Устройства мембранного разделения, системы и способы, применяющие указанные устройства, и системы и способы управления данными

Устройства мембранного разделения, системы и способы, применяющие указанные устройства, и системы и способы управления данными

Иллюстрации

Показать все

Реферат

ПЕРЕКРЕСТНАЯ ССЫЛКА НА РОДСТВЕННЫЕ ЗАЯВКИ

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящая заявка относится, частично, к типу устройств разделения, использующих взаимно вращающиеся поверхности, по меньшей мере одна из которых содержит мембрану для фильтрации компонента от жидкости, проходящей между поверхностями; к контурам и системам потока жидкости, включающим в себя такой сепаратор; и к применению таких систем для отделения биологических клеток, таких как эритроциты, плазма или лейкоциты, от цельной крови, среды для хранения, среды взвеси, супернатанта и т.п.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Традиционное взятие крови продолжает существенно опираться на ручное взятие цельной крови у здоровых доноров на мероприятиях по сдаче крови, при визитах доноров в центры крови или больницы и т.п. При типичном ручном взятии, цельная кровь берется путем ее простого протекания под воздействием силы тяжести и венозного давления из вены донора в контейнер для сбора. Объем забранной цельной крови обычно составляет “единицу”, которая составляет около 450 мл.

Конкретнее, при таком взятии обычно применяется предварительно собранная конструкция трубок и контейнеров или пакетов, включая первичный контейнер из эластичного пластика или пакет для приема единицы цельной крови от донора и один или более вспомогательных контейнеров или пакетов. Кровь сначала собирается в первичный контейнер, который также содержит противосвертывающее средство (обычно содержащее цитрат натрия, фосфат и декстрозу - часто называемое CPD). Консервант (часто называемый “раствор добавки” или AS, и обычно содержащий среду из физиологического раствора, аденина и глюкозы, которая называется SAG) может быть включен в качестве элемента большей по размеру конструкции пакетов и трубок, которые используются при обработке после сбора крови.

После сбора единицы цельной крови общепринятой практикой в банках крови является транспортировка единицы цельной крови, с помощью подсоединенных трубок и контейнеров, в лабораторию обработки компонентов крови, обычно называемую “вспомогательная лаборатория”, для дальнейшей обработки. Дальнейшая обработка обычно включает в себя ручную загрузку первичного контейнера и связанных с ним трубок и вспомогательных контейнеров в центрифугу для разделения цельной крови на компоненты, такие как концентрированные эритроциты и обогащенная тромбоцитами плазма или обедненная тромбоцитами плазма. Данные компоненты затем вручную отжимаются из первичного контейнера в другие предварительно подсоединенные вспомогательные контейнеры, и могут опять центрифугироваться для выделения тромбоцитов из плазмы. После этого компоненты крови могут подвергаться лейкоредукции посредством фильтрации для дальнейшей обработки или хранения. Коротко говоря, данный процесс требует больших временных затрат, является трудоемким и подвержен возможным ошибкам, связанным с человеческим фактором.

Другой типовой задачей, выполняемой банками крови и центром переливания крови, является “промывание клеток”. Оно может выполняться с целью удаления и/или замещения жидкой среды (или ее части), в которой суспендированы клетки, с целью концентрирования или дальнейшего концентрирования клеток в жидкой среде, и/или с целью очистки взвеси клеток путем удаления нежелательного клеточного или другого материала.

В предшествующих системах промывания клеток чаще всего применялось центрифугирование взвеси клеток, слив суперанатанта, ресуспендирование концентрированных клеток в новых средах, а также возможное повторение данных этапов до тех пор, пока клетки во взвеси не будут представлены в достаточно высокой или желательной по другим признакам концентрации. Центробежные сепараторы, используемые в обработке крови и компонентов крови, обычно использовались в таких способах промывания клеток.

Данные процессы также требуют достаточно больших временных затрат, поскольку требуют повторяющихся ручных манипуляций с кровью или компонентами крови и сборки или разборки различных устройств обработки жидкостей. Это, естественно, повышает не только стоимость, но и потенциал для связанной с человеческим фактором ошибки или погрешности. Соответственно, несмотря на десятилетия развития устройств и процессов разделения крови, продолжает существовать потребность в лучших и/или более эффективных устройствах, системах и способах разделения, применимых к базовым методикам взятия и обработки крови.

