CN110446523B - 用于重症护理的血管内灌流增强 - Google Patents

Abstract

提供了用于重症护理的血管内灌流增强(EPACC)的系统和方法。系统可包括导管，所述导管具有设置在用于放置在患者的主动脉内的导管的远端的可膨胀主动脉血流调节装置。系统还可包括导管控制器单元，所述导管控制器单元使可膨胀主动脉血流调节装置膨胀和收缩，以限制通过主动脉的血流。系统还可包括一个或多个用于测量指示通过主动脉的血流的生理信息的传感器，以及其上存储有指令的非暂时性计算机可读介质，其中当由联接至一个或多个传感器的处理器执行时，指令使处理器将测量的生理信息与和通过主动脉的血流相关联的目标生理范围进行比较，使得如果测量的生理信息在目标生理范围之外，则导管控制器单元自动地调节可膨胀主动脉血流调节装置的膨胀和收缩，以调节通过主动脉的血流量。

Description

用于重症护理的血管内灌流增强

政府利益的声明

本发明根据由国家心肺血液研究所授予的合同编号K12HL108964在政府支持下完成。政府享有本发明的一定权利。

相关申请的交叉引用

本申请要求2017年1月12日提交的美国临时申请62/445,551的优先权的权益，所述美国临时申请的全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开总体上涉及部署在主动脉内的血管内主动脉血流调节装置。更具体地，本发明涉及用于重症护理的血管内灌流增强的系统和方法。

背景技术

在绝大多数内科和外科患者中，由休克的并发症引起的死亡仍然以很高的概率存在。现有的用于治疗休克状态的系统、药物和程序，由于无法维持足够的氧气递送到重要器官，常常导致患者最终死亡。氧气的递送取决于器官的充分血液灌流。众所周知，如果心脏和肺没有足够的血压，血液动力就会崩溃，接着导致血液至其余器官的灌流减少并最终导致死亡。

恢复休克患者的体内平衡既困难又费力。在严重的初始损伤后，患者的生理状况的动态性质需要医学专业知识以及对所提供护理的持续评估和修改。然而，对于所有现代医学的复杂和创新，目前重症护理医学的“当前发展状况”仍然是一个相当不精确的“一刀切”复苏和重症护理策略。尤其是在重症护理的早期，休克患者的复苏，无论是神经源性的、出血性的、低血容量的还是败血性的，都带来了独特的挑战。任何低血压的发作都可能对患者有害。老年患者以及外伤性脑损伤患者尤其容易出现低血压。

目前治疗休克的实践取决于病因学，但几乎所有的治疗算法都包括静脉内(IV)流体或血液制品，并且在必要时滴定作用于脉管系统以引起血管收缩和血压升高的血管活性药物。例如，在失血性休克中优先考虑的是积极输注血液制品，其量和组成与失血的量和组成大致相同。同样，在败血症和缺血-再灌流损伤中，用大的IV晶体大丸剂起始复苏，而与潜在的病理生理学无关。然而，在这些情况中以及许多其他重症护理情形中，流体和血管升压药的剂量是近似值，并且终点是相当主观的。因此，现代休克复苏仍然不能精确地针对个体患者的生理需求。这种精度的缺乏最终是由于不能实时(例如每秒钟和每分钟)有效地分析护理的效果，并根据危重患者的生理状况提供快速调整。

例如，虽然治疗休克的细微差别取决于病因，但所有的治疗方法都有类似的缺点。首先，在治疗早期，通常需要大量IV流体来改善血压。有时，流体的体积会很大以至于淹没心血管系统，从而导致肺水肿、ARDS或心力衰竭。因此，尽管在治疗早期经常需要，但一旦患者能够耐受多尿，通常需要替代方法来清除这些多余的流体。

由当前疗法引起的第二并发症是高剂量血管升压药的继发后果。血管升压药直接作用于血管以增加血管张力并改善全身血压。在没有更好的治疗方案的情况下，这些药物有时对改善至重要器官的灌流是必要的。然而，这种血压的全身升高确实是以微血管水平上的灌流不良为潜在代价的。不幸的是，由于器官和组织床对这些药物的不同响应，可能会出现不可预测的局部血流变化，这最终可能会产生反作用或有害影响。使用高剂量的这些药物，某些组织可能会引起永久性损伤，如四肢远侧，可能需要主要肢体截肢。在患有伴有颅内压增高的创伤性脑损伤的患者中，对动物和人的研究表明，高剂量的血管升压药通常能够改善对脑的损伤区域的灌流，但通常会以脑的其他区域损伤为代价，这些其他区域具有如此严重的血管收缩，从而产生缺血性神经元。

最后，目前治疗休克的疗法需要时间来起作用。这些常规疗法经常不能及时优化血压，并且在许多情况下不能完全达到预期目标。例如，现代复苏受到干预和识别干预的生理效应(例如血压、尿量、氧饱和度的增加)之间的潜伏期的限制。IV流体的大丸剂需要数分钟到一个小时的时间来输注，并且血管升压药通常需要10-15分钟来准备、施用、并达到大到足以被床边的医护人员能够检测到的效果，并且通常必须在随后的数个小时内滴定剂量。即使一旦起作用，某些形式的休克对单一药物也没有响应，并且需要多种血管升压药来优化血压。结果，在尝试恢复心血管体内平衡和实现生理目标(例如目标血压或末端器官灌流的标志物)的过程中损失了宝贵的时间，导致超过可接受的限度和不可逆的组织损伤。

此外，尽管用血液制品、流体和多种血管活性剂进行了最大程度的干预，但这些复苏的最终目标往往不能实现。过去150年来，几乎没有发生变化的相当粗糙的生命体征监测方法和指标加剧了这种固有的延迟。因此，常规复苏和监测策略不仅通常不能及时实现目标血液动力学，而且经常不能完全准确地表征和评估治疗的充分性。由于即使短暂的缺血也会导致器官功能障碍和生存能力下降，从而导致发病率和死亡率增加，因此需要改进策略以更及时和可靠的方式优化血流和血压。

在过去25年中，血管内技术治疗血管病理和损伤的显著进步提供了一套独特的工具和技术，来通过直接优化主动脉水平上的冠状动脉、肺和脑灌流，促进了在严重休克时的完全不同的复苏方法。通过使用战略性地放置在休克患者主动脉内的被设计成阻止远侧血流的血管内导管，可以通过使球囊远侧的血流最小化来增加球囊上方的近侧血压。例如，主动脉血管内球囊闭塞复苏术(REBOA)是一种用于极端创伤患者的疗法。REBOA是后负荷增加的一种极端形式，越来越多地被创伤治疗提供者(trauma provider)用于无法控制的躯干出血的情形中。球囊导管在损伤水平以上的主动脉中完全膨胀以停止血流，而不是进行急诊科胸廓切开术来交叉夹住主动脉以使远侧主动脉血流最小化。通过用球囊导管完全闭塞近侧主动脉，REBOA立即隔离循环血液至上部躯干的分布，从而改善近侧器官灌流并阻止下游出血。然而，REBOA的血液动力学增强确实有一个显著的缺点—闭塞点远侧所有组织缺血。为了克服这个缺点，已经提出了主动脉的动态部分闭塞，称为部分REBOA(P-REBOA)，作为支持向重要器官(心脏、肺、脑)灌流的方法，同时仍然允许低的远侧血流速率。然而，目前对闭塞程度的不精确控制限制了P-REBOA的临床应用。

另一种类型的闭塞装置是用于心源性休克患者的主动脉内球囊泵。主动脉内球囊泵在主动脉内远侧产生脉动血流以使冠状动脉循环最大化。一种被称为“neuro-flo”的单独装置被简单试验来通过部分阻塞主动脉来改善中风期间至大脑区域的灌流。然而，“neuro-flo”缺少自动化，并且缺少响应患者的生理状况而动态地改变闭塞量的能力。

当前对血管内顺应性球囊结构的选择对于仔细调节的远侧主动脉血流提出了技术挑战。作为顺应性球囊结构的替代方案，存在固定直径、非顺应性球囊导管设计(例如，Abbott Laboratories Corp.,North Chicago,Ill的ARMADA。)。然而，这些导管预期并被批准用于血管扩张(血管成形术)，这通常用于狭窄的血管(例如，动脉粥样硬化)。此外，固定直径的非顺应性球囊导管的尺寸必须合适以适当闭塞患者的每个主动脉。因此，尽管非顺应性球囊不太容易由于血压峰值而改变形状，但是不能在狭窄范围之外改变直径会妨碍其作为可适应装置来支持完全闭塞和部分闭塞的能力。因此，非顺应性球囊导管的相对固定的直径限制了它们在正常的主动脉直径范围内的实际应用。

当前针对完全或部分主动脉闭塞而创建的用于在创伤情形中阻止远侧出血的球囊技术不能在从完全闭塞到无闭塞的整个范围内提供一致的滴定流量。来自PryTimeMedical的ER-REBOA导管是一种顺应性球囊导管，其旨在减少创伤后出血。ER-REBOA导管和来自其他制造商的类似顺应性球囊使用此类球囊导管，这些球囊导管在不同程度的闭塞时会发生构象变化，从而导致主动脉血流的不可预测变化，而球囊导管的体积变化很小。

其他的努力涉及开发提供主动脉闭塞的潜在替代方法。例如，2004年6月1日发布的Barbut等人的美国专利第6,743,196号描述了支持主动脉闭塞的多种方法。Barbut等人描述的每种方法都包括具有远端安装的收缩机构的导管。每个收缩器被折叠以方便插入，然后一旦插入就膨胀以阻挡血流。Barbut等人描述了一种收缩器，该收缩器包括外部圆锥形壳体和内部圆锥形壳体，每个壳体具有远侧开口基部和近侧顶点。外部壳体还包括预成型环，以便于膨胀。两个壳体都包括端口或开口。通过旋转内部圆锥形壳体来控制通过该机构的流量，使得每个壳体的端口连通。

最近，VanCamp等人在2011年4月19日发布的美国专利第7,927,346号中描述了一种在患有脑缺血的患者中提供暂时部分主动脉闭塞以实现流向脑的血流分流的装置。VanCamp等人的发明的主要目的是提供一种不需要荧光透视来确保适当放置的血流调节装置。VanCamp的装置包括可膨胀的框架，框架的第一部分上安装有平面膜用于阻塞血流。在VanCamp等人所公开的一个实施方案中，膜包括位于平面膜中心的固定尺寸的开口，以允许一些血液流动通过开口。或者，VanCamp也公开了膜本身可对血流有一定的渗透性以允许一些流动。然而，VanCamp未能提供在使用过程中血流的可变控制。

此外，Franklin等人在2016年9月22日公布的PCT专利申请公布WO/2016149653A2中描述了一种闭塞导管系统和血管预调理，以在血管闭塞过程之前、期间和/或之后减轻局部缺血。

