CN105792761A - 用于治疗心脏组织的系统和方法 - Google Patents

Abstract

用于治疗心脏组织的系统或方法可以包括控制系统和导管设备，其以间歇地阻塞心脏血管达到提供血流再分配的受控时间段的方式操作。可以将系统配置成提供治疗的累积效果的估计。例如，该系统或方法可以通过间歇地改变静脉系中的血流以在心肌层内引发微循环来治疗处于梗死风险中的心肌层，并且可以输出指示减小梗死尺寸的进展的测量结果的累积剂量值。

Description

用于治疗心脏组织的系统和方法

技术领域

本文涉及用于例如通过控制心脏中的静脉血流的间歇性阻塞来治疗心脏组织的系统和方法。

背景技术

心脏肌肉经由冠状动脉来接收动脉血，使得血液通过并滋养心脏肌肉组织。在某些情况下，冠状动脉中的堵塞可以导致通过心脏肌肉组织的一部分的血流的损失或减少，从而产生处于局部缺血性坏死的风险中的区域，如果该区域没有被及时地再灌注的话。还可由来自血液到已被剥夺适当血流的组织的突然再灌注的再灌注损伤而加剧局部缺血性心肌组织的损伤。在堵塞被去除或者另外被打开而重新开始血液流动之后，心脏肌肉组织的局部缺血部分（诸如再灌注微循环）可能被损坏到正常血流并未通过肌肉组织的局部缺血部分返回的程度。

某些常规系统尝试通过经由逆灌注向局部缺血组织供应血液而修复或治疗局部缺血心肌组织。例如，冠状窦可能被暂时地阻塞，使得其中的血液从冠状窦通过冠状静脉系统并且朝着先前未从动脉侧接收血液的局部缺血肌肉组织逆向流回。冠状窦的阻塞造成压强增加和作为结果的静脉血经由（多个）相应的静脉到边界区局部缺血肌肉组织的毛细血管中的再分配，从而改善到该局部缺血区域的营养供应。当阻塞停止、使得血液正常地通过冠状窦离开时，静脉血被冲洗，同时来自受损组织的新陈代谢废物被同时地带走。

重复的静脉压累积阶段、后面是流量再分配和洗净的阶段的组合（常常称为间歇性冠状窦阻塞（“ICSO”）方法）在某些情况下可能改善动脉血需求，通过减少微脉管障碍来改善微循环，提供心脏保护效果，并且减小局部缺血组织梗死尺寸。当基于监视的压强测量结果来控制ICSO方法的定时（例如，阻塞时间和释放时间）时，该方法常常称为压强控制ICSO，或者“PISCO”。可使用计算机实现控制系统来控制何时开始和何时结束的定时和因此的在PICSO方法期间执行的阻塞阶段的持续时间。

发明内容

用于治疗心脏组织的系统或方法的某些实施例可以包括控制系统和导管设备，其被操作以间歇性地阻塞心脏血管达到受控时间段，以用于将血流例如朝着心肌局部缺血区域或局部缺血风险区域（AAR）再分配的目的。在特定实施例中，在治疗的发起期间，可以将系统配置成激活导管设备并监视病人特征以确认系统正在获得令人满意的阻塞水平，从而提供期望程度的血液再分配。例如，响应于在导管设备最初被激活之后监视一个或多个病人特征，可以将系统配置成输出导管位置令人满意或者应调整导管位置的指示。在某些实施例中，在治疗过程期间，系统可被配置成确定并显示表示在连续阻塞时段内提供的治疗的累积量的参数。在一个示例中，由系统计算的该累积量可以与在所提供治疗的过程内已经挽救的AAR心脏组织的估计量有关，从而为从业者提供关于在连续阻塞时段的过程内使用导管设备的医疗进展的实时反馈。同样地，AAR的累积量或估计量可以在连续阻塞时段的过程内被控制系统显示并重复更新，这促使从业者更准确地使用导管设备来确定是继续还是结束治疗过程。

本文所述的特定实施例可包括用于一种用于治疗心肌组织的系统的控制系统。该控制系统可包括传感器信号输入，其用以接收指示至少在冠状窦阻塞导管的两个或更多阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号（或者指示至少在冠状窦阻塞导管的两个或更多阻塞阶段期间的冠状窦中的身体特性的另一传感器数据信号）。并且，控制系统可包括包含存储器和处理器的控制电路。控制电路可被配置成响应于压力传感器数据信号（或另一身体特性传感器数据信号）的存储数据点而确定指示两个或更多连续阻塞阶段内的冠状窦阻塞导管治疗的累积效果的累积剂量值。

在其它实施例中，一种计算机实现方法可包括接收压力传感器数据信号，其指示在一系列的两个或更多阻塞阶段中的阻塞阶段期间的阻塞导管已基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强。该方法还可包括计算累积剂量值，其指示在两个或更多连续阻塞阶段内的冠状窦阻塞导管治疗的累积效果。

在某些实施例中，一种用于一种用于治疗心肌组织的系统的控制系统可包括控制系统和传感器信号输入。该控制系统可被配置成在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并被配置成用于在释放阶段期间将阻塞设备停用（deactivate）以便基本上不阻塞冠状窦。该传感器信号输入可被配置成接收压力传感器数据信号，其指示至少在阻塞阶段期间的冠状窦中的压强。该控制系统可被配置成响应于在阻塞阶段中的至少一个期间的压力传感器数据信号而输出警报，该警报指示冠状窦阻塞导管的阻塞设备的复位的推荐。

在本文所述的另外的实施例中，一种方法可包括接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间的阻塞导管已基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强。该方法还可包括存储指示在多个阻塞阶段的序列期间测量的至少压强最大值和压强最小值的数据。该方法还可包括在阻塞设备定位测试的阻塞阶段之后计算脉动压强参数。可至少部分地基于在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间测量的压强最大值和压强最小值来计算该脉动压强参数。该方法还可包括响应于检测到脉冲压强参数小于最小阈值而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦中的阻塞导管的复位的推荐。

在用于治疗心肌组织的系统的某些实施例中，该系统可包括冠状窦阻塞导管，其包括包含可调整阻塞设备的远侧尖端部分。并且，所述系统可包括控制系统，以在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并且在释放阶段期间停用阻塞设备以便基本上不阻塞冠状窦。该控制系统可包括传感器信号输入，以接收指示至少在阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号。该控制系统可以可选地被配置成响应于阻塞阶段的每个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而确定累积剂量值。该控制系统可以包括显示单元，其可选地示出计算累积剂量值、基于计算累积剂量值的挽救心肌组织的估计量或两者。