Хотя во многих предшествующих устройствах и процедурах разделения крови применялись принципы разделения центрифугированием, существует другой класс устройств, основанных на применении мембран, которые использовались для плазмафереза, то есть, отделения плазмы от цельной крови. Конкретнее, устройства этого типа используют вращающиеся друг относительно друга поверхности, одна из которых содержит пористую мембрану. Обычно устройство имеет внешний неподвижный корпус и внутренний вращающийся ротор, покрытый пористой мембраной.

Одним из таких хорошо известных устройств для плазмафереза является сепаратор Autopheresis-C®, поставляемый Fenwal, Inc. из Lake Zurich, штат Иллинойс. Подробное описание сепаратора с вращающейся мембраной можно найти в патенте США No. 5194145, выданном Schoendorfer, который включен в настоящее описание посредством ссылки. В данном патенте описывается покрытый мембраной вращатель, имеющий внутреннюю систему сбора, размещенную в неподвижной оболочке. Кровь подается в кольцевое пространство или зазор между вращателем и оболочкой. Кровь перемещается вдоль продольной оси оболочки в направлении выходной области, при этом плазма проходит через мембрану за пределы оболочки в пакет для сбора. Оставшиеся компоненты крови, в основном, эритроциты, тромбоциты и лейкоциты, переходят в выходную область между вращателем и оболочкой, и затем обычно возвращаются донору.

Было обнаружено, что сепараторы с вращающейся мембраной обеспечивают отличную скорость фильтрации плазмы, в основном благодаря уникальным схемам потока (“вихри Тейлора”), возбуждаемым в зазоре между вращающейся мембраной и оболочкой. Вихри Тейлора помогают удерживать клетки крови от осаждения на мембрану и ее загрязнения или закупоривания.

Несмотря на то, что сепараторы с вращающейся мембраной широко использовались для сбора плазмы, они обычно не использовались для сбора других компонентов крови, в частности, эритроцитов. Сепараторы с вращающейся мембраной также обычно не использовались для промывания клеток. Один из примеров сепаратора с вращающейся мембраной, примененного для промывания клеток, таких как эритроциты, описан в патенте США No. 5053121, который также включен в настоящее описании посредством ссылки во всей своей полноте. Однако в системе, описанной в этом патенте, используется два отдельных вращателя, соединенных последовательно или параллельно, для промывания “выделенной” крови пациента. Другие описания применения сепараторов с вращающейся мембраной для разделения крови или компонентов крови, также можно найти в патентах США No. 5376263; 4776964; 4753729; 5135667 и 4755300.

Объект изобретения, изложенный в настоящей заявке, предоставляет дополнительные достижения в области мембранных сепараторов, потенциального снижения стоимости и различных других достижений и преимуществ по сравнению с предшествующим ручным сбором и обработкой крови.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящий объект изобретения имеет ряд аспектов, которые могут быть применены в различных комбинациях, и изложение одного или более конкретных вариантов осуществления приведено в целях изложения и описания, а не ограничения. В изложении сущности выделено только несколько аспектов данного объекта изобретения, и дополнительные аспекты изложены на чертежах и в приведенном ниже более подробном описании.

В соответствии с одним из аспектов изложения, представлена автоматизированная система разделения цельной крови, которая содержит модуль одноразового контура потока текучей среды и модуль долговременного контроллера, который сконфигурирован для взаимодействия и управления потоком текучей среды через контур текучей среды. Одноразовый контур текучей среды содержит путь потока цельной крови с впускном цельной крови для соединения с блоком цельной крови, такой как первичный контейнер цельной крови, ранее собранной у донора, и путь потока раствора клеточного консерванта с впуском для соединения с источником раствора клеточного консерванта, таким как раствор Adsol®, поставляемый Fenwal, Inc. из Lake Zurich, штат Иллинойс, США.