一旦识别到生理紊乱，包括血管活性药物和静脉内流体在内的药物需要时间来改善生理状况。例如，血管活性药物必须在整个血管系统中循环并通过细胞内机制发挥作用，以引起血管收缩。这些变化可能需要数秒钟、数分钟甚至数小时才能生效，这取决于所使用的药物和潜在的生理状况。如果休克状态严重，这个时间可能是不利的。使用在这些权利要求中描述的血管内装置允许一旦识别出不合适的生理状况就立即增强生理状况。血管内灌流增强装置的自动化允许这是动态的，其中装置在按秒计的时间框架内连续变化，以允许装置近侧连续稳定的生理状况。

鉴于上述考虑以及现有的和建议的装置的局限性，存在对可行的解决方案的迫切且未满足的需要，所述解决方案允许医生处理休克并仔细地调节主动脉中的血流来增加近侧血压。在休克状态下，无需使用大量的血压药物和IV流体就能迅速地将有效的血压和血流递送到心脏、肺和脑将挽救无数人的生命。

发明内容

本公开通过提供自动化血管内灌流增强系统克服了前述系统的缺点。最近的转化实验已表明，结合自动化来精确控制部分主动脉闭塞允许可响应于血压的动态变化而被精细滴定的远侧主动脉血流。虽然最初应用于正在进行的失血性休克的情形，但是假设较低程度的部分主动脉闭塞可以一定方式通过主动脉后负荷的瞬时和动态变化来优化任何类型休克的心脏性能，而IV流体和药物则不能以这种方式实现此目的。

用于重症护理的血管内灌流增强(EPACC)直接解决了针对许多形式的休克的目前疗法的所有上述局限性。EPACC使用自动化装置仔细控制血管内主动脉球囊导管，为球囊上方的血管床提供少量血压支持，同时允许导管球囊远侧的持续灌流。与诸如REBOA的技术相反，EPACC的概念只适用于主动脉的部分闭塞。REBOA通过完全闭塞主动脉使近侧灌流最大化，但代价是对远侧组织的渐进性缺血损伤。相比之下，EPACC只能部分阻断主动脉，引起近侧血压的更多生理性增加。通过将球囊放置在主动脉内不同的水平，医生可以选择将哪一个远侧毛细血管床暴露以减少流量。EPACC在胸降主动脉中的部署导致至肠系膜、肾脏、肝脏和四肢的血流轻微减少。相反，在主动脉分叉处部署只会导致流向骨盆和四肢的血流可能减少。由于主动脉血流经常超过生理要求，最小至中等程度的主动脉血流限制只能导致最小程度的缺血。近侧血压升高和远侧缺血之间的权衡取决于休克的程度以及潜在的患者的生理状况。

EPACC的使用可以广泛用于治疗各种休克状态。最初，EPACC被设计用于治疗创伤后休克，特别是REBOA和主动脉交叉夹紧术(aortic cross clamping procedure)后常见的缺血再灌流损伤。然而，当没有足够的血液制品时，EPACC同样适用于治疗失血性休克，或感染性休克，以减少治疗所需的IV流体和血管升压药的量。EPACC能够自动对任何生理测量做出动态响应，这使得它成为使创伤性脑损伤患者的脑灌流最大化的可行技术。

该系统可以包括具有近端部分和远端部分的导管，其中远端部分可以放置在患者的主动脉内。该系统还可以包括可膨胀主动脉血流调节装置，其设置在用于放置在主动脉内的导管的远端部分。可膨胀主动脉血流调节装置可以膨胀以限制通过主动脉的血流并收缩。例如，可膨胀主动脉血流调节装置可以是可被充气以膨胀来部分阻塞通过主动脉的血流的球囊。在另一个实施方案中，可膨胀主动脉血流调节装置可包括可被充气以阻塞通过主动脉的血流的球囊，以及围绕球囊的一根或多根导线。因此，可以拉紧一根或多根导线以使球囊凹陷，从而允许血液围绕球囊流动。在另一个实施方案中，可膨胀主动脉血流调节装置可包括可从导管的中心轴线径向膨胀或收缩的导线框架，以及包括围绕导线框架的一部分的薄膜的血流调节帆状物(blood flow regulation sail)。在另一个实施方案中，可膨胀主动脉血流调节装置可以包括具有一个或多个窗口的非顺应性球囊，以及包封在非顺应性球囊内的顺应性球囊。

在一个实施方案中，该系统可以进一步包括第二可膨胀主动脉血流调节装置，该第二可膨胀主动脉血流调节装置设置在用于放置在主动脉内的导管的远端部分，位于可膨胀主动脉血流调节装置的近侧。第二可膨胀主动脉血流调节装置可以联接到导管控制器单元，并且可以膨胀以部分阻塞通过主动脉的血流并收缩。可膨胀主动脉血流调节装置和第二可膨胀主动脉血流调节装置可以间隔开，使得可膨胀主动脉血流调节装置放置在主动脉的一个区域，并且第二可膨胀主动脉血流调节装置放置在主动脉的不同区域。

该系统还可以包括联接到导管近端部分的导管控制器单元。导管控制器单元可以使可膨胀主动脉血流调节装置在主动脉中膨胀和收缩。当可膨胀主动脉血流调节装置是可以被充气以膨胀来部分阻塞通过主动脉的血流的球囊例如球囊导管时，导管控制器单元可以包括注射器泵，如果测量的生理信息在目标生理范围之外，注射器泵可以对球囊充气或放气以调节通过主动脉的血流的量。当可膨胀主动脉血流调节装置是具有一根或多根围绕球囊的导线的球囊，例如，球囊上导线导管(wire-over-balloon catheter)时，导管控制器单元可以包括可以对球囊充气或放气的注射器泵，以及步进电机或机动臂，如果测量的生理信息在目标生理范围之外，步进电机或机动臂可以使一根或多根导线缩短或延长，以拉紧或放松围绕球囊的一根或多根导线，从而调节通过主动脉的血流量。当可膨胀主动脉血流调节装置是具有血流调节帆状物的导线框架，例如主动脉内帆状物导管(intra-aorticsail catheter)时，导管控制器单元可以包括步进电机或机动臂，如果测量的生理信息在目标生理范围之外，该步进电机或机动臂可以使导线框架缩短或延长以径向膨胀或收缩血流调节帆状物，从而调节通过主动脉的血流量。当可膨胀主动脉血流调节装置是包封在非顺应性球囊内的顺应性球囊时，导管控制器单元可以是注射器泵，该注射器泵可以对顺应性球囊充气或放气，使得如果测量的生理信息在目标生理范围之外，顺应性球囊通过非顺应性球囊的一个或多个窗口被挤出，以调节通过主动脉的血流量。

该系统还可以包括一个或多个传感器，用于测量指示通过主动脉的血流的生理信息。例如，一个或多个传感器中的一个可以设置在可膨胀主动脉血流调节装置远侧的导管，并且可以测量指示可膨胀主动脉血流调节装置远侧的主动脉中的血压的生理信息，和/或一个或多个传感器中的一个可以设置在可膨胀主动脉血流调节装置近侧的导管，并且可以测量指示可膨胀主动脉血流调节装置近侧的主动脉中的血压的生理信息。一个或多个传感器可以测量指示通过主动脉的血流的生理信息，包括心率、呼吸速率、可膨胀主动脉血流调节装置近侧或远侧的主动脉血流、血液温度、可膨胀主动脉血流调节装置内的压力、患者的心输出量、颈动脉血流、肺压力、外周血管阻力或颅内压中的至少一项。此外，一个或多个传感器可以通过测量患者流体的乳酸水平、皮质醇水平、活性氧水平或pH中的至少一项来测量指示通过主动脉的血流的生理信息。在使用两个可膨胀主动脉血流调节装置的实施方案中，一个或多个传感器中的至少一个可以位于可膨胀主动脉血流调节装置的远侧，可膨胀主动脉血流调节装置和第二可膨胀主动脉血流调节装置之间，或第二可膨胀主动脉血流调节装置的近侧。

该系统还可以包括其上存储有指令的非暂时性计算机可读介质，其中当被联接到一个或多个传感器的处理器执行时，所述指令使处理器将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，使得如果测量的生理信息在目标生理范围之外，导管控制器单元自动调节可膨胀主动脉血流调节装置的膨胀和收缩，以调节通过主动脉的血流量。

在一个实施方案中，该系统可以进一步包括可操作地联接到一个或多个传感器和导管控制器单元的外部中央处理单元。外部中央处理单元可以包括处理器，并且将指示测量的生理信息是否在目标生理范围之外的信息传输到导管控制器单元。例如，外部中央处理单元可以通过WiFi、蓝牙、基于Wixel的通信或蜂窝通信中的至少一种将信息传输到导管控制器单元。

在一个实施方案中，该系统可以进一步包括用于向患者递送静脉内药物的自动泵，其中，当被联接到一个或多个传感器的处理器执行时，指令使处理器将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，使得自动泵向患者递送静脉内药物，以基于该比较来调节患者的生理状况。

在一个实施方案中，该系统可以进一步包括用于向患者递送静脉内流体和血液制品的自动泵，其中当由联接到一个或多个传感器的处理器执行时，指令使处理器将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，使得自动泵向患者递送静脉内流体或血液制品，以基于比较来调节患者的生理状况。

根据本公开的又一方面，一种用于自动动态地调节用于血管内灌流增强的主动脉血流调节程度的方法。该方法可以包括将具有可膨胀主动脉血流调节装置的导管的远端部分引入患者的主动脉内，使可膨胀主动脉血流调节装置膨胀以部分阻塞通过主动脉的血流，通过一个或多个传感器测量指示通过主动脉的血流的生理信息，将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，以及如果测量的生理信息在目标生理范围之外，调节可膨胀主动脉血流调节装置的膨胀和收缩，以调节通过主动脉的血流量。

在一个实施方案中，导管还包括第二可膨胀主动脉血流调节装置，该第二可膨胀主动脉血流调节装置设置在用于放置在患者的主动脉或远侧动脉内的导管的远端部分，位于可膨胀主动脉血流调节装置的近侧。第二可膨胀主动脉血流调节装置可以膨胀以部分阻塞血流，并且可膨胀主动脉血流调节装置可以放置在主动脉的区域，而第二可膨胀主动脉血流调节装置可以放置在主动脉的不同区域中或者主动脉更远侧的血管中。因此，该方法可以进一步包括使第二可膨胀主动脉血流调节装置膨胀以阻塞血流，并且如果测量的生理信息在目标生理范围之外，使第二可膨胀主动脉血流调节装置膨胀或收缩以调节血流量。