在其它实施例中，一种方法可包括接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞导管已在一系列的多个阻塞阶段中的阻塞阶段期间基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强。该方法还可包括在控制台的计算机可读存储器设备中存储数据，该数据指示在多个阻塞阶段的序列期间测量的至少压强最大值和压强最小值。该方法还可包括在多个阻塞阶段的序列中的每个阻塞阶段之后计算累积剂量值，其指示减小梗死尺寸的进展的测量结果。可至少部分地基于在多个阻塞阶段的序列期间测量的压强最大值和压强最小值的数据来计算累积剂量值。该方法还可包括在多个阻塞阶段的序列中的每个阻塞阶段之后更新以下各项的显示：在控制台的显示设备上呈现的计算累积剂量值、基于计算的累积剂量值的挽救心肌组织的估计量或两者。

在本文所述的特定实施例中，一种用于治疗心肌组织的系统可包括冠状窦阻塞导管，其包括包含可调整阻塞设备的远侧尖端部分。并且，所述系统可包括控制系统，以在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并且在释放阶段期间停用阻塞设备以便基本上不阻塞冠状窦。该控制系统可包括传感器信号输入，以接收指示至少在阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号。可选地，该控制系统可被配置成响应于在阻塞阶段中的至少一个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦阻塞导管的阻塞设备的复位的推荐。

在某些实施例中，一种方法可包括接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间阻塞导管已基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强。该方法还可包括在阻塞设备控制系统的计算机可读存储器设备中存储数据，该数据指示在多个阻塞阶段的序列期间测量的至少压强最大值和压强最小值。该方法还可包括在阻塞设备定位测试的阻塞阶段之后计算脉动压强参数。可至少部分地基于在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间测量的压强最大值和压强最小值的数据来计算该脉动压强参数。该方法还可包括响应于检测到脉动压强参数小于最小阈值而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦中的阻塞导管的复位的推荐。

本文所述的实施例中的某些可提供以下益处中的一个或多个。首先，控制系统和导管设备的特定实施例可以进行操作以间歇地阻塞冠状窦或其它心脏血管达到受控时间段，其提供血流朝向局部缺血或者另外受损的心肌组织的有效再分配。可由控制系统基于使用导管设备或者供心脏使用的另一传感器设备检测到的输入信号（例如，冠状窦压强）来准确地计算该受控时间段。

其次，控制系统和导管设备的某些实施例可以被配置成优选地在冠状窦阻塞过程的发起期间执行阻塞设备定位测试，以输出用户接口通信，其指示导管的阻塞设备是否位于冠状窦内以提供令人满意的水平的再分配血流。在某些情况下，当阻塞设备定位测试指示检测到令人不满意的阻塞水平时（例如，响应于监视阻塞阶段期间的冠状窦中的心脏收缩和心脏舒张压强之间的差），控制系统可以经由控制系统的用户接口输出消息，该消息指示用以改善阻塞水平的建议动作。经由控制系统的用户接口建议的此类修正动作可以包括将导管设备相对于冠状窦重新定位，或者将导管设备断开（switchout）到具有不同尺寸或形状的不同导管设备等。在实现修正动作之后，可以重复阻塞设备定位测试直至控制系统（例如，经由控制系统的用户接口）确认阻塞设备位于冠状窦内以提供令人满意的水平的再分配血流为止。

第三，控制系统的特定实施例可以被配置成当导管设备在冠状窦的连续阻塞阶段的时段内被激活和停用时监视一个或多个病人特征，并且还可以被配置成计算累积剂量值，其指示在连续阻塞阶段的过程内已对病人给予的治疗水平。此类监视的病人特征可以包括例如以下各项中的一个或多个：（i）阻塞阶段期间的心脏收缩和心脏舒张压强之间的差，（ii）阻塞阶段的心脏收缩压强稳定水平与平均非阻塞压强之间的差，以及（iii）阻塞阶段的膨胀保持时间。在一个非限制性示例中，控制系统可以被配置成响应于阻塞阶段的每个期间的冠状窦压强测量结果的存储数据点而确定以压强的平方×时间（如下面更详细地描述的）为单位的累积剂量值。在本文中的某些实施例中称为“PICSO量”的累积剂量值可以在控制系统的用户接口上显示为随着每个新的阻塞阶段被重复地更新的数值。

第四，在某些实施例中，可以使用由控制系统确定的累积剂量值来合理地估计在连续阻塞阶段的过程内已挽救的AAR心脏组织的量。同样地，控制系统的某些实施例可以被配置成使PICSO治疗过程内的累积剂量值与PICSO治疗的估计效力值（其可以可选地经由控制系统的用户接口来显示）相关。例如，在某些实施例中，系统可以计算并显示估计心肌挽救指数（MSI），其指示处于局部缺血的风险中的心脏组织区域中的多少已经由于在PICSO治疗期间发生的连续阻塞阶段而被挽救。在这种情况下，控制系统可以向用户输出治疗效力的数值估计，其可选地随着每个新的阻塞阶段而被实时地更新，并且由此可以被从业者用来作出关于何时应停止PICSO治疗过程的知情决策。

第五，在特定实施例中，控制系统可以被配置成为临床医师操作员提供可以通过其来实现改善的病人结果的附加信息类型。例如，PICSO治疗的给予期间的PICSO量、至少部分地基于PICSO量的计算的估计MSI或其组合的显示可以促进给予可以通过其来实现改善的病人结果的有效且令人满意的水平的治疗。