Одноразовый контур текучей среды также содержит сепаратор с внешним корпусом, таким как, по существу, цилиндрический внешний корпус, и внутренним ротором, установленным в корпусе для вращения относительно корпуса. Зазор образован между внешней поверхностью ротора и внутренней поверхностью корпуса, и по меньшей мере одна из поверхностей содержит мембрану фильтра, настроенную для разрешения прохождения плазмы через мембрану, при этом, по существу, блокируя эритроциты. Внешний корпус имеет впуск, который находится в сообщении по текучей среде с путями потока цельной крови и/или раствора клеточного консерванта, и также находится в сообщении по текучей среде с зазором между корпусом и ротором с целью направления цельной крови и/или раствора клеточного консерванта в зазор. Корпус содержит выпуск, сообщающийся с зазором с целью извлечения компонента крови, такого как концентрированные эритроциты, и корпус и/или ротор содержит выпуск, сообщающийся со стороной мембраны, обращенной от зазора, для сбора компонента крови, который проходит через мембрану, такого как плазма. Выпуск корпуса, сообщающийся с зазором, находится в сообщении по текучей среде с путем выпускного потока жидкости для соединения с контейнером для хранения, таким как контейнер для хранения эритроцитов и, необязательно, с фильтром редукции лейкоцитов.

Долговременный контроллер системы может содержать программируемую систему управления для управления обработкой цельной крови через контур текучей среды и, при желании, для управления скоростью вращения ротора сепаратора и/или любыми связанными насосами и/или фиксаторами для управления скоростями потока текучей среды через контур текучей среды.

Например, долговременный контроллер может содержать впускной насос, настроенный для управления потоком текучей среды через пути потока цельной крови и/или клеточного консерванта, и выпускной насос, настроенный для управления потоком текучей среды через выпускной клапан корпуса, который сообщается с зазором. Как отмечалось выше, это может управляться программируемой системой управления долговременного контроллера. Контроллер также может содержать детектор гематокрита, который взаимодействует с путем потока цельной крови с целью измерения гематокрита крови, протекающей через путь цельной крови и другие вентили, насосы и датчики, при необходимости.

Контур текучей среды также может содержать фильтр редукции лейкоцитов, находящийся в сообщении по текучей среде с путем выпускного потока жидкости сепаратора, например, для удаления лейкоцитов из концентрированных эритроцитов, собранных сепаратором. Фильтр редукции лейкоцитов также может снижать количество тромбоцитов, содержащихся с эритроцитами. Система управления долговременного контроллера может быть запрограммирована на заполнение жидкостного контура раствором клеточного консерванта до обработки цельной крови и, при необходимости, для промывания жидкостного контура от цельной крови и/или эритроцитов после того, как фактически вся цельная кровь была обработана, с целью повышения эффективности или максимизации сбора эритроцитов из блока цельной крови.

Как подробнее описано ниже, долговременный контроллер может содержать блок привода для вызывания относительного вращения между корпусом и ротором с целью создания условий потока Тейлора-Куэтта в зазоре между ротором и корпусом. Конкретнее, относительные скорости вращения и ширина зазора между расположенными друг напротив друга поверхностями ротора и корпуса могут быть такими, чтобы создать вихри Тейлора в зазоре, при этом вихри непрерывно прочищают мембрану от накопленных клеток, увеличивая поток плазмы через мембрану и, следовательно, снижая время обработки для обработки блока цельной крови.

В соответствии с другим аспектом настоящего изложения, представлен способ обработки цельной крови, который мог бы выполняться в центре обработки вспомогательной лаборатории. Данный способ включает в себя предоставление блока цельной крови, собранной у донора, и предоставление контура разделения крови, который содержит сепаратор, включающий в себя пару вращающихся друг относительно друга поверхностей, разнесенных с образованием зазора между ними, при этом по меньшей мере одна из поверхностей содержит мембрану, которая позволяет плазме проходит через нее, но при этом, по существу, предотвращает прохождение эритроцитов. В соответствии со способом, сепаратор крови заполняют, например, консервантом клеток крови, или даже цельной кровью, и цельная кровь после этого течет из собранного блока цельной крови через зазор, в результате чего плазма проходит через мембрану и прохождение эритроцитов блокируется, и они концентрируются внутри зазора, из которого они извлекаются и направляются в контейнер для хранения эритроцитов с целью хранения и для последующего введения пациентам, которым требуются эритроциты.