附图说明

图1示出了根据本公开的原理构造的示例性自动血管内灌流增强系统。

图2A示出了根据本公开的原理构造的球囊导管。图2B示出了串联放置在患者主动脉内的图2A的球囊导管。

图3A示出了具有两根导线的球囊上导线导管。图3B示出了图3A的球囊上导线导管，其中导线被拉紧以使球囊凹陷。

图4A示出了具有三根导线的球囊上导线导管。图4B示出了图4A的球囊上导线导管，其中导线被拉紧以使球囊凹陷。图4C示出了串联放置在患者主动脉内的图4B的球囊上导线导管。

图5A示出了根据本公开的原理构造的主动脉内帆状物导管。图5B示出了串联放置在患者主动脉内的图5A的主动脉内帆状物导管。

图6示出了根据本公开的原理构造的笼状球囊导管。

图7是根据本公开的原理构造的示例性导管控制器单元的示意图。

图8是根据本公开的原理构造的示例性外部中央处理单元的示意图。

图9是示出根据本公开的原理用于自动动态地调节血管内灌流增强的主动脉血流调节程度的示例性方法的流程图。

图10是示出比较EPACC和标准重症护理的研究的流程图。

图11示出了描述从比较EPACC和标准重症护理的研究中获得的血液动力学数据的图表。

图12示出了描述从比较EPACC和标准重症护理的研究中获得的主要感兴趣结果的图表。

图13示出了描述从比较EPACC和标准重症护理的研究中获得的感兴趣的次要结果的图表。

发明详细描述

用于重症护理的血管内灌流增强(EPACC)是一种新型的治疗平台，用于通过机械和药理学方式提高危重病患者的血压。EPACC是通过一种系统实现的，该系统包括一系列血管内装置、用于这些装置的控制器单元和复杂的算法，这些算法能够响应于患者的生理状况而实时改变EPACC装置。EPACC能够自动对任何生理测量做出动态响应，这使得它成为在多种休克状态下使灌流最大化的可行技术。根据本公开的原理，EPACC同样适用于治疗失血性休克(当没有足够的血液制品时)，或败血性休克(减少治疗所需的IV流体和血管加压剂的量)，或在创伤性脑损伤或脑出血的情况下的神经源性休克。

参考图1，描述了根据本公开的原理构造的示例性自动化血管内灌流增强系统。在图1中，自动化血管内灌流增强系统100的组件没有基于相对或绝对来按比例描绘。系统100包括联接到导管控制器单元700和外部处理单元800(可选)的导管102。导管102包括远端103和近端105，并且其尺寸和形状适于放置在患者P的主动脉A内。导管102可以是本领域公知的任何导管，其具有足够长的长度，使得导管102可以通过股动脉或桡动脉插入患者体内，并延伸通过患者的脉管系统进入主动脉。导管102还可以包括可膨胀血流调节装置104和设置在远端103的传感器106。

与当前的主动脉内导管不同，导管102可以被设计用于EPACC。例如，导管102的可膨胀血流调节装置104可以被设计成膨胀和收缩，例如充气和放气，而不会随时间发生形态变化。

可膨胀血流调节装置104可策略性地放置在休克患者的主动脉内，并被设计成调节通过患者主动脉的血流，使得可膨胀血流调节装置104远侧的血流可被阻止以增加可膨胀血流调节装置104近侧的血压。可膨胀血流调节装置104可以包括串联设置在导管102远端103的两个可膨胀血流调节装置。因此，可膨胀血流调节装置可以间隔开，使得一个可膨胀血流调节装置放置在主动脉的特定区域，而第二个可膨胀血流调节装置放置在主动脉的不同特定区域。例如，一个可膨胀血流调节装置可以放置在主动脉的区域1中，而第二个可膨胀血流调节装置放置在主动脉的区域3中。这样，通过将可膨胀血流调节装置放置在主动脉内的不同水平，医师可以选择将哪些远侧毛细血管床暴露以减少血流。例如，在主动脉的区域1中放置和膨胀可膨胀的血流调节装置会导致流向患者的肠系膜、肾脏、肝脏和四肢的血流轻度减少。相反，放置和膨胀可膨胀血流调节装置会导致流向患者骨盆和四肢的血流潜在减少。可膨胀血流调节装置104可以包括各种球囊和/或替代装置设计，如下面进一步详细描述的。

由于可膨胀血流调节装置104仅部分限制主动脉中的血流，因此可导致近侧血压的更多的生理性增加，同时优化流向下游器官和组织床的血流。由于主动脉血流总体上大于大多数休克患者的生理需求，所以最小程度至中等程度的闭塞仅导致最小程度的缺血。近侧血压升高和远侧缺血之间的权衡取决于休克的程度以及患者的潜在生理状况。

传感器106可以测量指示通过主动脉的血流的生理信息，以确定患者的潜在生理状况。例如，传感器106可以测量生理参数，包括但不限于心率、呼吸速率、近侧或远侧或两个可膨胀血流调节装置之间的血压、近侧或远侧或两个可膨胀血流调节装置之间的主动脉血流、体温、可膨胀血流调节装置内的压力、患者的心输出量、颈动脉血流、肺压力、外周血管阻力或颅内压。传感器106可以包括一个或多个传感器。例如，如图1所示，传感器106包括三个传感器，并且可以沿着导管102定位在可膨胀血流调节装置的远侧、可膨胀血流调节装置和第二可膨胀血流调节装置之间和/或第二可膨胀血流调节装置的近侧。

传感器106可以通过模拟或数字机制记录指示测量的生理信息的数据。然后，该数据可用于确定是否需要更多或更少的主动脉血流限制，以通过自动增加血压来使重要器官灌流最大化，如下面进一步详细描述的。

还可以通过实时和间歇测量患者血液、血清、尿液或唾液中的化合物，例如乳酸的水平、皮质醇的水平、活性氧的水平、流体的pH以及其他常用的患者的生理学标志物来监测患者的生理状况。

导管控制器单元700可以联接到导管102的近端105。导管控制器单元700可以从传感器106接收指示测量的生理信息的数据，并且确定测量的生理信息是否在预定的目标生理范围内。导管控制器单元700还可以联接到可膨胀血流调节装置104，使得如果测量的生理信息在目标生理范围之外，导管控制器单元700自动调节可膨胀血流调节装置104的膨胀和收缩，以调节通过主动脉的血流量，如下面进一步详细描述的。

在一个实施方案中，系统100包括外部中央处理单元800。外部中央处理单元800可以可操作地联接到传感器106和导管控制器单元700，使得外部中央处理单元800可以从传感器106接收指示测量的生理信息的数据，确定测量的生理信息是否在预定的目标生理范围内，计算可膨胀血流调节装置104的尺寸变化量，以使患者的生理状况处于目标生理范围内，并将指示测量的生理信息是否在目标生理范围之外的信息传输到中央处理单元800，如下面进一步详细描述的。因此，导管控制器单元700基于从外部中央处理单元800接收的信息自动调节可膨胀血流调节装置104的膨胀和收缩，以调节通过主动脉的血流量。

参考图2A，描述了根据本公开的原理构造的球囊导管。如图2A所示，图1的可膨胀血流调节装置104可以包括球囊导管200。球囊导管200包括位于导管102远端的球囊204。球囊204被设计成被充气至仔细滴定的球囊体积，以调节主动脉中的血流。例如，不可压缩流体可以经由出口202通过导管102的内腔引入球囊204，使得球囊204可以保持仔细滴定的球囊体积。球囊204可以由合适的膜制成，该膜防止膨胀流体扩散穿过膜并进入患者的脉管系统。膜也可以被设计成膨胀和收缩而不会随时间发生形态变化。

如图2B所示，球囊导管200可以与另外的球囊导管210串联放置在患者的主动脉内。球囊导管210可以类似于球囊导管200构造。球囊导管200和球囊导管210可以分别被膨胀和收缩，使得每个球囊导管保持其自己分配的仔细滴定的球囊体积。球囊导管200和球囊导管210可以沿着导管102的远端间隔开，使得球囊导管200放置在例如主动脉的区域1内，并且球囊导管210放置在例如主动脉的区域3内。这允许血压在区域1中的球囊导管200上方被调节，同时在区域2中的球囊导管210上方被调节。这样，导管102可以选择性地使至关键器官的灌流正常化，同时允许在限定的时间段内对不太关键的器官和四肢进行区域化的低灌流。如图2B所示，传感器106可包括三个传感器，例如固态压力传感器或压力监测端口，其位于球囊导管200上方和球囊导管210上方和下方，以允许在主动脉的所有三个区域中进行压力监测。如本领域技术人员理解的，单个球囊导管或多于两个球囊导管可以放置在主动脉内以进行EPACC。

现在参考图3A和图3B，描述了一种示例性球囊上导线导管。如图3A和图3B所示，图1的可膨胀血流调节装置104可以包括球囊上导线导管300。球囊上导线导管300包括位于导管102远端的球囊304，以及在球囊304外部环绕的两根导线306。如图3A所示，球囊304被设计成被膨胀以完全闭塞主动脉。例如，不可压缩流体可以经由出口302通过导管102的内腔引入球囊304，使得球囊304可以保持膨胀的球囊体积。球囊304可以由合适的膜制成，该膜将防止膨胀流体扩散穿过膜并进入患者的脉管系统。膜也可以被设计成膨胀和收缩而不会随时间发生形态变化。

导线306可以固定到沿着导管102在球囊304远侧的点，沿着球囊304的纵轴穿过球囊304，并且延伸通过导管102的内腔到球囊304近侧的固定点。这样，导管102可以包括单独的内腔，用于接收导线306且如上所述用于使球囊304膨胀。导线306可以围绕球囊304，使得当球囊304完全膨胀时，导线306接触主动脉壁。如图3B所示，导线306可以立即拉紧以使球囊304凹陷，并在主动脉壁和球囊304的外表面之间产生间隙，使得导线306的张力和球囊304的变形程度对应于主动脉内流过球囊的血流量。球囊304的变形程度也可以取决于导线306的尺寸，例如，较大的导线将导致较大的凹陷。

现在参考图4A和图4B，描述了另一种示例性球囊上导线导管。如图4A和图4B所示，图1的可膨胀血流调节装置104可以包括球囊上导线导管400。球囊上导线导管400的构造类似于图3A和图3B的球囊上导线导管300。例如，球囊上导线导管400包括位于导管102远端的球囊404，并且可以通过导管102的出口402用不可压缩流体膨胀以完全闭塞主动脉。然而，球囊上导线导管400包括三根在球囊404外部围绕的导线406。如图4B所示，可以立即拉紧导线406以使球囊404凹陷，并在主动脉壁和球囊404的外表面之间产生间隙，使得线406的张力和球囊404的变形程度对应于主动脉内通过球囊的血流量。如本领域普通技术人员所理解，球囊上导线导管中可使用单根导线或多于三根导线。此外，导线可以以不同于沿着球囊纵轴的方式围绕球囊，使得导线使球囊凹陷，以基于导线对球囊的凹陷程度允许血液流过球囊。