在下面的附图和描述中阐述了本发明的一个或多个实施例的细节。根据本描述和附图以及根据权利要求，本发明的其它特征、对象以及优点将是显而易见的。

附图说明

图1是根据某些实施例的用于治疗心脏组织的系统的透视图，其包括在心脏的冠状窦内的处于非阻塞构造中的导管设备。

图2是根据某些实施例的图1的系统的透视图，包括处于阻塞构造中的导管设备。

图3是图1的系统的导管设备和引导构件的部分横截面图。

图4是图3的导管设备的一部分的侧视图。

图5是图3的导管设备的轴部分的横向截面图。

图6是图1的系统的一部分的透视图。

图7是图6的系统的控制系统的图。

图8A和8B是使用图1的系统在心脏组织治疗期间测量的冠状窦压强值的图表的示例。

图9A和9B是图1的控制系统的一部分的前视图，包括阻塞设备定位测试期间的图1的系统的图形用户接口。

图10是根据某些实施例的用于一种使用图1的系统的方法的过程流程图。

图11是与估计MSI相比的累积剂量值（由图1的系统计算）的曲线图。

图12是根据某些实施例的图1的控制系统的一部分的前视图，包括输出累积剂量值的已更新值的图1的系统的图形用户接口。

图13是根据特定实施例的用于一种使用图1的系统的方法的过程流程图。

各种图中的相似参考符号指示相似元件。

具体实施方式

参考图1—2，用于治疗心脏组织的系统100的某些实施例可以包括冠状窦阻塞导管120和控制系统140，其被配置成激活冠状窦阻塞导管120，以间歇地阻塞心脏10的冠状窦20。导管120可以被配置成在非阻塞位置（图1）与阻塞位置（图2）之间调整，从而间歇地阻塞冠状窦并从而使静脉血流朝着心肌组织30再分配。在本实施例中，冠状窦阻塞导管120包括远侧尖端部分121和近侧部分131（图6），其包括被配置成经由多个流体或传感器线路与外部控制系统140（图6）相连的近侧套头（hub）132。如下面更详细地描述的，可采用控制系统140来操作冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121处的一个或多个部件，同时还接收一个或多个传感器信号，其提供指示心脏性能参数（例如，冠状窦压强、心电图（ECG）信息或指示心脏的血液动力学性能的另一测量参数）的数据。在某些实施例中，控制系统140被配置成根据用于至少部分地基于从传感器输入的数据来确定用于释放阻塞阶段的释放时间的特定算法来控制导管120从而阻塞冠状窦。在特定实施例中，如下面进一步描述的，控制系统140被配置成计算指示连续阻塞阶段的累积效果的累积剂量值，并且此外，控制系统的用户接口142然后可以显示累积剂量值（在本文中有时称为“PICSO量”）、至少部分地基于PICSO量的计算的估计MSI或两者。由控制系统140在PICSO治疗期间确定并输出的这些值可以可选地随着每个新的阻塞阶段而被实时地更新，从而为从业者提供帮助从业者判定何时应停止PICSO治疗的医疗相关信息。

简要地，在使用中，可以将冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121布置在心脏10的冠状窦20中，并且然后激活以间歇地阻塞从冠状窦20退出并进入右心房11中的血流。在冠状窦20的此类阻塞期间，正常地从冠状窦20退出的静脉血流可被再分配到由于功能心肌层的血液剥夺或损失而已被损伤的心肌组织30的一部分中。例如，心肌组织30的该部分可能由于冠状动脉40中的堵塞35而遭受血流缺乏。因此，可以大大地减少经由局部动脉41到受影响的心肌组织30的动脉血流，使得心肌组织30变得局部缺血或者另外受到损伤。此外，由于动脉血流减少，所以从局部静脉21退出的静脉血流同样地减少。沿着心脏10位于不同区域处的其它支脉22可继续接收血流，从而产生通过冠状窦20退出的静脉血流的供应。在某些实施例中，可以将冠状窦阻塞导管120输送到冠状窦20中且然后激活，从而间歇地阻塞冠状窦20（参考图2）。此类阻塞可以促使静脉血流被再分配到局部静脉21且然后进入由于冠状动脉40中的堵塞35而遭受血流缺乏的心肌组织30的部分中。同样地，可以用再分配静脉血流来治疗局部缺血或者另外受损的心肌组织30，使得心肌组织30接收到改善的营养供应。（如图1—2中所示，在动脉堵塞35被修复或被去除以恢复正常的冠状动脉血流之前将导管120部署到冠状窦20中。然而，在替换实施例中，可以在使用导管120来阻塞冠状窦20之前立即或者在其期间同时地修复或去除动脉堵塞35。）。

仍参考图1—2，系统100可以可选地包括通过病人的静脉系前进并进入右心房11的引导构件110。本实施例中的引导构件110包括具有在远端111（图1）与近端112（图4）之间延伸的内腔的引导护套。在替换实施例中，引导构件110可以充当用于具有在远端与近端之间延伸的外表面的引导线的引导。可选地，引导构件110包括用于控制远端的取向从而操纵远端111通过静脉系并进入右心房11的可操纵机构。并且，引导构件110可以包括沿着远端111的一个或多个标记带，使得可以使用成像设备在前进期间监视远端的位置。

在引导构件110前进到右心房11中之后，远端111可临时地位于冠状窦20或冠状窦口中。从那里，可以使冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121沿着引导构件110可滑动地前进以便定位于冠状窦20内部。在其中引导构件110包括引导护套的实施例中，冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121可以在朝着冠状窦20的前进期间可滑动地与内腔的内表面卡合。在其中引导构件110包括引导线结构的替换实施例中，冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121可以在朝着冠状窦20的前进期间在引导线的外表面上可滑动地前进（例如，导管120的内腔125在引导线上通过）。在冠状窦阻塞导管120到达冠状窦20之后，可以将引导构件110的远端111从冠状窦20收回并留在右心房11中以用于在冠状窦阻塞导管120的使用期间的机械支撑。

仍参考图1，位于冠状窦20中的冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121包括阻塞设备122，其在本实施例中采取可膨胀球囊设备的形式。可以激活阻塞设备122从而阻塞冠状窦20，并从而引起静脉血到由于缺乏动脉血流而受到损伤的心肌组织30中的再分配。如下面更详细地描述的，可膨胀球囊设备122可以与冠状窦阻塞导管120的内部内腔流体连通，其继而与控制系统140（图6）的气动子系统连通。同样地，可以采用控制系统140来使冠状窦中的球囊设备122扩张或收缩。

远侧尖端部分121还包括一个或多个远侧端口129，其位于阻塞设备122的远端的远侧向前处。在所描绘的实施例中，沿着在阻塞设备122的远端的前方向远侧延伸的柔性细长轴部分定义远侧端口129，并且大部分或全部的远侧端口面是大体上径向向外方向，并且沿着远侧尖端的圆周而相互基本上均匀地间隔开。如下面更详细地描述的，远侧端口129可全部与延伸通过冠状窦阻塞导管120的单个传感器内腔（图5）流体连通。因此，可以经由与远侧端口129连通的传感器设备来监视冠状窦的至少一个参数（例如，冠状窦压强或指示如下所述的血液动力性能的其它参数）。