Способ также может включать в себя снижение популяции лейкоцитов в концентрированных эритроцитах после извлечения из сепаратора, например, посредством прохождения эритроцитов через фильтр редукции лейкоцитов. Конкретнее, концентрированные эритроциты могут быть прокачаны через фильтр с целью уменьшения времени, требующегося для редукции лейкоцитов. Кроме того, после того, как будет обработана фактически вся цельная кровь в собранном блоке, сепаратор и необязательный фильтр могут промываться любыми остающимися эритроцитами путем протекания раствора клеточного консерванта через них и направления эритроцитов в контейнер для хранения эритроцитов. В соответствии с объектом изобретения, описанным выше, данный способ может выполняться в месте, удаленном от места сбора, или в самом месте сбора, даже рядом с донором, что иногда называется “у постели”, в случае необходимости.

Далее, в связи с объектом изобретения, описанным в настоящем описании, описывается предварительно собранный одноразовый контур потока текучей среды для разделения цельной крови на компонент плазмы и компонент эритроцитов. Контур потока текучей среды является, предпочтительно, предварительно собранным и предварительно стерилизованным, и содержит путь потока текучей среды цельной крови с впуском цельной крови для соединения с контейнером, содержащим собранный блок цельной крови, и путь потока раствора клеточного консерванта с впуском для соединения с источником раствора клеточного консерванта, такого как раствор Adsol®, указанный ранее. Жидкостный контур содержит сепаратор с внешним корпусом и внутренним ротором, установленным в корпусе для вращения относительно корпуса, при этом образован зазор между внешней поверхностью ротора и внутренней поверхностью корпуса. По меньшей мере одна из внутренней и внешней поверхностей корпуса и ротора, соответственно, содержит мембрану фильтра, настроенную для разрешения прохождения плазмы через нее, при этом, по существу, блокируя эритроциты. Внешний корпус имеет впуск, который находится в сообщении по текучей среде с путями потока цельной крови и/или раствора клеточного консерванта, и также находится в сообщении по текучей среде с зазором между внутренним ротором и внешним корпусом с целью направления цельной крови и/или раствора клеточного консерванта в зазор. Корпус содержит выпуск, сообщающийся с зазором с целью, например, удаления концентрированных эритроцитов из зазора. Корпус и/или ротор может содержать выпуск, сообщающийся со стороной мембраны, обращенной от зазора, для сбора жидкости, которая проходит через мембрану, такой как плазма. Кроме того, выпуск корпуса, который сообщается с зазором, находится в сообщении по текучей среде с путем выпускного потока текучей среды для соединения с контейнером для хранения эритроцитов, который может быть предварительно собран и предварительно прикреплен к остальной части жидкостного контура при необходимости.

Кроме того, предварительно собранный одноразовый контур потока текучей среды может содержать фильтр редукции лейкоцитов, находящийся в сообщении по текучей среде с путем выпускного потока текучей среды, для снижения количества лейкоцитов в концентрированных эритроцитах. При необходимости, фильтр редукции лейкоцитов также может быть представлен в пути потока, сообщающегося со стороной мембраны, обращенной от зазора, для фильтрации жидкости, проходящей через мембрану, такой как плазма. Необязательно, предварительно собранный одноразовый жидкостный контур также может содержать предварительно прикрепленный контейнер эритроцитов или другого раствора клеточного консерванта, такого как раствор Fenwal Adsol®.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Указанные и другие характеристики объекта настоящего изобретения описаны в приведенном ниже подробном описании и показаны на прилагаемых фигурах, среди которых:

Фиг. 1 представляет собой вид в перспективе сепаратора с вращающейся мембраной, в парциальном сечении и с удалением частей для демонстрации деталей.

Фиг. 2 представляет собой продольный вид в поперечном сечении сепаратора с вращающейся мембраной с фиг. 1.

Фиг. 3 представляет собой контурное изображение выходных значений гематокрита и напряжения сдвига на стенке выходного клапана как функции относительной длины фильтрации и радиуса вращателя на основании теоретической проектной модели.

Фиг. 4 представляет собой контурное изображение выходных значений гематокрита и концентрации гемоглобина в плазме для выходного клапана как функции относительной длины фильтрации и радиуса вращателя на основании теоретической проектной модели, в которой тангенциальная скорость мембраны является постоянной.