如图4C所示，球囊上导线导管400可以与另外的球囊上导线导管410串联放置在患者的主动脉A内。球囊上导线导管410可以类似于球囊上导线导管400来构造。球囊上导线导管400和球囊上导线导管410的导线可以单独收紧和放松，使得每个球囊上导线导管保持其自己精心分配的凹陷程度。球囊上导线导管400和球囊上导线导管410可以沿着导管102的远端间隔开，使得球囊上导线导管400放置在例如主动脉的区域1内，并且球囊上导线导管410放置在例如主动脉的区域3内。这允许血压在区域1中的球囊上导线导管400上方以及同时在区域2中的球囊上导线导管410上方被调节。这样，导管102可以选择性地使对关键器官的灌流正常化，同时允许在限定的时间段内对不太关键的器官和四肢进行区域化的低灌流。如图4C所示，传感器106可以包括三个传感器，例如固态压力传感器或压力监测端口，其位于球囊上导线导管400上方和球囊上导线导管410上方和下方，以允许在主动脉的所有三个区域中进行压力监测。如本领域技术人员所理解，单个球囊上导线导管或多于两个球囊上导线导管可以放置在主动脉内以进行EPACC。

现在参考图5A，描述了根据本公开的原理构造的主动脉内帆状物导管。如图5A所示，图1的可膨胀血流调节装置104可以包括主动脉内帆状物导管500。主动脉内帆状物导管500可以如Williams等人于2016年7月21日公布的美国专利申请公布号2016/0206798所公开的那样构造，该专利申请通过引用整体并入本文。例如，主动脉内帆状物导管500包括导线框架502和位于导管102远端的薄膜504，其中膜504围绕导线框架502的一部分。导线框架502包括多根导线，这些导线可以固定到沿着导管102在膜504远侧的点上，并且延伸通过导管102的内腔至膜504近侧的固定点上。被膜502围绕的导线框架502的导线的部分可以从主动脉内帆状物导管500的纵轴径向膨胀。导线框架502的导线可以径向膨胀，使得导线在膨胀位置沿圆周等距隔开。因此，随着导线框架502径向膨胀，膜504膨胀，在主动脉内产生帆状物，使得导线框架502的张力和膜504的膨胀程度对应于通过主动脉内的主动脉内帆状物的血流量。

如图5B所示，主动脉内帆状物导管500可以与另外的主动脉内帆状物导管510串联放置在患者的主动脉内。主动脉内帆状物导管510可以类似于主动脉内帆状物导管500来构造。主动脉内帆状物导管500和主动脉内帆状物导管510的导线框架可以单独拉紧和放松，使得每个主动脉内帆状物导管保持其自身仔细分配的主动脉阻塞程度。主动脉内帆状物导管500和主动脉内帆状物导管510可以沿着导管102的远端间隔开，使得主动脉内帆状物导管500放置在例如主动脉的区域1内，并且主动脉内帆状物导管510放置在例如主动脉的区域3内。这允许血压在区域1中的主动脉内帆状物导管500上方被调节，同时在区域2中的主动脉内帆状物导管510上方被调节。这样，导管102可以选择性地使对关键器官的灌流正常化，同时允许在限定的时间段内对不太关键的器官和四肢进行区域化的低灌流。如图5B所示，传感器106可包括三个传感器，例如固态压力传感器或压力监测端口，其位于主动脉内帆状物导管500上方和主动脉内帆状物导管510上方和下方，以允许在主动脉的所有三个区域中进行压力监测。如本领域技术人员所理解，单个主动脉内帆状物导管或多于两个主动脉内帆状物导管可以放置在主动脉内以进行EPACC。

现在参考图6，描述了根据本公开的原理构造的笼状球囊导管。如图6所示，图1的可膨胀血流调节装置104可以包括笼状球囊导管600。笼状球囊导管600包括位于导管102远端的非顺应性外球囊602和包封在非顺应性外球囊602内的顺应性内球囊606。非顺应性外球囊602包括一个或多个窗口604，窗口604的尺寸被设置成当顺应性内球囊606膨胀时允许顺应性内球囊606从中挤出。窗口的数量对应于顺应性内球囊606通过非顺应性外球囊602挤出的数量。在部分膨胀期间，窗口604的形状控制顺应性内球囊606的形状。顺应性球囊606被设计成膨胀至仔细滴定的球囊体积，以调节主动脉中的血流。在完全膨胀时，顺应性内球囊606可以完全闭塞主动脉。例如，不可压缩流体可以通过导管102的内腔被引入顺应性内球囊606，使得顺应性内球囊606可以保持仔细滴定的球囊体积。顺应性内球囊606可以由合适的膜制成，该膜将防止膨胀流体扩散穿过膜并进入患者的脉管系统。膜也可以被设计成膨胀和收缩而不会随时间发生形态变化。如上所述，笼状球囊导管600可以与另外的笼状球囊导管串联放置在患者的主动脉内。每个笼状球囊导管的顺应性内球囊可以单独膨胀和收缩，使得每个笼状球囊导管保持其自己仔细分配的仔细滴定的球囊体积。笼状球囊导管也可以沿着导管102的远端间隔开，使得笼状球囊导管放置在主动脉的不同水平内。如本领域技术人员所理解，上述可膨胀血流调节装置实施方案的任何组合可以串联使用。

参考图7，描述了根据本公开的原理构造的示例性导管控制器单元。如图7所示，导管控制器单元700包括处理器702和驱动机构708，处理器702具有存储器704和通信电路706。在图7中，处理器702的组件没有基于相对或绝对来按比例描绘。处理器702可操作地联接到传感器106和驱动机构708，并且驱动机构708可操作地联接到可膨胀血流调节装置104。

处理器702可以经由通信电路706从传感器106接收指示测量的生理信息的数据。存储器704(非暂时性计算机可读介质)可以存储目标生理参数和与通过主动脉的血流相关的相应范围，以及当由处理器702执行时，使处理器702将测量的生理信息与目标生理范围进行比较以确定测量的生理信息是否在预定的目标生理范围内的指令。这样，处理器702可以基于当前测量的患者生理状况，计算使患者的生理状况处于目标生理学范围内所需的由可膨胀血流调节装置104所达成的阻塞量的适当变化。

处理器702包括一系列子算法，用于当使用基于球囊的导管(例如球囊导管200、球囊上导线导管300、400或笼状球囊导管600)时，或者当使用基于导线的导管(例如球囊上导线导管300、400或主动脉内帆状物导管500)时，控制适当球囊膨胀、收缩和对生理变化的响应速率的每个方面，以及基于导线的导管的部署、收缩和变化速率。这些单独的算法还可以计算：识别血管的物理测量值的初始校准、完全闭塞的确定、导管的工作范围的识别，例如由于患者的生理状况变化导致的闭塞范围、设定点优化、脱离基于导管的生理支持以及球囊体积调整。

对于球囊导管200，球囊校准顺序发生在导管的初始插入或EPACC开始时。每当检测到不是由EPACC诱发的变化的血液动力学的大变化，校准顺序也会被激活。在球囊校准顺序开始时，导管控制器单元700的驱动机构708将反复地将少量气体或流体(例如二氧化碳、盐水或造影剂和盐水的混合物)引入球囊。在连续大丸剂注射期间，可以监测近侧生理状况，直到观察到变化，这指示球囊204的工作范围的低设定点。球囊204将继续膨胀，直到远侧血压波形消失或直到不再观察到近侧生理变化，这指示球囊导管200的上工作范围。或者，上限可以通过测量主动脉血流的停止来指示。工作范围的中点可以被设置为球囊体积从低设置点的间隔增加，并且如果在EPACC期间需要，可以被参考以快速返回工作范围。

对于球囊上导线导管300、400，可以遵循类似的校准顺序。初始低球囊设定点和高球囊设定点通过球囊上导线导管的球囊的反复膨胀，同时监测近侧生理状况来确定。完全闭塞后或达到最大膨胀时，导线立即被激活，以允许血液流过球囊。在导线激活期间，可以监测近侧和远侧生理状况，使得当观察到生理状况不再改变时，可以注意到导线激活的程度。该设定点指示导线激活的低范围，没有导线激活指示导线激活的高范围。

对于主动脉内帆状物导管500，校准顺序类似于球囊导管顺序，例外之处是，设定点的低点和高点仅基于近侧生理变化来指示，例如近侧生理状况开始变化的点和没有观察到进一步变化的点。

在球囊校准已经发生并且初始球囊体积设定点已经被识别之后，处理器702使得导管控制器单元700经由驱动机构708调节可膨胀血流调节装置104的形状和尺寸，以响应于患者的生理状况增加近侧血压。如上所述，处理器702将从传感器106接收的测量的生理信息与存储在存储器704中的目标生理范围进行比较，以确定测量的生理信息是否在预定的目标生理范围内。例如，如果近侧血压被设置为生理标志物，当处理器702确定近侧血压下降到目标血压范围以下时，导管控制器单元700通过驱动机构708使可膨胀血流调节装置104膨胀，例如，使球囊充气，降低球囊上导线导管设计中的导线张力，或者使主动脉帆状物设计中的导线框架膨胀。类似地，当处理器702确定近侧血压超过目标血压范围时，导管控制器单元700经由驱动机构708使可膨胀血流调节装置104收缩，例如，使球囊放气，增加球囊上导线导管设计中的导线张力，或者使主动脉帆状物设计中的导线框架的张力收缩。响应于超出范围的血压变化而发生的球囊体积或导线张力的变化量取决于当前测量的血压离目标血压有多远。因此，如果血压仅最低限度地超出目标范围，则可膨胀血流调节装置104的尺寸发生微小变化。相反，当血压明显超出目标范围时，可膨胀血流调节装置104的尺寸发生较大变化。可用于提供EPACC的示例性算法包括：

uLBolus＝(P₀-P_S)²*V

其中P₀是当前压力，P_S是设定点压力，并且V是下述的常数。本领域技术人员理解，基于当前和目标生理状况，可使用替代算法来调节球囊体积。

球囊调整、导线调整或帆状物调整算法允许响应于测量的生理信息和目标生理参数之间的差异，可膨胀血流调节装置104的尺寸变化的幅度是动态的，由常数V控制。最初V可以被设置为默认值，但是V可以根据发生在初始目标设定点之外的生理变化的幅度而动态地变化。例如，如果血压被设置为生理标志物，并且由传感器106记录的初始血压低于设定点压力，但是在由驱动机构708改变可膨胀血流调节装置104的膨胀量之后由传感器106记录的结果血压高于设定点压力，则V将被修改以校正超过目标设定点。如果测得的血压被确定在目标血压内，结果，可膨胀血流调节装置104的膨胀量下降到低设定点以下，可膨胀血流调节装置104随后将脱离到其基线零设定点。这可以通过收缩球囊、进一步使球囊凹陷或收缩主动脉内帆状物来实现。