现在参考图3—5，冠状窦阻塞导管120在近侧套头132被沿着近侧部分131布置的同时沿着其远侧尖端部分121承载阻塞设备122。如前所述，近侧套头132充当多个流体或传感器线路133、134和135（图3）与延伸通过导管120的相应内腔123、124和125（图5）之间的连接接口。在图3中描绘的本实施例中，传感器线路135被定位为延伸通过导管120的中央内腔125。可以将传感器线路135配置成向控制系统140（图6—7）传送指示冠状窦中的测量参数的输入信号。例如，可以为传感器线路装配传感器设备（例如，安装在远侧端口129附近）或者另外装配远侧端口129与控制系统140之间的通信路径。同样地，可以将导管120配置成传送指示冠状窦中的测量参数的至少一个输入信号，诸如流体压强（例如，冠状窦压强）、流体温度（例如，使用位于远侧端口129附近并经由传感器线路135连接到控制系统140的温度传感器）、体积或质量流速率或其变化率（例如，使用位于远侧端口129附近并经由传感器线路135连接到控制系统140的流量传感器）、冠状窦血管的加速度（例如，使用沿着远侧尖端定位并经由传感器线路135连接到控制系统140的一个或多个加速度计）、冠状窦血管的位移（例如，使用超声波或光学测量设备来检测冠状窦血管在每次心跳期间的移动）或指示心脏的血液动力性能的另一参数（例如，冠状窦内或其它血管内心电图（ECG）、收缩性测量结果等）。

在本特定实施例中，导管120的传感器线路135被配置成检测冠状窦压强，其可以使用位于远侧端口129附近的压力传感器或者使用通过传感器线路135的流体填充路径来实现。例如，至少传感器线路135被使用卢尔锁137连接到近侧套头132，从而保持从导管120的中央内腔125到线路135的内腔的流体路径。

如前所述，系统100可包括引导构件110，其被用来指引冠状窦阻塞导管120通过静脉系并进入心脏10。参考图3，引导构件110可以是具有从近端112（图4）延伸到远端111（图1）的中央内腔的引导护套。如前所述，引导构件110可装配有操纵机构（例如，钢丝绳、记形元件等），使得从业者可以更容易地使引导构件110通过静脉系并进入右心房中。

仍参考图3—5，冠状窦阻塞导管120的阻塞设备122可包括当处于膨胀条件下时具有预定形状的可膨胀球囊设备。在本实施例中，可膨胀球囊设备122包括朝着远侧方向变窄的第一锥形部分、朝着近侧方向变窄的第二锥形部分以及布置在锥形部分之间的小的大体上圆筒形边缘部分。锥形部分的每个的缩窄末端与导管轴相连，从而提供防止来自球囊设备122的气体泄漏的密封。在膨胀条件下，在圆筒形边缘部分的区域中的球囊设备122的直径例如在约6mm和约40mm之间、约7mm和约25mm之间且优选地约15mm。球囊设备的纵向长度例如在约20mm和约30mm之间且优选地约25mm。可选地，冠状窦阻塞导管120可以装配有一个或多个标记带，其位于球囊设备122的内部，从而在通过适当成像过程的干预程序期间被再现而可见。

如图5中所示，从近侧套头132向远侧延伸的冠状窦阻塞导管120的轴可以包括多个内腔123、124、125和126。在本实施例中，环段形状的内腔123用来供应和放出流体（在本实施例中例如氦或二氧化碳气体），以便使球囊设备122膨胀和排空。小于另一内腔123的环段形状内腔124同样地与球囊设备122的内部连通并用来测量球囊设备122内的流体压强。在本实施例中采用中央内腔125以便测量冠状窦压强。中央内腔125与导管125的远侧端口129进行流体连通，使得冠状窦中的血压被传递到延伸通过中央内腔125并到达压力传感器设备136（图2）的流体填充路径。替换地，可以将小型压力传感器定位成直接地邻近于远侧端口129，使得传感器导线（例如，电或光学）延伸通过中央内腔125以便与控制系统140（图2）通信。在本实施例中，冠状窦阻塞导管120的轴包括具有圆形截面的第四内腔126。一个或多个附加传感器或传感器导线可以位于此第四内腔中。替换地，可以在第四内腔126中布置加强导线从而延伸通过在球囊设备122的区域中的导管轴。可以使用可以由诸如镍钛诺或可以包括压电操纵/加强元件之类的记形材料构成的加强导线来促进远侧尖端部分121到冠状窦20的输送。

更详细地参考图4，导管120的远侧端口129被在球囊设备122的远端的前方向远侧布置，并被定向成从导管120的末端大体上径向地面朝外。在所描绘的实施例中，远侧端口129被沿着在阻塞设备122的远端的前方向远侧延伸的柔性细长轴部分定义，并且可选地，承载远侧端口129的柔性细长轴部分可延伸达到大于球囊设备122的纵向长度的纵向长度。同样地，可以将冠状窦阻塞导管120的远侧端口129构造成使得即使远端的一部分抵靠着冠状窦的臂或任何其它血管，也可以准确地测量冠状窦中的流体压强。在本实施例中，远侧端口129包括沿着柔性细长轴部分且沿着锥形尖端均匀地间隔开的三个或更多端口，从而使得能够向端口129中的一个或多个中施加冠状窦中的流体压强，即使端口129中的某些抵靠着冠状窦的壁定位。

现在参考图6-7，控制系统140可以被配置成提供冠状窦阻塞导管120的阻塞设备122的自动化控制。在某些实施例中，控制系统140包括计算机处理器，其执行存储在计算机存储器设备上的计算机可读指令，从而根据特定过程将冠状窦20中的阻塞激活或解激活。例如，控制系统140可以被配置成响应于在同一阻塞阶段期间检测到的一系列实时测量结果（例如，本实施例中的冠状窦压强测量结果）而释放冠状窦20中的阻塞阶段（例如，在本实施例中使阻塞球囊122收缩）。另外，控制系统140装配有显示设备142，其具有为从业者或其他用户提供指示冠状窦阻塞程序的进展和心脏10的条件的时间敏感相关数据的图形用户接口。同样地，用户可以通过在同时地操作冠状窦阻塞导管120及其它心脏治疗仪器（例如，血管成形术导管、支架输送仪器等）时观看图形用户接口142来容易地监视病人的条件和间歇地阻塞冠状窦20的效果。另外，本实施例中的控制系统140被配置成计算累积剂量值，其指示在连续阻塞阶段的过程内再分配血流的累积效果。优选地，由控制系统140计算的累积剂量值在估计在连续阻塞阶段的过程内已挽救的AAR心脏组织的量中有用。在此类实施例中，控制系统140的用户接口142然后可以显示累积剂量值、至少部分地基于累积剂量值的计算的估计MSI或两者。可以随着每个新的阻塞阶段而更新并显示由控制系统140在PICSO治疗期间输出的这些值，从而为从业者提供帮助从业者判定何时应停止PICSO治疗的医疗相关的时间敏感信息。