Фиг. 5 представляет собой контурное изображение выходных значений гематокрита и числа Тейлора как функции относительной длины фильтрации и радиуса вращателя на основании теоретической проектной модели.

Фиг. 6 представляет собой трехмерный график концентрации гемоглобина в плазме как функции относительной длины фильтрации и радиуса вращателя на основании теоретической проектной модели.

Фиг. 7 представляет собой вид в перспективе устройства или сепаратора с вращающейся мембраной по настоящей заявке.

Фиг. 8 представляет собой схематический поперечный разрез сепаратора с вращающейся мембраной по настоящей заявке, при этом вращатель содержит радиально направленный выступ для задания отдельных областей жидкости.

Фиг. 9 представляет собой схематическое изображение автоматизированной системы разделения цельной крови для обработки ранее собранной цельной крови, содержащей одноразовый модуль контура циркуляции жидкости и долговременный контроллер или управляющий модуль, на который установлен модуль контура циркуляции жидкости.

Фиг. 10 представляет собой схему циркуляции, демонстрирующую один из вариантов осуществления потока жидкости через контур циркуляции жидкости, в соответствии с описанным в настоящем описании, для переработки единицы цельной крови в концентрированный продукт эритроцитов и продукт плазмы.

Фиг. 11 аналогична фиг. 9, но демонстрирует несколько более подробное изображение компонентов одноразового контура, или модуля циркуляции жидкости, и долговременного модуля контроллера.

Фиг. 12 представляет собой схематическое изображение альтернативного варианта осуществления системы в соответствии с настоящим изложением, в котором система применяется для разделения ранее собранной цельной крови.

Фиг. 12A представляет собой схематическое изображение еще одного альтернативного варианта осуществления, аналогичного фиг. 12.

Фиг. 13 представляет собой вид в перспективе системы разделения крови с двумя насосами, такой как показана на фиг. 9, 11, 12 и 12A.

Фиг. 14 представляет собой схематическое изображение еще одной альтернативы, аналогичной фиг. 12, за исключением того, что она включает в себя три насоса, иллюстрирующей систему в фазе заполнения.

Фиг. 15 представляет собой схематическое изображение системы с фиг. 14, иллюстрирующее систему в фазе разделения.

Фиг. 15A представляет собой схематическое изображение еще одной альтернативной системы с тремя насосами, аналогичной фиг. 14 и 15.

Фиг. 16 представляет собой схематическое изображение автоматизированной системы сбора цельной крови в соответствии с настоящим изложением, демонстрирующее конфигурацию системы для автоматизированного кабинетного сбора и обработки цельной крови донора в режима заполнения.

Фиг. 17 представляет собой схематическое изображение системы с фиг. 16, демонстрирующее конфигурацию системы для сбора и разделения цельной крови на эритроциты и плазму.

Фиг. 18 представляет собой схематическое изображение системы с фиг. 16, демонстрирующее конфигурацию системы для прополаскивания системы противосвертывающим средством после завершения взятия крови у донора.

Фиг. 19 представляет собой схематическое изображение системы с фиг. 16, демонстрирующее конфигурацию системы в конце процедуры сбора крови.

Фиг. 20 представляет собой схематическое изображение системы с фиг. 16, демонстрирующее конфигурацию системы в необязательной конфигурации для фильтрации собранных эритроцитов через лейкоцитный фильтр.

Фиг. 21 представляет собой схематическое изображение альтернативного варианта осуществления автоматизированной системы сбора цельной крови относительно систем, показанных на фиг. 16-20, в которой компонент контура циркуляции жидкости одноразового использования содержит встроенный фильтр лейкоредукции как часть линии извлечения устройства доступа к донору.

Фиг. 22 представляет собой схематическое изображение альтернативного варианта осуществления контура циркуляции жидкости одноразового использования с фиг. 21, в котором фильтр лейкоредукции размещен в линии извлечения по ходу потока относительно входной точки, в которой противосвертывающее средство вводится в цельную кровь.

На фиг. 23 показан одноразовый набор, подходящий для промывания клеток в соответствии со способом, изложенным в настоящем описании.

На фиг. 24 показан другой вариант осуществления одноразового набора, подходящего для промывания клеток в соответствии с альтернативным способом, изложенным в настоящем описании.