如上所述，根据本公开的原理，处理器702可以经由驱动机构708自动膨胀和收缩可膨胀血流调节装置104。例如，当可膨胀血流调节装置104包括球囊导管200或笼状球囊导管600时，驱动机构708可以是注射器泵，其被设计成从球囊注射或移除流体，以经由与导管102的内腔流体连通的出口使球囊进行膨胀或收缩。注射器泵可以通过自动化响应于患者的生理状况对球囊体积进行小的滴定变化。

如上所述，球囊导管可以串联放置在主动脉内，并且可以单独膨胀和收缩，使得每个球囊导管保持其自己分配的仔细滴定的球囊体积。这样，驱动机构708的注射器泵可以通过延伸通过导管102的多个内腔可操作地联接到球囊。例如，一个内腔可以允许注射器泵自放置在主动脉的区域1中的球囊注射或移除流体，而另一个内腔可以允许注射器泵自放置在主动脉的区域3的球囊注射或移除流体。因此，血压可以在主动脉的不同水平进行调节。

当可膨胀血流调节装置104包括球囊上导线导管300、400时，驱动机构708可以包括注射器泵和控制臂，注射器泵被设计成从球囊插入或移除流体，以如上所述经由与导管102的内腔流体连通的出口对球囊进行膨胀或收缩，控制臂被设计成操纵覆盖在球囊上的导线，以抵靠球囊拉紧或放松导线，从而允许通过自动化响应于患者的生理状况而仔细滴定球囊凹陷的变化。例如，驱动机构708的控制臂可以包括步进电机或机动臂，该步进电机可以相对于导管102近端的固定点缩短或延长导线，机动臂可以拉紧或放松导线以改变导线相对于导管102近端的固定点的张力。本领域技术人员认识到，可以使用用于改变球囊上导线长度的替代方法。

如上所述，球囊上导线导管可以串联放置在主动脉内，并且可以单独凹陷，使得每个球囊上导线导管保持其自己分配的仔细分配的凹陷程度。这样，驱动机构708的注射器泵可以通过延伸通过导管102的多个内腔可操作地联接到球囊。例如，一个内腔可以允许注射器泵自放置在主动脉的区域1中的球囊注射或移除流体，而另一个内腔可以允许注射器泵自放置在主动脉的区域3中的球囊注射或移除流体。类似地，驱动机构708的控制臂可以经由延伸通过导管102的多个内腔可操作地联接到每个球囊上导线导管的导线，使得一个内腔可以允许控制臂拉紧或放松放置在主动脉的区域1中的球囊上导线导管的导线，而另一个内腔可以允许控制臂拉紧或放松放置在主动脉的区域3中的球囊上导线导管的导线。因此，血压可以在主动脉的不同水平进行调节。

当可膨胀血流调节装置104包括主动脉内帆状物导管500时，驱动机构708可以包括控制臂，该控制臂被设计成通过自动化来响应于患者生理状况操作导线框架502。如上所述，驱动机构708的控制臂可以包括步进电机或机动臂，该步进电机可以相对于导管102近端的固定点缩短或延长导线框架502的导线，机动臂可以拉紧或放松导线以改变导线框架502的导线相对于导管102近端的固定点的张力。

如上所述，主动脉内帆状物导管可以串联放置在主动脉内，并且可以单独膨胀，使得每个主动脉内帆物状导管保持其自己仔细分配的膨胀程度。这样，驱动机构708的控制臂可以经由延伸通过导管102的多个内腔可操作地联接到每个主动脉内帆状物导管的导线框架。例如，一个内腔可以允许控制臂拉紧或放松放置在主动脉的区域1中的主动脉内帆状物导管的导线框架，而另一个内腔可以允许控制臂拉紧或放松放置在主动脉的区域3中的主动脉内帆状物导管的导线框架。因此，血压可以在主动脉的不同水平进行调节。如上所述，如本领域技术人员所理解，上述可膨胀血流调节装置实施方案的任何组合可以串联使用。因此，驱动机构708可以包括注射器泵和控制臂的任何组合，以提供单个可膨胀血流调节装置的唯一膨胀和控制。

在由导管控制器单元700的驱动机构708达成每次球囊体积或导线张力的改变后，处理器702可以在进一步调节球囊体积或导线张力之前，等待预定的时间段以监测所产生的生理反应。

在一个实施方案中，例如，当自动化不可用或不可行时，驱动机构708可以提供球囊的手动膨胀或导线的手动拉紧。例如，手动驱动机构可以包括注射器泵，该注射器泵可以使用注射器的正常动作注射流体，但是一旦柱塞上和注射器筒体内的螺纹已经被激活，也可以通过螺旋致动注射或移除流体。通过正常的注射器插入进行注射，但仅通过螺旋致动进行流体移除允许球囊快速膨胀，但是根据柱塞上螺纹的螺距仔细滴定移除流体。

在一个实施方案中，处理器702可以通过传感器106识别患者何时需要更多静脉内流体，并且与外部泵通信并指导外部泵向患者提供IV流体。在另一个实施方案中，处理器702可以通过传感器106识别何时需要血管加压药物的增加或减少，并且与外部泵通信并指导外部泵调节施用于患者的血管加压药物的量。

参考图8，描述了根据本公开的原理构造的示例性外部中央处理单元。如图8所示，外部中央处理单元800包括具有存储器804和通信电路806的处理器802。在图8中，处理器802的组件没有基于相对或绝对来按比例描绘。处理器802可以类似于图7的导管控制器单元700的处理器702来构造，使得处理器802可以可操作地联接到传感器106，从传感器106接收指示测量的生理信息的数据，并将测量的生理信息与存储在存储器804中的目标生理范围进行比较。当系统100包括外部中央处理单元800时，外部中央处理单元800的处理器802确定测量的生理信息是否在目标生理范围内，如果测量的生理信息在目标生理范围之外，则计算指示由可膨胀血流调节装置104达成的使患者的生理状况在目标生理范围内所需的阻塞量的适当变化的信息，并且经由通信电路806将该信息传输到导管控制器单元700。例如，外部中央处理单元800的通信电路806可以经由WiFi、蓝牙、基于Wixel的通信、蜂窝通信或有线连接中的至少一种将信息传输到导管控制器单元700的通信电路706。

在一个实施方案中，系统100可以包括静脉内药物泵1000。静脉内药物泵1000可以通过外周放置或中央放置的IV向患者递送血管活性药物。外部中央处理单元800的处理器802可以确定测量的生理信息是否在与各种生理参数相关的目标生理范围内，所述生理参数例如血压、心率、包括测量的血流的组织灌流指数，如果测量的生理信息在目标生理范围之外，则计算指示使患者的生理状况在目标生理范围内所需的血管活性药物量的适当变化的信息，并且经由通信电路806，例如经由WiFi、蓝牙、基于Wixel的通信或蜂窝通信或有线连接中的至少一种，将该信息传输到静脉内药物泵1000。静脉内药物泵1000可以向患者递送血管活性药物，以基于从外部中央处理单元800接收的信息来调节例如升高或降低患者的生理状况，例如心率、全身血压或身体的离散区域内的压力、主动脉中的血流或包括由此导出的数学关系的其他标志物。在一个实施方案中，静脉内药物泵1000可以包括其自己的处理器，该处理器可操作地联接到传感器106，使得静脉内药物泵1000直接从传感器106接收指示测量的生理信息的数据，将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，并且基于该比较向患者递送血管活性药物。

在一个实施方案中，系统100可以包括静脉内流体泵1100。静脉内流体泵1100可以通过外周放置或中央放置的IV向患者递送流体和/或血液制品。外部中央处理单元800的处理器802可以确定测量的生理信息是否在与各种生理参数相关的目标生理范围内，所述生理参数例如血压、心率、包括测量的血流的组织灌流指数，如果测量的生理信息在目标生理范围之外，则计算指示使患者的生理状况在目标生理范围内所需的血管活性药物量的适当变化的信息，并且经由通信电路806，例如经由WiFi、蓝牙、基于Wixel的通信或蜂窝通信或有线连接中的至少一种，将信息传输到静脉内流体泵1100。静脉内流体泵1100可以向患者递送流体和/或血液制品，以基于从外部中央处理单元800接收的信息来调节例如升高或降低患者的生理状况，例如心率、全身血压或身体的离散区域内的压力、主动脉中的血流或包括由此导出的数学关系的其他标志物。在一个实施方案中，静脉内流体泵1100可以包括其自己的处理器，该处理器可操作地联接到传感器106，使得静脉内流体泵1100直接从传感器106接收指示测量的生理信息的数据，将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，并且基于该比较向患者递送流体和/或血液制品。

参考图9，描述了根据本公开的原理用于自动动态地调节用于血管内灌流增强的主动脉血流调节的程度的示例性方法。方法900可用于对例如败血性或创伤休克的患者进行EPACC。在步骤902，导管102的远端103通过股动脉或桡动脉被引入患者体内，使得设置在远端103的可膨胀血流调节装置104被放置在主动脉内。如上所述，可膨胀血流调节装置104可以包括球囊导管200、球囊上导线导管300、400、主动脉内帆状物导管500或笼状球囊导管600。在一个实施方案中，导管102可以包括多个可膨胀血流调节装置，使得一个可膨胀血流调节装置放置在主动脉的区域，例如区域1内，而另一个可膨胀血流调节装置放置在主动脉的不同区域，例如区域3内。

在步骤904，可膨胀血流调节装置104可被膨胀以调节通过主动脉的血流。例如，导管控制器单元700的驱动机构708可以使球囊导管200的球囊204膨胀，从而其调节主动脉中的血流；球囊上导线导管300、400的球囊304、404将被膨胀以使其完全阻塞主动脉，随后立即拉紧导线306、406以使球囊304、404凹陷以使其仅部分阻塞主动脉；导线框架502将被膨胀，使得薄膜504仅部分阻塞主动脉；和/或顺应性内球囊606膨胀，使得其通过非顺应性外球囊602的窗口604挤出，以仅部分阻塞主动脉。

在步骤906，传感器106可以测量指示通过主动脉的血流的生理信息。例如，如上所述，传感器106可以测量指示血压、心率、中央静脉压、外周血管阻力、呼吸速率、肺压力和颅内压的信息。传感器106可以包括一个或多个位于每个可膨胀血流调节装置近侧和/或远侧的传感器，用于有效地监测患者的生理状况。