如图6中所示，在远侧尖端部分121前进到冠状窦20中的同时，冠状窦阻塞导管120的近侧部分131和控制系统140位于病人的外部。近侧部分131包括经由一组流体或传感器线路133、134和135耦合到控制系统140的近侧套头132。同样地，控制系统140可以在还接收一个或多个传感器信号的同时将冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121处的阻塞部件122激活或解激活，所述一个或多个传感器信号提供指示心脏性能参数的数据（例如，冠状窦压强、冠状窦中的流体温度、体积或质量流速率、体积或质量流速率的变化率、冠状窦血管的加速度、冠状窦血管的位移、冠状窦内或其它血管内心电图（ECG）、表面心电图（ECG）信息、收缩性或指示心脏的血液动力性能的另一测量参数）。

冠状窦阻塞导管120的近侧套头132用来将所述多个流体或传感器线路133、134和135与延伸到病人的静脉系中的冠状窦阻塞导管120的部分相连。例如，在控制系统140与近侧套头132之间延伸的第一线路133包括可以通过其输送加压流体（例如，氦、另一气体或稳定液体）以激活阻塞部件（例如，以使可膨胀球囊设备122膨胀）的流体线路。流线线路133被连接到控制系统140的相应端口143（例如，在本实施例中为驱动内腔端口），使得线路133与被容纳在控制系统140（如图7中所示）中的气动子系统153流体连通。近侧套头132将第一线路133与延伸通过冠状窦阻塞导管120并到达可膨胀球囊设备122的球囊控制内腔123（图5）接合。

在另一示例中，在控制系统140与近侧套头132之间延伸的第二线路134包括与可膨胀球囊设备122的内部流体连通从而测量球囊设备122内的流体压强的球囊传感器线路。近侧套头132将第二线路134与延伸通过冠状窦阻塞导管120并到达可膨胀球囊设备122的球囊压强内腔122（图5）接合。球囊设备122的压强可被控制系统140的内部控制电路155（图7）监视，作为被用来针对过度加压球囊设备保护冠状窦20的安全特征的一部分。球囊传感器线路134被连接到控制系统140的相应端口144，使得布置在控制系统140内的压力传感器可以检测球囊设备122中的流体压强。替换地，可以将压力传感器布置在远侧尖端部分121中或近侧套头132中，使得只有传感器导线连接到控制系统140的相应端口144。

近侧套头还与从控制系统140延伸的第三线路135相连。如前所述，第三线路可以充当被用来向控制系统140传送输入信号（如上所述）的传感器线路。在本特定实施例中，第三线路135包括用来既当球囊设备122膨胀时又当其收缩时测量冠状窦中的流体压强的冠状窦压强线路。近侧套头132将第三线路135与延伸通过冠状窦阻塞导管120并到达在球囊设备122前方的远侧端口129的冠状窦压强内腔125（图4—5）接合。在本实施例中，冠状窦压强内腔125和第三线路135的至少一部分可作为流体填充路径（例如，盐水或另一生物相容液体）来操作，其将冠状窦20中的血压沿着第三线路135的近侧部分传递到压力传感器设备136。压力传感器设备136对压强测量结果（其指示冠状窦压强）进行采样，并向控制器系统140的相应端口145输出指示冠状窦压强的传感器信号，以用于输入到内部控制电路155（图7）。如下面更详细地描述的，冠状窦压强数据被图形用户接口142以图表形式156（参考图7）显示，使得从业者或其它用户可以在冠状窦20处于阻塞条件和非阻塞条件的同时容易地监视冠状窦压强的趋势。可选地，控制系统140的图形用户接口142还可以在屏幕上输出数值压强测量结果157（参考图7），使得从业者可以容易地观看最大冠状窦压强、最小冠状窦压强、平均冠状窦值或所有值。在某些替换实施例中，可以将压力传感器设备136集成到控制系统140的外壳中，使得第三线路135是一直通向相应端口145的流体填充路径，其中，内部压力传感器设备（非常类似于设备136）对压强测量结果进行采样并输出指示冠状窦压强的信号。在另外的替换实施例中，第三线路135可以包括光纤馈送线路，其从至少部分地安装在导管尖端129中的光纤压力传感器延伸。此光纤馈送线路可以被连接到信号调节部件（安装在导管尖端129中或者集成到控制系统140的外壳中），其可提供用于光学压力传感器的信号调节。

仍参考图6-7，系统100可包括一个或多个ECG传感器139，以向控制系统140输出ECG信号。在本实施例中，系统100包括被粘附到接近于心脏10的病人皮肤的一组ECG传感器焊盘139（例如，在某些实施例中的三个传感器焊盘）。ECG传感器139经由沿着控制系统140的外壳与相应端口149配合的电缆连接到控制系统140。如下面更详细地描述的，由图形用户接口142以图表形式158显示ECG数据（参考图7），使得从业者或其它用户可以在冠状窦20处于阻塞条件和非阻塞条件的同时容易地监视病人的心率及其它参数。可选地，控制系统140的图形用户接口142还可以基于ECG传感器数据而输出数值心率数据159（参考图7），使得从业者可以容易地观看心率（例如，以每分钟心跳为单位）。被控制系统140接收到的ECG传感器信号还被内部控制电路155（图7）采用，从而适当地对阻塞时段的开始（例如，球囊设备122膨胀所处的开始时间）和非阻塞时段的开始（例如，球囊设备122收缩所处的开始时间）进行定时。另外，控制系统可装配有附加ECG传感器信号能力以监视冠状内、血管内或冠状窦内电ECG活动。这些信号可从冠状窦阻塞导管120获得，在横靠着轴139的一个或多个位置处或者远侧端口129位于该处的远端处测量。替换地或另外，可从心脏中的另一导管提供ECG活动，诸如来自动脉血管40的冠状内ECG。

如图7中所示，控制系统140的某些实施例包括与气动子系统153通信的内部控制电路子系统155。控制电路子系统155可以包括一个或多个处理器152，其被配置成执行存储在至少一个存储器设备154上的各种软件模块。处理器152可包括例如微处理器，其被布置在母板上，从而执行控制系统140的控制指令。存储器设备154可包括例如计算机硬驱设备，其具有存储各种软件模块的一个或多个磁盘、RAM存储器设备等。