На фиг. 25 показан вариант осуществления панели управления устройства, подходящего для промывания клеток в соответствии со способом, изложенным в настоящем описании.

Фиг. 26-28 представляют собой блок-схемы этапов способа промывания клеток, изложенного в настоящем описании.

Фиг. 29 представляет собой блок-схему, иллюстрирующую способ управления данными в соответствии с настоящим изложением.

Фиг. 30 представляет собой схематическое изображение системы управления данными в соответствии с настоящим изложением в комбинации с контейнером для сбора и набором для обработки.

Фиг. 31 представляет собой блок-схему, иллюстрирующую различные этапы, которые включает в себя способ для управления данными в соответствии с настоящим изложением.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ

Более подробное описание сепаратора с вращающейся мембраной в соответствии с настоящим изложением и его применения в различных автоматизированных системах приведено ниже. Следует понимать, что приведенное ниже описание конкретных устройств и способов предлагается в качестве примера, и не является исчерпывающим описанием всех возможных вариаций или применений. Таким образом, не предполагается, что объем изложения является ограничивающим, и должен пониматься как включающий вариации или варианты осуществления, которые будут понятны специалистам.

Обратимся к фиг. 1 и 2, на которых показана система разделения или фракционирования крови с вращающейся мембраной, обозначенная в общем как 10. Такая система 10 обычно применяется для извлечения плазмы из цельной крови, полученной у отдельного донора-человека. В целях облегчения понимания, показано только устройство выделения плазмы и связанный с ним блок привода, хотя следует понимать, что такой сепаратор образует часть одноразовой системы, содержащей пакеты для сбора, пакеты с добавками, такими как физиологический раствор или ACD, возвратные пакеты, трубки, и т.д., и что также имеются ассоциированные системы управления и система контрольно-измерительных средств для функционирования устройства.

Система 10 содержит по существу цилиндрический корпус 12, установленный концентрически вокруг продольной вертикальной центральной оси. Внутренний элемент 14 установлен концентрически с центральной осью. Корпус и внутренний элемент имеют возможность вращения друг относительно друга. В предпочтительном варианте осуществления, в соответствии с проиллюстрированным, корпус является неподвижным, и внутренний элемент является вращающимся, при этом он вращается концентрически в пределах цилиндрического корпуса 12. Границы маршрута тока крови в общем случае определены зазором 16 между внутренней поверхностью корпуса 12 и внешней поверхностью ротационного вращателя 14. Пространство между корпусом и вращателем иногда называется зазором сдвига. Типовой зазор сдвига может составлять приблизительно 0,025-0,050 дюйма (0,067-0,127 см) и может иметь равномерный размер вдоль оси, например, когда ось вращателя и корпуса совпадают. Зазор сдвига также может изменяться, например, по окружности, когда оси корпуса и вращателя смещены друг относительно друга.

Зазор сдвига также может изменяться вдоль направления оси, например, предпочтительно, ширина зазора может увеличиваться в направлении потока с целью ограничения гемолиза. Такая ширина зазора может изменяться в диапазоне от 0,025 до около 0,075 дюйма (0,06-0,19 см). Например, оси корпуса и ротора могут совпадать, и диаметр ротора может уменьшаться в направлении оси (направлении потока), тогда как диаметр внутренней поверхности корпуса остается постоянным, или диаметр корпуса увеличивается, и диаметр ротора остается постоянным, или диаметр обеих поверхностей изменяется. Например, ширина зазора может составлять около 0,035 дюйма (0,088 см) в конце зазора со стороны начала потока, или у конца зазора около входного клапана, и около 0,059 дюйма (0,15 см) в конце зазора со стороны конца потока. Ширина зазора может изменяться путем изменения внешнего диаметра ротора и/или внутреннего диаметра передней поверхности корпуса. Ширина зазора может изменяться линейно или пошагово, или некоторым другим желаемым образом. В любом случае, размер ширины зазора предпочтительно выбирается таким образом, чтобы при желаемой относительной скорости вращения поток Тейлора-Куэтта, такой как вихри Тейлора, создавался в зазоре, и при этом ограничивался гемолиз.