在步骤908，导管控制器单元700的处理器702，或者当使用外部中央处理单元800时，处理器802可以将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，并且在步骤910，确定测量的生理信息是否在目标生理范围内。如果在步骤910确定测量的生理信息在目标生理范围内，方法300可以保持可膨胀血流调节装置104的当前膨胀状态，并返回步骤906以继续测量患者的生理信息。如果在步骤910确定测量的生理信息在目标生理范围之外，例如，超过或在目标生理范围之下，则导管控制器单元700可以确定使患者的生理状况在目标生理范围内所需的可膨胀血流调节装置104的膨胀变化量，并且在步骤912，使驱动机构708调节可膨胀血流调节装置的膨胀或收缩，例如，膨胀或收缩球囊或拉紧或放松导线，以调节通过主动脉的血流量。当使用外部中央处理单元800时，处理器802在前进到步骤912之前，通过通信电路806和706将指示使患者的生理状况在步骤910确定的目标生理范围内所需的可膨胀血流调节装置104的膨胀变化量的信息传输到导管控制器单元700。

比较EPACC与标准重症护理的研究

由特拉维斯空军基地的大卫格兰特医疗中心(David Grant Medical Center)的动物护理和使用机构委员会批准了一项比较EPACC和标准重症护理的研究。研究流程如图10所示。例如，首先，使体重在60kg至95kg之间的健康成年阉割的雄性和未怀孕的雌性约克夏杂交猪(Sus scrofa)在试验前至少适应10天。出血性休克缺血再灌流损伤通过进行脾切除术然后30分钟控制出血总量的25％造成。随后的低血压用45分钟的胸降主动脉闭塞处理，以改善近侧血液动力学并诱导远侧身体缺血。在45分钟的闭塞期后，使所有动物用其流出的血液进行复苏，然后在随机分成到两个重症护理组(STD或EPACC)中的一个。STD通过一个自动重症护理平台提供，该平台根据下面进一步详细描述的预先定义的重症护理算法提供晶体流体大丸剂和血管升压药的滴定。向随机分配到EPACC的动物提供降胸主动脉的自动部分主动脉闭塞，以将血压维持在目标范围内(近侧平均动脉压60-70mmHg)，其中最小主动脉血流阈值为基线主动脉血流(BAF)的80％(基于重量的估计)。如本领域普通技术人员所理解，可以使用其他最小主动脉血流阈值。例如，较低的阈值如60％BAF或较高的阈值如120％，例如，如果患者处于超动态(低血压但心输出量很高)。一旦流量由于球囊逐渐膨胀而达到该阈值，就不再提供球囊支撑。在这种情况下，为了将血压提高到目标范围，采用了与STD组相同的自动IV流体和血管升压药施用算法。在总共6小时的研究持续时间后，处死动物并通过器官组织学分析进行尸检。

具体而言，在实验前使动物禁食12小时。对动物用6.6mg/kg肌内替来他明(tiletamine)/唑拉西泮(zolazepam)预先给药(TELAZOL,Fort Dodge Animal Health,Fort Dodge,IA)。异氟烷诱导和气管内插管后，用100％氧气中的2％异氟醚烷维持全身麻醉。所有动物都接受了1升Plasma-Lyte(Baxter,Deerfield,IL)的大丸剂，以确保实验开始时的液体优化。为了抵消全身麻醉的血管舒张作用，在静脉通道设置静脉内输注去甲肾上腺素(0.01毫克/千克/分钟)，并在实验前滴定，以达到介于65和75mm Hg之间的目标平均动脉压。对动物进行机械通风，以将潮气末CO₂保持在40±5mm Hg。在最初的手术准备期间，plasmalyte维持IV流体以10mL/kg/h的速率施用，直到腹部闭合。腹部闭合后，在剩余的研究中，维持流体继续以5mL/kg/h的速率进行。施用静脉内肝素达到100秒的活化凝血时间(ACT)。身底取暖器用于将核心体温保持在35℃和37℃之间，如果核心体温降至35℃以下，则采用热风身体取暖器。

在人道的剖腹手术和放置膀胱切开术管后，进行脾切除术以使由自体输血引起的血液动力学变化最小化。通过分离左膈并切割左下肺韧带，暴露腹腔上主动脉。将主动脉沿圆周切开5-10cm的长度，并结扎两条相邻的肋间动脉。将血管周流量探针(Transonic,Ithaca,NY)放置在两个结扎的肋间动脉的近侧。在右侧颈动脉和左侧肾动脉放置另外的流量探针。右肾活检后，用扎线带闭合腹部。手术切除后，将7Fr动脉鞘(Teleflex,Morrisville,NC)置于右侧股总动脉，将12F动脉鞘(Teleflex,Morrisville,NC)置于左侧股总动脉。将双腔10Fr静脉复苏线(Cook Medical,Bloomington,IN)放置在左股静脉用于输血和复苏流体。通过手术暴露双侧外颈静脉，并使用7Fr三腔导管(Cook Medical,Bloomington,IN)和7Fr动脉鞘(Teleflex,Morrisville,NC)进行插管，以允许维持流体和血管活性药物施用。手术暴露后，将9Fr动脉鞘(Teleflex,Morrisville,NC)放置在左腋动脉中，用于近侧血压测量。暴露右侧肱动脉，并用7Fr鞘管(Teleflex,Morrisville,NC)插管，以促进初始出血。通过左股12Fr动脉鞘引入CODA-LP导管(Cook Medical,Bloomington,IN)，并将其正好定位主动脉血流探针的远侧。

近侧和远侧血压、主动脉血流量、肾血流量、颈动脉血流量、心率、中央静脉压和核心体温的生理测量值用Biopac MP150(Biopac Corporation，Goleta，CA)多通道数据采集系统实时采集。安乐死前，在实验开始时收集完整的血细胞计数和基本代谢组合(metabolic panel)。在整个实验过程中，常规收集动脉血气、尿液和血清，并将尿液和血清冷冻在-80℃以供以后分析。安乐死后，进行尸检，记录任何明显的解剖异常。对心脏、肺、脑、肾、主动脉、小肠和大肠以及远侧肌肉组织进行采样和固定，以供由不了解处理组的兽医进行病理和组织学分析。组织学评分定义为：0(无迹象)、1(最低)、2(轻度)、3(中等)和4(严重)。

自动化护理平台由四个能够进行无线通信的装置组成。中央处理单元(CPU)内的微处理器从BioPac数据采集系统接收生理数据，并且CPU基于预定算法向三个外围装置无线传输指令；控制血管内导管的自动注射器泵、滴定去甲肾上腺素施用的注射器泵和提供IV晶体大丸剂的蠕动泵。

血液复苏后，动物被随机分配到实验的EPACC组或STD组。EPACC组中的动物使用运行定制闭环自适应反馈算法的无线自动注射器泵接受自动血管内支持，以控制主动脉的区域I中CODA LP的球囊体积，如下所述。

如果pMAP<60mmHg和CVP<7mmHg，且主动脉血流>基于体重的标准的80％→增加球囊支持

如果pMAP<60mmHg和CVP<7mmHg，且主动脉血流<基于体重的标准的80％→减少球囊支持

如果pMAP<60mmHg和CVP<7mmHg，且主动脉血流<基于体重的标准的80％→流体大丸剂且增加NE 0.02mcg/kg/min

如果pMAP<60mmHg和CVP 7-9mmHg，且主动脉血流<基于体重的标准的80％→流体大丸剂且增加NE 0.01mcg/kg/min

如果pMAP<60mmHg和CVP>9mmHg，且主动脉血流<基于体重的标准的80％→增加NE0.01mcg/kg/min

如果pMAP<60mmHg和CVP>9mmHg，主动脉血流<基于体重的标准的80％且NE＝0.2mcg/kg/min→流体大丸剂

如果pMAP 60-70mmHg无作为

如果pMAP>70mmHg→减少NE 0.01mcg/kg/min

例如，当平均动脉近侧(pMAP)血压降至60mmHg以下，主动脉血流超过BAF的80％时，可通过部分球囊膨胀提供血管内支持。如果主动脉血流下降到BAF的80％以下，通过减少球囊体积降低主动脉闭塞程度，直到主动脉血流回到目标阈值。如上所述，根据患者的情况，可以使用较高或较低的BAF的最低主动脉血流阈值。如果出现持续性低血压，晶体大丸剂和去甲肾上腺素将通过标准的重症护理算法提供，该算法基于连续的CVP和CODA LP球囊近侧的平均动脉血压读数。

对本研究的STD组的动物施用晶体大丸剂，并根据标准方案滴定血管升压药，如下所述。

如果pMAP<60mmHg和CVP<7mmHg→流体大丸剂并增加NE 0.02mcg/kg/min

如果pMAP<60mmHg和CVP为7-9mmHg→流体大丸剂并增加N 0.01mcg/kg/min

如果pMAP<60mmHg和CVP>9mmHg→增加NE 0.01mcg/kg/min

如果pMAP<60mmHg和CVP>9mmHg且NE＝0.2mcg/kg/min→流体大丸剂

如果pMAP为60-70mmHg无作为

如果pMAP>70mmHg→减少NE 0.01mcg/kg/min

先验地，关键护理阶段的目标MAP范围被定义为60-70mmHg。血压大于70mmHg的动物优先停用血管升压药，直到在停用球囊支持之前达到初始血管升压药剂量。一旦血管升压药达到基线速率，就停止球囊支持，直到血流完全恢复。

数据分析用STATA 14.0版(Stata Corporation,Bryan,TX)进行。如果是正态分布，连续变量表示为平均值和平均值的标准误差，如果不是正态分布，则表示为四分位数区间的中位数。T检验用于比较正态分布的连续数据，威尔科森秩和检验用于非正态分布的数据。二分变量和分类变量通过卡方检验进行分析，并以百分比表示。统计学显著性设置成p<0.05。

如下表1所示，STD组和EPACC组之间的基线特征或初始实验室参数没有显著差异。

	STD(n＝6)	EPACC(n＝6)	P
				性别			1.0
雄性	4(66.7)	4(66.7)
				雌性	2(33.3)	2(33.3)
重量(kg)	77.5(8.0)	77.0(3.5)	0.89
				pH	7.4(0.0)	7.4(0.0)	0.94
PiO<sub>2</sub>:FiO<sub>2</sub>比率	373(96)	409(83)	0.50
				血红蛋白	10.3(0.8)	10.0(0.8)	0.49
白细胞	15.2(3.0)	12.9(1.7)	0.13
				血小板	275(45)	292(105)	0.73
钾(mEq)	3.7(0.2)	3.6(0.2)	0.51
				乳酸(mg/dL)	2.4(0.5)	3.0(0.7)	0.14
肌酸酐	1.3(0.13)	1.4(0.2)	0.49
				葡萄糖	93(8)	87(7)	0.20
近侧MAP(mmHg)	66(7)	67(8)	0.90
				主动脉血流(ml/kg)	38.3(4.9)	36.7(9.3)	0.72