在某些实施例中，控制电路子系统155的存储器设备154存储包括用于控制图形用户接口142的计算机可读指令的图形用户接口软件模块。这些图形用户接口控制指令可被配置成促使接口142（在本实施例中其包括触摸屏显示设备）显示：指示冠状窦压强的压强数据图表156、冠状窦压强数值数据157、ECG数据图表158、心率数值数据159、在每个连续阻塞阶段之后计算的一系列累积剂量值（其可以被用来提供进一步参考图12所述的PICSO量图表160）、治疗定时器161以及估计MSI值162（其可以在每个新的阻塞阶段之后被更新，如进一步参考图12所述）。可选地，可以将图形用户接口配置成在屏幕上显示多于三个图表156、158和160。例如，在某些实施例中，图形用户接口可以被配置成同时地显示四个或更多不同图表，诸如冠状窦压强图表156、ECG数据图表158、PICSO量图表160、作为时间的函数来描绘动脉压强的第四图表、以及图示出另一数据输出的第五图表（例如，血流的体积）。

此外，存储在控制电路子系统155中的图形用户接口控制指令可被配置成促使接口142显示多个可配置触摸屏按钮163、164、165和166，其使得从业者或其它用户能够选择不同的菜单选项或输入病人信息或其它数据。另外，图形用户接口142可以被配置成利用数据输入中的多个来显示程序的状态的唯一决定因素，例如，诸如PICSO量图表160和估计MSI162。此信息可指导用户基于提供的疗法而理解心脏何时正在改善，并且因此理解何时将终止疗法。

另外，存储在控制电路子系统155中的图形用户接口控制指令可被配置成促使接口142显示多个的一个或多个警报（例如，参考图9A和9B），其可以采取消息或代码的形式。在某些实施例中，可以由存储在存储器设备154上的病人安全监视软件模块来完成应显示哪个警报条件（如果有的话）的确定。

仍参考图7，在某些实施例中，存储在存储器设备154上的阻塞阶段和释放阶段软件模块200可以包括计算机可读指令，其在被处理器152中的一个（诸如嵌入式PC）执行时促使气动子系统153在所选时间将球囊设备122激活或停用。控制系统140可以被配置成计算在其期间冠状窦处于阻塞状态和处于非阻塞状态的时间段，并计算每个阻塞阶段应何时开始和每个阻塞阶段应何时结束以便实现期望作用模式的最大临床益处，即引发目标心脏组织的微循环的已改变静脉侧血流。控制系统140可将各种监视参数考虑在内，并实时地进行定时确定，使得本方法的每个循环的定时就监视的参数而言可以是适当的。

在达到用于释放阶段的持续时间之后，该过程可开始新的阻塞阶段。此循环过程可以持续达数分钟或数小时的延长时段，从而导致阻塞阶段和释放阶段的许多循环。因此，在某些实施例中，冠状窦阻塞导管120（图1—2）可继续间歇地阻塞冠状窦（图1—2）以从而将静脉血流再分配到心肌组织30的受损部分。用于使用冠状窦阻塞导管120来提供多个阻塞阶段的总持续时间可以由观看经由用户接口142呈现的相关数据的从业者确定，所述相关数据包括累积剂量值、估计MSI（其可以至少部分地基于累积剂量值的计算）或两者。在某些实施例中，控制电路155可以包括存储在存储器设备154上的计算机可读指令，其在被处理器152中的一个执行时计算程序的状态和效力的指示符，诸如PICSO量图表160和估计MSI162。下面将参考图8A、8B和11来进一步描述PICSO量值和估计MSI162的计算。可选地，从业者可在确定用于使用冠状窦阻塞导管120的总持续时间时依赖于附加因素，包括输入传感器信号的趋势（例如，在图7的用户接口142上显示的冠状窦压强测量结果或其衍生物的趋势）、存在于病人血液中的特定生物标记（例如，乳酸（其在局部缺血的情况下增加）、钾（局部缺血组织的指示符）等）的测量结果或其组合或另一输入信号。

存储在存储器设备154上的病人安全监视软件模块可以包括计算机可读指令，其在被处理器152中的一个执行时促使控制电路子系统155检测系统传感器（例如，压力传感器）中的任何传感器是否输出在所选安全范围之外的测量结果。例如，如果输入到控制系统140的冠状窦压强信号指示在所选阈值以上的冠状窦压强，则控制电路子系统155可以促使图形用户接口142以文本消息或错误代码的形式显示警报。此外，在某些实施例中，控制电路子系统155可自动地促使气动子系统使球囊设备122收缩，从而立即降低冠状窦20中的高压。

仍参考图7，控制系统140的气动子系统153可以被配置成响应于控制电路子系统而讯速地使球囊设备122膨胀或收缩。在某些实施例中，气动子系统可包括包含加压气体（诸如氦或二氧化碳）的储存器以及真空泵。储存器和真空泵可以被一组阀控制并被向控制电路子系统155中反馈的一组压力传感器监视。在此类情况下，可以将气动子系统配置成在小于1秒、小于约0.6秒且优选地小于约0.4秒内在冠状窦阻塞导管120的远侧尖端部分121处使球囊设备122膨胀或收缩。

现在参考图8A和8B，如上所述，控制系统140可以被配置成从传感器信号输入212（例如，冠状窦压力传感器等）接收数据，并在图形用户接口142上显示数据的图表，诸如冠状窦压强图表210。图8A的图表210上的上图图示出一系列的阻塞阶段215和释放阶段225期间的随时间推移的冠状窦压强变化的示例。图8A的下图图示出上图的基于时间的衍生物，其是随时间推移的冠状窦压强的变化速率。图8B是以前一和后一释放阶段225为边界的阻塞阶段215的扩大。如下面将进一步解释的，在某些实施例中，可以使用从其创建图表210的冠状窦压强数据来：（i）确认系统100正在获得有效且令人满意的水平的阻塞，从而提供期望的治疗质量，以及（ii）计算可以用来估计就估计MSI（心肌挽救指数）而言的治疗效力的PICSO量参数。