Цельная кровь подается из впускной трубки 20 через впускное отверстие 22, которое направляет кровь во входную область тока крови по маршруту, касательному к окружности вокруг верхнего конца вращателя 14. В нижнем конце цилиндрического корпуса 12 внутренняя стенка корпуса имеет выпускное отверстие 34.

Цилиндрический корпус 12 заканчивается крышкой 40 верхнего конца, имеющей концевую втулку 42, стенки которой являются немагнитными, и нижний конец 44 корпуса заканчивается выпускным отверстием 46 плазмы, концентрическим с центральной осью.

Вращатель 14 установлен с возможностью вращения между крышкой 40 верхнего конца и нижним концом 44 корпуса. Вращатель 14 содержит формованный центральный сердечник или ротор 50, внешняя поверхность которого отформована для задания ряда разнесенных в пространстве кольцевых каналов или выступов 52, разделенных кольцевыми перемычками 54. Поверхностные каналы, задаваемые кольцевыми каналами 52, соединены друг с другом посредством продольных каналов 56. На каждом конце сердечника 50 эти каналы 56 связаны с центральным отверстием или трубой 58.

В проиллюстрированном варианте осуществления поверхность ротационного вращателя 14, по меньшей мере, частично, и, предпочтительно, по существу или полностью покрыта цилиндрической пористой мембраной 62. Мембрана 62 обычно имеет номинальный размер поры 0,6 мкм, но альтернативно могут использоваться другие размеры пор. Мембраны, подходящие для способов промывания, описанных в настоящем описании, могут представлять собой волокнистые сетчатые мембраны, литые мембраны, трековые мембраны или мембраны других типов, которые будут известны квалифицированным специалистам в данной области техники. Например, в одном из вариантов осуществления, мембрана может содержать полиэфирную сетку (подложку) с частицами нейлона, отвержденными на ней, посредством чего создается извилистый путь, через который пройдут только компоненты определенного размера. В другом варианте осуществления мембрана может быть сделана из тонкого (толщиной приблизительно 15 мкм) листа, например, поликарбоната. В данном варианте осуществления, поры (отверстия) могут быть больше, чем описанные выше. Например, поры могут составлять приблизительно 3-5 мкм. Размер пор может быть таким, чтобы допускать прохождение небольших сформированных компонентов (например, тромбоцитов, микрочастиц, и т.д.), и чтобы при этом собирались нужные клетки (например, лейкоциты).

Ротационный вращатель устанавливается в крышку верхнего конца для вращения вокруг стержня 64, который запрессован в крышку 40 конца с одной стороны и размещен внутри цилиндрической несущей поверхности 65 в концевом цилиндре 66, образующем часть ротационного вращателя 14. Внутренний вращатель или внешний корпус может вращаться посредством любого устройства или системы привода вращения. В соответствии с проиллюстрированным, концевой цилиндр 66 частично охвачен кольцом 68 из магнитного материала, используемым в косвенном управлении вращателем 14. Приводной двигатель 70, внешний по отношению к корпусу 12, подсоединен с целью поворота элемента 72 кольцевого магнитного привода, который содержит, по меньшей мере, пару внутренних постоянных магнитов 74. При вращении элемента 72 кольцевого магнитного привода магнитное притяжение между кольцом 68, расположенным внутри корпуса 12, и магнитами 74, расположенными вне корпуса, присоединяет вращатель 14 к внешнему приводу, вызывающему вращение вращателя 14.

На нижнем конце ротационного вращателя 14 центральное выпускное отверстие 58 связано с центральным каналом 76 в концевом подшипнике 78, который является концентрическим с центральной осью. Место установки концевого подшипника определяется внутренним фланцем 80, который формирует нижний край центрального отверстия 82. Центральное отверстие 82 соединено с выпускным отверстием 46 плазмы. Если поверхность внутренней стороны корпуса полностью или частично покрыта мембраной, пакет сбора жидкости или труба может размещаться под мембраной для сбора плазмы и направлять ее через выпускной клапан корпуса (не показано).