表1：基线特征

出血期后，两组动物的血压都有相似的下降。

如下表2所示，在主动脉闭塞期间，最大近侧MAP或平均近侧MAP没有显著差异(pMAP-近侧平均动脉压；dMAP-远侧平均动脉压)。

	STD(n＝6)	EPACC(n＝6)	p值
				最小pMAP出血(mmHg)	33(29-36)	31(26-37)	0.63
平均pMAP干预(mmHg)	129(105-151)	113(101-123)	0.20
				最大pMAP干预(mmHg)	161(141-182)	152(142-160)	0.15
平均pMAP重症护理(mmHg)	60(57-63)	65(64-66)	<0.01
				达到目标pMAP重症护理的时间(％)	51.0(29.5-72.6)	95.3(93.2-97.4)	<0.01
平均dMAP重症护理(mmHg)	55(51-59)	42(38-46)	<0.01
				平均主动脉血流重症护理(ml/min)	3960(3176-4743)	2680(2376-2984)	0.01
平均主动脉血流重症护理(ml/kg/min)	51(41-61)	35(32-38)	<0.01

表2：处理组之间的血液动力学

在重症护理阶段，EPACC组中的动物的平均MAP较高(EPACC 65mmHg，95CI 64-66；STD 60mmHg，95CI 57-63；p<0.01)，下远侧MAP(EPACC 42mmHg，95CI 38-46；STD 55mmHg，95CI 51-59；p<0.01)和下主动脉血流(EPACC 35ml/kg/min，95CI 32-38；STD 51ml/kg/min，95CI 41-46；p＝0.01)，如图11和图12所示。如图11所示，与STD动物相比，EPACC动物在重症护理期间在更长的时间段内保持在目标近侧MAP内(EPACC 95.3％，95CI 93.2-97.4；STD 51.0％，95CI 29.5-72.6；p<0.01)。

参考图12，并且如表3所示，紧接球囊收缩后，最大乳酸没有显著差异(STD 9.6mg/dL，95CI 8.5-10.7；EPACC 9.8mg/dL，95CI 9.1-10.6；p＝0.87)。

	STD(n＝6)	EPACC(n＝6)	p值
				最大乳酸(mg/dL)	9.6(8.5-10.7)	9.8(9.1-10.6)	0.87
总复苏大丸剂(mL)	7400(6148-8642)	1583(12-3154)	<0.01
				总复苏大丸剂(ml/kg)	96(76-117)	21(0-42)	<0.01
最终PiO<sub>2</sub>:FiO<sub>2</sub>比率	259(103-414)	320(234-405)	0.63
				最终肌酸酐(mg/dL)	1.7(1.4-2.0)	2.3(2.1-2.5)	<0.01
最终乳酸(mg/dL)	5.2(3.7-6.8))	4.7(4.1-5.3)	0.52
				重症护理期间低血糖发作(％)	4(66.7％)	1(16.7％)	0.08

表3：各组间的干预和实验值

在研究的重症护理阶段，与STD组相比，EPACC动物需要较少的静脉内晶体(EPACC21ml/kg mg/dL，95CI 0-42；STD 96ml/kg，95CI 76-117；p<0.01)，需要较低剂量的去甲肾上腺素(EPACC 5mcg/kg/min，95CI 0-16；STD 51mcg/kg/min，95CI 37-64；p<0.01)，并且在研究的重症护理阶段，EPACC组低血糖发生率较低(EPACC 6只动物中的1只，16.7％；STD 6只动物中4只，66.7％，p＝0.08)，如图13所示。

如图13所示，在研究结束时，最终乳酸或最终P:F比率没有差异，但是EPACC组中的动物肌酸酐较高(EPACC 2.3mg/dL，95CI 2.1-2.5；STD 1.7mg/dl，95CI 1.4-2.0；p<0.01)。此外，各组间尿N-Gal与血清N-Gal的比值无差异(EPACC 76.0％，95CI 0-185.1；STD53.7％，95CI 0-132)。组织学分析显示，EPACC组的动物肾脏水肿较多(EPACC 2，IQR 2-2；STD 0.5IQR 0-2，p＝0.02)，但是根据直接可视化，细胞损伤的量没有差异(EPACC 2，IQR0-3；STD 0，IQR 0-2，p＝0.16)。小肠、大肠或脊髓的组织学分析没有差异。

本研究的目的是确定在血管舒张性休克模型中使用自动血管内主动脉球囊导管局部增加近侧血压是否可以通过改善心脏、肺和脑的血液动力学，同时保持足够的流量以清除远侧缺血代谢物并灌流远侧血管床而作为复苏辅助手段。这种方法的可行性通过使用响应于近侧血压和主动脉血流精确控制球囊体积的自动注射器泵来证实。使用血管内支持的积极阈值，在不增加整体缺血负担的情况下，流体和血管升压药需求的改善得到证实。尽管具有相似的血压目标以及流体和血管升压药复苏要求，EPACC改善了球囊近侧的平均血压以及预定目标血压范围内的持续时间。虽然使用EPACC，血清肌酸酐升高，但根据组织学分析，肾损伤程度没有差异。

由缺血再灌流损伤引起的血管舒张性休克在需要完全主动脉闭塞的手术后很常见。与败血性休克状态相似，患者通常对初始早期干预无响应，并可能需要大量晶体输注和高剂量血管升压药以优化对心脏和脑的灌流。通常，这些干预本身是有害的，会导致肺水肿、心力衰竭、脑水肿以及远侧器官和肢体因过度血管收缩而缺血。在最极端的情况下，患者的心血管系统可能对任何干预都没有响应。这种难治状态导致持续低血压、电解质和葡萄糖代谢异常、多器官缺血和死亡。虽然在复苏算法和用于治疗休克的药物方面的临床共识在不断完善，但最近还没有针对难治状态的创新建议。在这些情况下，EPACC可能是一种可行的辅助手段。血管内技术和工具在过去20年里有了很大的改进，朝着更小的装置和更大的功能稳步前进。例如，小的7Fr导管现在被常规用于阻止出血创伤患者的出血，并取得了良好的效果。这些低轮廓导管的发展为血管内技术作为标准重症护理复苏的辅助手段铺平了道路。

使用休克部分主动脉闭塞的血管舒张超动态模型已被证明可增加近侧压力和降低复苏要求，同时维持足够的远侧灌流水平，以类似于标准重症护理的速率清除缺血代谢物。除了心脏和神经源性休克，大多数类型的休克在甚至最小血管内容量恢复后表现出高动态心输出量状态。这种心脏需求的增加可能由于舒张充盈期的冠状动脉灌流不良而受到损害，该舒张充盈期的特征是舒张期血压低。因此，过多的心输出量不仅不足以灌流远侧组织和使局部缺血最小化，而且在冠状动脉灌流受损的情况下会导致心脏做功量增加。这种恶性循环会导致心血管衰竭。

目前休克状态的治疗辅助手段只能解决整体血液动力学问题，因此在优化对心脏的灌流之前可能需要大量晶体和高剂量的血管升压药。EPACC提供了一种新型的干预措施来增加标准的重症护理。尽管远侧主动脉血流被EPACC减弱，但动物和STD组仍然能够清除大量乳酸负荷。这一结果表明，主动脉血流超过基于体重的标准流向远侧组织床并不一定能加速缺血副产物的清除。当理解这种新型疗法的潜在安全性时，这是一个关键的发现，即用EPACC将主动脉血流减弱回正常的损伤前水平不会导致损伤组织的额外缺血。本质上，响应于缺血的充血性主动脉血流状态不一定是有益的，实际上可能代表对损伤的病理响应。相反，这表明在高动力性心脏状态下，通过减少整体心脏做功而不引起额外的远侧缺血负担，用EPACC将主动脉血流减弱到更接近生理的范围可能是有益的。

除了主动脉血流减弱，EPACC固有地产生低于部分闭塞水平的较低的平均动脉压。在这项研究中，EPACC动物始终显示，与常规的重症护理相比，球囊远侧的血压明显降低。这一发现表明，用EPACC维持的远侧压力足以清除缺血代谢物，并且在实现源控制后，可能不需要休克时超过65mmHg的传统舒张压目标来维持足够的组织灌流。

在严重血管舒张性休克的情况下，尽管为单个患者调动了最大的资源和努力，但维持足够的血压通常是困难的。我们已经证明，即使有相似的血压目标，与STD相比，EPACC也能够在整个重症护理期间提高平均动脉血压。这些发现可能是使用EPACC注意到的两种不同现象的结果。首先，EPACC能够响应于血压波动，每秒钟对球囊体积进行近乎即时的调整。不同于施用静脉内晶体或静脉内血管加压药需要时间来递送并发挥作用，机械性血压升高是瞬时的。因此，EPACC干预的更高精度及其快速效果引起许多微小的调整，从而产生血液动力学一致性。这可能解释使用EPACC观察到的目标血压范围内的更大的时间百分比。EPACC组内的血液动力学改善的第二个可能解释是对冠状动脉灌流的优先影响，这是由于主动脉根部附近的后负荷增加，这可以不使用血管升压药增加小动脉血管收缩来实现。因此，EPACC可以通过优化冠状动脉灌流，为IV流体和血管升压药提供重要的辅助。

除了对休克的普遍适用性外，EPACC还可以通过控制远侧缺血代谢物的清除，在主动脉闭塞后缺血再灌流损伤(IRI)的复苏中发挥独特的作用。虽然在IRI的情况下多系统创伤患者是一个相当特殊的患者，但治疗创伤的REBOA的出现增加了由于远侧深度缺血而产生的IRI的发病率。这些缺血组织表现出炎性细胞因子，但也可在再灌流期间导致高钾血症，从而导致心脏抑制。尽管本研究中的两组动物都有深度IRI，但EPACC在大部分重症护理阶段控制远侧血流，如由降低的主动脉血流速率所证明。这种逐渐恢复到基线主动脉血流速率的做法可能减缓了缺血代谢物的清除，并有助于将受损组织再灌流直接导致的持续损伤降至最低。先前的工作已经证明，在局部缺血和再灌流期间，对组织床的损伤不仅是初始局部缺血的结果，也是局部缺血组织对重新引入氧合血的反应的结果。这种氧重新引入组织导致活性氧的快速发展、在最初缺血期间已经受损的线粒体的MPT孔的打开、钙流入细胞、伴随血管舒张增加的常规内皮功能障碍以及更大炎症响应的产生。目前还不清楚将氧合血缓慢重新引入远侧组织是否有益，或者重新引入的时间和方式的细微差别。然而，目前的研究表明，EPACC具有严格控制远侧再灌流的功能。这种受控的血流再引入最终可用于使随后发生的再灌流损伤最小化。