控制系统140可以被配置成监视和存储来自被系统100使用的传感器的输入信号的至少各部分。例如，在图8A和8B中描绘的实施例中，控制系统140被配置成至少存储在每个阻塞阶段215和每个释放阶段225期间的一系列连续心跳内发生的冠状窦压强信号212的心脏收缩最大值（例如，诸如数据点214a—d等压强值）和心脏舒张最小值（例如，诸如数据点213a—d等压强值）。至少部分地基于阻塞阶段215期间的心脏收缩最大值数据点（例如，数据点214a—c），控制系统140可以被配置成执行曲线拟合操作，从而确定用于在阻塞阶段215期间的一系列连续心跳内发生的压强最大值的“曲线拟合线”或“包络”曲线216。类似地，基于阻塞阶段215期间的心脏舒张最小值数据点（例如，数据点213a-c），控制系统140可以被配置成执行曲线拟合操作，从而确定用于阻塞阶段215期间的一系列连续心跳内发生的压强最小值的“曲线拟合线”或“包络”曲线217。曲线拟合线216和217可以定义心脏收缩最大值和心脏舒张最小值的渐近线或平稳值。例如，如图8B中所示，心脏收缩最大值曲线拟合线216定义心脏收缩平稳压强221。类似地，心脏舒张最小值曲线拟合线217定义心脏舒张平稳压强222。

心脏收缩平稳压强221与心脏舒张平稳压强222之间的压强差定义在本文中称为“脉动压强”224的参数。在本实施例中，可以由控制系统140来计算在每个阻塞阶段215期间在冠状窦中发生的脉动压强224。由心脏搏动生成压强脉冲，并且较高的脉动压强224可以指示到受损心肌组织30的微循环的更大水平灌注，其可导致在连续阻塞阶段215的过程内的更有效治疗。如下面将进一步描述的，受损心肌组织30的微循环的血液的重复再分配在某些情况下可以挽救或者另外恢复梗死的心肌风险区（AAR）的至少一部分。在本实施例中，可以用心肌挽救指数（MSI）来可量化地提及挽救面积。治疗的效力也受到每个阻塞阶段215的持续时间的影响。在本实施例中，在本文中还将每个阻塞阶段215的持续时间称为“膨胀保持时间”，其是冠状窦基本上被激活阻塞设备（例如，在本实施例中，图2的膨胀球囊设备）阻塞的时间段。

控制系统140还可以被配置成通过对在每个释放阶段225期间检测到的心脏收缩最大值和心脏舒张最小值压强求平均来计算收缩平均压强223。例如，如图8B中所示，可以将心脏舒张最小值（例如，数据点213d等）与释放阶段225期间的心脏收缩最大值（例如，数据点214d等）求平均来计算收缩平均压强223。收缩平均压强223是冠状窦未被阻塞时的释放阶段期间的冠状窦中的平均压强。心脏收缩平稳压强221与收缩平均压强223之间的差在本文中称为全局相对压降226。

当冠状窦的阻塞被释放时（例如，当从阻塞阶段215转变成释放阶段225时），被阻断的血流再一次开始在其自然方向上流动，而不是趋向于如在阻塞阶段215期间那样通过一个或多个心静脉再分配。随着血液在释放阶段225期间开始流动，在由于阻塞阶段215而被逆向灌注的心肌面积中可以发生“冲刷效果”。也就是说，来自由于阻塞阶段215而接收到灌注的心肌层的灌注不足面积的细胞废品可以在释放阶段225开始时和期间随着血液从那些面积朝着冠状窦流动而随血液一起被冲走。可用全局相对压降226来加重冲刷效果。在某些实施例中，控制系统140可以被配置成在可以提供显著冲刷效果的单个心跳内的特定时间点处释放阻塞阶段215（例如，以在冠状窦返回到非阻塞状态之后增强蜂窝废品的去除）。例如，控制系统140可以监视ECG信号149（图6-7），从而在近似在心脏的峰值收缩期间（例如，在心脏收缩压强最大值期间）的时间点处触发阻塞阶段215的释放。

控制系统140被配置成监视并存储冠状窦压强测量结果和（可选地）其它身体特征（例如，ECG），其可以被控制系统140用来确定用于每个阻塞阶段/释放阶段循环的前述参数，包括：（i）心脏收缩平稳压强221，（ii）脉动压强224，（iii）全局相对压降226，以及（iv）膨胀保持时间。可选地，膨胀保持时间可以是并非根据冠状窦压强测量结果而确定的单独监视值。

如本文所述，控制系统140可以被配置成使用冠状窦压强测量数据来计算累积剂量值。优选地，控制系统140所计算的累积剂量值可以指示在连续阻塞阶段的过程内再分配血流的累积效果。在某些实施例中，由控制系统140计算的累积剂量值在估计在连续阻塞阶段的过程内已挽救的AAR心脏组织的量中有用。在此类实施例中，控制系统140的用户接口142然后可以显示累积剂量值、至少部分地基于累积剂量值的计算的估计MSI或两者。可以随着每个新的阻塞阶段而更新并显示由控制系统140在PICSO治疗期间输出的这些值，从而为从业者提供帮助从业者判定何时应停止PICSO治疗的医疗相关的时间敏感信息。

可以使用提供指示在连续阻塞阶段的过程内再分配血流的累积效果的数值的所选算法来计算由控制系统140确定的累积剂量值。例如，由控制系统140确定的累积剂量值可以提供在本文中称为“PICSO量”的参数的数值表达式，如下：

等式#1：

其中：

PPP＝脉动压强，

GRPD＝全局相对压降，以及

IHT＝膨胀保持时间。

PICSO量的单位是（压强）²×（时间）的单位。例如，PICSO量的单位可以是“mmHg²-分钟”等。如前所述，可以使用由控制系统140根据等式#1计算的PICSO量来合理地估计在连续阻塞阶段的过程内已挽救的AAR心脏组织的量。例如，应相信在特定情况下PICSO量值提供与估计MSI的近似线性关系（如下面结合图11更详细地描述的）。在替换示例中，由控制系统140确定的累积剂量值可以提供在本文中称为"PICSO量"的参数的数值表达式，如下：

等式#2：

其中：

SPP＝心脏收缩平稳压强，以及

IHT＝膨胀保持时间；

PICSO剂量的单位是压强乘以时间单位。例如，PICSO剂量的单位可以是“mmHg-分钟”等。在某些情况下，由控制系统140计算的PICSO值可以是在连续阻塞阶段的过程内已挽救的AAR心脏组织的近似量的指示符。可设想在本文中提供的参数的其它组合还可以用来以数学方式表示由系统100提供的治疗的范围和效力。

在所描绘的实施例（图1、7和12）中，控制系统140被配置成在每个新的阻塞阶段215之后计算且然后显示PICSO量值，其可以经由用户接口142以数值形式、以图表形式或两者输出（如字段160中所示）。然后使得观看用户接口142的从业者能够使用PICSO量值来增强从业者对由系统100提供的治疗的效力的理解。在替换实施例中，作为系统100的图形用户接口142上的PICSO量值的替换或除此之外，可以计算且然后显示用于PICSO剂量的计算值。。