I. Конструкция мембранного сепаратора

В соответствии с одним из аспектов заявки, представлен сепаратор с вращающейся мембраной, который обеспечивает улучшенные скорости потока плазмы с приемлемо низким уровнем гемолиза в сохраняемой крови. Известны различные факторы, влияющие на скорость потока фильтрации через сепараторы с вращающейся мембраной, включающие в себя скорость вращения, размер зазора между вращающейся мембраной и оболочкой, эффективную площадь мембраны, концентрацию эритроцитов (или гематокрит) и вязкость крови. Предшествующие практики проектирования устройств с вращающейся мембраной были в значительной степени эмпирическими, и им до некоторой степени способствовали неясные феноменологические описания влияния различных параметров проектирования на производительность и гемолиз. Это оказалось неэффективным относительно времени разработки и затрат технических ресурсов.

Напротив, параметры сепаратора с вращающейся мембраной по настоящей заявке были определены на основании количественных дифференциальных моделей, которые принимают во внимание локальную скорость плазмы при прохождении через мембрану и локальную концентрацию гемоглобина. Данные дифференциальные модели интегрировались по длине устройства с целью получения суммарной скорости потока плазмы и концентрации гемоглобина в плазме на выходе устройства.

Способ включает операционные входные данные на основании геометрических параметров и условий функционирования существующего сепаратора Plasmacell-C, включая гематокрит донора, скорость входного потока крови, скорость вращения и эффективную площадь мембраны. Также учитывались геометрические входные данные для радиуса ротора, ширины кольцевого зазора и длины, по которой выполняется интегрирование. См. таблицу 1 ниже.

Для получения спрогнозированных значений для гипотетических сепараторов, радиус ротора и длина фильтрации изменялись от около 1,0 до около 2,0 раз по сравнению с текущими значениями Plasmacell-C с шагом 0,05, в результате чего была получена сетка пространства параметров проектирования размером 21×21 для каждой представляющей интерес выходной переменной. Для всех устройств срез корпуса и зазор в выпускном клапане сохранялись постоянными, и зазор во входном клапане и скорость вращения изменялись соответственно. Также разрабатывались модели, которые связывали вязкость и плотность крови с гематокритом, температурой и концентрацией противосвертывающего средства.

Таблица 1Входные данные для расчета моделей
Параметр, единицы измерения	Значение
Скорость входного потока крови, мл/мин	106
Входной гематокрит, %	42
Температура, °C	35
Концентрация цитрата, %	5,66
Длина фильтрации, см	7,600
Радиус ротора с мембраной, см	1,3551
Входной зазор, см	0,0673

Выходной зазор, см	0,0584
Эффективная доля мембраны	0,50
Ширина контактного участка мембраны, см	0,46
Скорость вращения, об/мин	3600
Гематокрит для стенок, %	0,90
Радиус эритроцитов, мкм	2,75
Концентрация гемоглобина в эритроцитах, мг/дл	335,60
Плотность плазмы, г/см3	1,024
Плотность упакованных эритроцитов, г/см3	1,096
Вязкость цитратной плазмы, сП	1,39

В одной из реализаций способа, выходные данные для скорости потока плазмы и концентрации гемоглобина были получены для различных значений радиуса ротора, скорости вращения и длины интегрирования. Результаты моделирования показаны в наложенных контурных изображениях выходного гематокрита и выходного напряжения сдвига на стенке (фиг. 3), выходного гематокрита и выходной концентрации гемоглобина в плазме (фиг. 4), и выходного гематокрита и числа Тейлора (фиг. 5), во всех случаях - как функция относительной длины фильтрации и радиуса вращателя. При использовании в настоящем документе, “длина фильтрации” понимается как осевая длина центрального сердечника ротора 50 от начала до конца каналов или выступов 52. В общем смысле, она представляет собой длину мембраны, доступную для фильтрации. “Радиус вращателя” или “диаметр вращателя” понимается как радиус или диаметр ротора с прикрепленной мембраной. На фиг. 6 показаны результаты как функция длины фильтрации и радиуса вращателя на трехмерном графике, демонстрирующем увеличение гемоглобина с увеличением размеров устройств. Данные результаты затем оценивались с целью обеспечения наилучшего баланса высокой скорости потока плазмы с приемлемо низкими уровнями гемолиза.

Модели показали, что эффективная площадь мембраны имеет наиболее сильное положительное влияние на производительность. Кроме того, хотя увеличение площади мембраны путем увеличения диам