重症患者的复苏代表着对医疗设施的巨大需求、消耗身体资源和认知能力。这种需求不仅在目前很大，而且经常持续很长时间。在资源有限的环境中，单个重症患者可能会使可用资源不堪重负，从而妨碍在多个重症患者的情形下的高质量护理。因此，最大限度地减少这些稀缺资源的利用的策略将本质地为更多的患者提供更高质量的护理。EPACC针对重症护理环境解决了这些关键考虑因素中的数个因素。首先，EPACC可能会限制对大量晶体施用的依赖和对血管活性剂长期输注的需求。这对于资源贫乏的情况下的护理尤其适用，在所述情况下，能够维持大量晶体或血管活性药物是不可行的。第二，通过使用自动化，EPACC可以提供血液动力学的维持，而不依赖于提供者的持续参与，从而有效地减轻了护理严重损伤患者所需的认知需求。这为同时向多个患者提供持续的高水平护理提供了机会。最后，这种技术可以在不需要大量资源的情况下实现患者护理或运送的过渡。这适用于从农村医疗设施或严峻的军事环境长期重症护理运送的情况。

虽然通过程序性算法对重症患者的护理有了很大的改进，但人为错误和系统限制仍然导致无法充分复苏。例如，不能耐受大流体大丸剂的患者易患心力衰竭或肺水肿，同时不能提供足够的血管内容量来优化心血管功能也同样有害。

用于重症护理的EPACC的发展是由军事医生和从业人员可能存在的长期现场护理情景对最小化材料需求的不断发展的需求所驱动的，因此选择了积极的机械增压量，以试图使材料益处最大化，同时潜在地导致一些持续的远侧缺血。在这种策略中，只有在天然主动脉血流低于基于体重的标准的80％时才开始流体施用，这种策略引起了流体和血管升压药需求的显著降低，但肌酸酐却增加。肌酸酐的增加与组间组织学变化或尿液：血清n-gal浓度(直接肾损伤的标志物)差异无关。肌酸的增加可能继发于肾血流量的预期减少和随后的过滤减少。尿液：血清n-gal比率的少量但不显著的增加也可能是肾损伤的早期证据，其或者在研究的持续时间短的情况下尚不明显，或者由于研究中动物数量少而不显著。为了充分实现EPACC的潜力和安全性，有必要进行未来的长期存活研究以及剂量反应曲线，以确定最佳的最小主动脉血流阈值，超过该阈值后，将恢复流体和血管升压药的施用。

当前的研究有几个局限性。首先，这是一项有限的存活研究，总实验时间仅为6小时。创伤和干预的许多生理后果经常被延迟。研究时间越长，各组之间在生理学或组织学方面的关键差异可能就越明显。第二个限制是在这项研究中只测试了一个单一“剂量”的EPACC。像任何干预一样，EPACC可以在添加静脉内流体或血管升压药之前调整所提供的球囊支持量。对于这项研究，选择了80％重量调整基线主动脉血流的“剂量”。然而，如上所述，根据特定患者的状况，可以使用其他最小主动脉血流阈值。最后，本研究只测试了一种休克状态。由缺血再灌流引起的休克状态有可能不同于其他休克病因。因此，需要未来的研究来充分了解血管内支持对其他类型休克如败血性休克的潜在效用。尽管存在这些限制，但目前的手稿是对全自动重症护理平台的首次描述，该平台结合了血管内支持，以最大限度地减少由缺血再灌流损伤引起的休克患者的物质需求。此外，它代表了对难治性休克患者的一种新型的治疗方法，并且在较小程度的生理紊乱中证明是有利的，以使与常规治疗相关的发病率和死亡率最小化。

因此，相比于单独的自动化重症护理平台，EPACC的加入显著降低了复苏的物质需求，同时增加了平均近侧MAP和目标血压下的持续时间。尽管EPACC在研究结束时确实导致了较高的血清肌酸酐浓度，但各组之间的肾损伤或组织学的标志物没有差异。

虽然上面描述了本公开的各个说明性实施方案，但是对于本领域技术人员将显而易见的是，可以在不脱离本公开的情况下对其进行各种改变和修改。所附权利要求旨在涵盖在本公开真实范围内的所有这些变化和修改。

Claims (17)

1.自动化血管内灌流增强系统，所述系统包括：

具有近端部分和远端部分的导管，所述远端部分被配置成用于放置在患者的主动脉内；

可膨胀主动脉血流调节装置，其设置在用于放置在所述主动脉内的所述导管的所述远端部分，所述可膨胀主动脉血流调节装置被配置成膨胀以限制通过所述主动脉的血流以及收缩；

导管控制器单元，其联接到所述导管的所述近端部分，并被配置成使所述可膨胀主动脉血流调节装置在所述主动脉中膨胀和收缩；

一个或多个传感器，其被配置成测量指示通过所述主动脉的血流的生理信息；

被配置成向所述患者递送静脉内药物的自动泵；和

其上存储有指令的非暂时性计算机可读介质，其中当被联接到所述一个或多个传感器的一个或多个处理器执行时，所述指令使所述处理器：

基于通过膨胀所述可膨胀主动脉血流调节装置所测量到的生理信息确定所述可膨胀主动脉血流调节装置的工作范围，从而测量通过主动脉的血流受到不同程度限制下的生理信息；

将测量的生理信息与目标生理范围进行比较，并且

作为测定到测量的生理信息在所述目标生理范围之外的响应，通过所述导管控制器单元自动地调节所述可膨胀主动脉血流调节装置的膨胀和收缩，并且通过所述自动泵向所述患者递送静脉内药物，以调节患者的生理状况和调节通过所述主动脉的血流量，同时保持所述可膨胀主动脉血流调节装置处于确定的工作范围内。

2.如权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀主动脉血流调节装置包括球囊，所述球囊被配置成被充气来膨胀以限制通过所述主动脉的血流，并且其中所述导管控制器单元包括注射器泵，所述注射器泵被配置成如果测量的生理信息在目标生理范围之外，则对所述球囊充气或放气以调节通过所述主动脉的血流量。

3.如权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀主动脉血流调节装置包括：

球囊，其被配置成被充气以阻塞通过所述主动脉的血流；和

被配置成围绕所述球囊的一根或多根导线，所述一根或多根导线还被配置成被拉紧以使所述球囊凹陷以允许血液围绕所述球囊流动，

其中所述导管控制器单元包括注射器泵，所述注射器泵被配置成对所述球囊充气或放气，并且

其中所述导管控制器单元还被配置成如果测量的生理信息在所述目标生理范围之外，则缩短或延长所述一根或多根导线，以拉紧或放松围绕所述球囊的一根或多根导线，从而调节通过所述主动脉的血流量。

4.如权利要求3所述的系统，其中所述导管控制器单元通过步进电机和机动臂中的至少一个缩短或延长所述一根或多根导线，所述步进电机或机动臂被配置成相对于所述导管上的固定点缩短或延长所述一根或多根导线。

5.如权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀主动脉血流调节装置包括：

导线框架，其被配置成从所述导管的中心轴线径向膨胀或收缩；和

包括薄膜的主动脉血流调节帆状物，所述主动脉血流调节帆状物被配置成围绕所述导线框架的一部分，

其中所述导管控制器单元被配置成如果所述测量的生理信息在所述目标生理范围之外，则缩短或延长所述导线框架，以径向膨胀或收缩所述主动脉血流调节帆状物，从而调节通过所述主动脉的血流量。

6.如权利要求5所述的系统，其中所述导管控制器单元通过步进电机和机动臂中的至少一个缩短或延长所述导线框架，所述步进电机或机动臂被配置成相对于所述导管上的固定点缩短或延长所述导线框架。

7.如权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀主动脉血流调节装置包括：

非顺应性球囊，其具有一个或多个窗口；和

顺应性球囊，其被配置成被包封在所述非顺应性球囊内，

其中所述导管控制器单元包括注射器泵，所述注射器泵被配置成如果测量的生理信息在目标生理范围之外，则对所述顺应性球囊充气或放气，使得所述顺应性球囊被挤压通过所述非顺应性球囊的一个或多个窗口，以调节通过所述主动脉的血流量。

8.如权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个传感器中的一个设置于所述可膨胀主动脉血流调节装置远侧的所述导管，并且被配置成测量指示所述可膨胀主动脉血流调节装置远侧的所述主动脉中的血压的生理信息。

9.如权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个传感器中的一个设置于所述可膨胀主动脉血流调节装置近侧的所述导管，并且被配置成测量指示所述可膨胀主动脉血流调节装置近侧的所述主动脉中的血压的生理信息。

10.如权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个传感器被配置成测量指示通过所述主动脉的血流的生理信息，所述生理信息包括心率、呼吸速率、所述可膨胀主动脉血流调节装置近侧或远侧的主动脉血流、血液温度、所述可膨胀主动脉血流调节装置内的压力、所述患者的心输出量、颈动脉血流、肺压力、外周血管阻力和颅内压中的至少一项。

11.如权利要求1所述的系统，其中所述一个或多个传感器被配置成通过测量所述患者的流体的乳酸水平、皮质醇水平、活性氧水平和pH中的至少一项来测量指示通过所述主动脉的血流的生理信息。

12.如权利要求1所述的系统，其还包括第二可膨胀主动脉血流调节装置，其设置在用于放置在所述主动脉内的所述导管的所述远端部分，位于所述可膨胀主动脉血流调节装置的近侧，所述第二可膨胀主动脉血流调节装置联接到所述导管控制器单元，并且被配置成膨胀以限制通过所述主动脉的血流以及收缩，

其中所述可膨胀主动脉血流调节装置和所述第二可膨胀主动脉血流调节装置被配置成间隔开，使得所述可膨胀主动脉血流调节装置被放置在所述主动脉的区域中，并且所述第二可膨胀主动脉血流调节装置被放置在所述主动脉的不同区域中。

13.如权利要求12所述的系统，其中所述一个或多个传感器中的至少一个位于所述可膨胀主动脉血流调节装置的远侧，在所述可膨胀主动脉血流调节装置和所述第二可膨胀主动脉血流调节装置之间，或者位于所述第二可膨胀主动脉血流调节装置的近侧。

14.如权利要求1所述的系统，其还包括可操作地联接到所述一个或多个传感器和所述导管控制器单元的外部中央处理单元，所述外部中央处理单元包括所述一个或多个处理器中的第一处理器，并且被配置成向所述导管控制器单元传输指示测量的生理信息是否在所述目标生理范围之外的信息。

15.如权利要求14所述的系统，其中所述外部中央处理单元经由WiFi、蓝牙、基于Wixel的通信和蜂窝通信中的至少一种将所述信息传输到所述导管控制器单元。

16.如权利要求1所述的系统，其中所述自动泵被配置成向所述患者递送静脉内血管活性药物，从而联合调节患者的生理状况和所述可膨胀主动脉血流调节装置的膨胀和收缩。

17.如权利要求1所述的系统，其还包括被配置成向所述患者递送静脉内流体和血液制品的第二自动泵，其中当被联接到所述一个或多个传感器的所述一个或多个处理器执行时，所述指令使所述一个或多个处理器基于测量的生理信息与目标生理范围的比较，通过所述第二自动泵向所述患者递送静脉内流体或血液制品以调节患者的生理状况。

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