externa (1135), donde dicha primera y segunda superficies ópticas de dicha cámara de extracción son superficies planares opuestas; y donde dicho puerto extracción (865, 1110, 1115) tiene una primera superficie óptica externa (1146) y una segunda superficie óptica externa (1147), donde dichas primera y segunda superficies externas de dicha cámara de extracción son superficies planares opuestas; donde dicha primera superficie óptica de dicha cámara de extracción y dicha primera superficie óptica de dicho puerto de extracción están ambas en la profundidad de campo del elemento de recogida de luz.
13.

El sistema según la reivindicación 12, en el que la primera superficie óptica (1130) de dicha cámara de extracción (1105) y dicha segunda superficie óptica (1135) de dicho puerto de extracción están ambas sustancialmente en el mismo plano.
14.

El sistema según cualquiera de las reivindicaciones precedentes, que además comprende un marcador de calibración (740, 742), en el que dicho marcador de calibración se encuentra en dicha región de observación.