现在参考图9A和9B，在某些实施例中，控制系统140被配置成执行阻塞设备定位测试，例如在冠状窦阻塞导管最初被插入冠状窦中之后且在发起自动化PICSO治疗过程之前。阻塞设备定位测试可以有利地导致经由图形用户接口142输出到从业者的确认或警报消息。可以可选地执行此定位步骤以确认是否正在由系统100实现样本阻塞阶段期间的令人满意的阻塞水平。该阻塞水平例如可以指代阻塞设备122膨胀时（参见图2）在冠状窦中获得的压强（例如，心脏收缩最大值和脉动压强）。

在系统100的所描绘实施例中（包括导管设备120），从业者可以尝试将阻塞设备122定位于冠状窦的口附近，使得阻塞设备122的周界（在膨胀时）与冠状窦的内壁卡合，从而有效地通过心静脉再分配静脉血。可以将控制系统140配置成检测一个或多个病人特征（例如，在本实施例中，样本阻塞阶段期间的冠状窦压强测量结果），从而确定阻塞设备122位于令人满意的位置中，并且此外可以将控制系统140配置成在某些情况下用使阻塞设备122复位的建议向用户报警。例如，图9A描绘了尚未获得期望水平的阻塞且从控制系统140输出警报消息171a时的示例。在另一示例中，图9B描绘了已经获得期望水平的阻塞且从控制系统140输出不同的警报消息171b以确认阻塞设备122的令人满意的位置时的示例。

如先前结合图8B所述，由系统100提供的治疗的效力在某些情况下可以受到基于可测量压强的参数的影响，诸如脉动压强（心脏收缩平稳压强减心脏舒张平稳压强）和全局相对压降（心脏收缩平稳压强减收缩平均压强）。因此，在导管120最初位于冠状窦之后且在阻塞设备定位测试期间，可以执行一个或多个阻塞循环以确定并显示此类参数，并且然后控制系统140可以输出阻塞设备122的位置是否令人满意的确定。如果（多个）测试循环指示不令人满意的阻塞水平，则临床操作员可在继续使用系统100来给予心脏组织治疗过程之前采取修正动作以改善阻塞水平。此类修正动作可以包括相对于血管使阻塞设备复位，或者将阻塞设备断开到不同的阻塞设备，其具有可更适合于与病人的解剖对接的不同尺寸或形状。在实现修正动作之后，可以重复阻塞设备定位测试以确认是否已获得心脏血管的有效且令人满意的阻塞水平，并且如果其还没有被获得，则临床医生可再次地采取修正动作以改善阻塞水平。

图9A和9B描绘了完成了运行阻塞设备定位测试以确认用阻塞设备122在冠状窦中的当前位置是否已获得令人满意的阻塞水平之后的控制系统140的用户接口显示142的示例。图9A描绘了尚未获得令人满意的阻塞水平时的示例，并且图9B描绘了已经获得令人满意的阻塞水平时的示例。在运行阻塞设备定位测试之前，将阻塞设备安装在冠状窦（或病人的其它血管，如果阻塞意图用于身体的不同区域的话）中，并且使系统100准备好如前所述地对病人的心脏组织给予治疗。随着由控制系统140执行阻塞设备定位测试，阻塞设备122被控制系统140激活（达到预定时间段或者达到在阻塞阶段期间由测量压强特征控制的可变时间段），并且由控制系统140监视传感器信号输入212a（例如，冠状窦压力传感器）并将其在图形用户接口142上显示达到至少一个阻塞循环。由系统100在阻塞和释放阶段期间监视诸如心脏收缩最大值和心脏舒张最小值之类的压强参数。根据此类监视参数，可以计算其它参数（参考图8B），诸如心脏收缩平稳压强、心脏舒张平稳压强、脉动压强224、收缩平均压强223、以及全局相对压降226。

在某些实施例中，在阻塞设备定位测试完成时，系统100可以将监视和/或计算的基于压强的参数与在表示令人满意的阻塞水平的预选值下确立的预定目标阈值水平相比较。为了举例说明这一点而提供以下示例。在某些实施例中，可在最小阈值下确立用于脉动压强224的阈值水平。用于脉动压强224的最小阈值可以是选自25mmHg或更大、约25mmHg至约50mmHg的范围的数值，并且在本特定实施例中将其选择成30mmHg。

在这样的情况下，当阻塞设备定位测试导致具有小于30mmHg（在本实施例中为最小阈值）的脉动压强224的测试阻塞阶段时，控制系统140被配置成经由用户接口142输出警报消息171a（图9A），其指示已检测到低脉动压强172a，并且推荐阻塞设备的复位。在这个情况下，从业者可激活可配置触摸屏按钮163以将从业者的使冠状窦内的阻塞设备122复位的意图告知控制系统140。然后，临床医生可继续将阻塞设备122在物理上复位，并且可选地重新开始另一阻塞设备定位测试。替换地，从业者可激活可配置触摸屏按钮164以将从业者继续进行PICSO治疗过程而不使阻塞设备122复位的意图告知系统100。然后临床医生可继续使阻塞设备在物理上复位。

或者，当阻塞设备定位测试导致等于或大于30mmHg的示例性阈值水平（在本实施例中的最小阈值）的监视脉动压强224时，控制系统140可以提供警报消息171b（图9b），其指示已经检测到充分的脉动压强172b，并且阻塞设备122的位置是令人满意的。在这种情况下，从业者可激活可配置触摸屏按钮164以超过阻塞设备定位测试继续治疗过程（而不使阻塞设备复位）。虽然在阻塞设备定位测试的本示例中使用脉动压强作为确定压强值，但在其它实施例中，可以使用其它基于压强的值或值的组合来确定阻塞是否是令人满意的。例如，在某些实施例中，可以监视全局相对压强226（图8B）下降并将其与预定阈值相比较且将其用来进行关于是否获得令人满意的阻塞水平的确定。

现在参考图10，控制系统140的某些实施例可以被配置成实现用于确定阻塞设备是否位于冠状窦内的令人满意位置中的过程300。在特定实施方式中，可以使用图10中所示的过程300来输出警报消息171a-b，如上文参考图9A和9B所述。

在操作310下，该过程可包括发起阻塞设备定位测试（优选地在导管120的阻塞设备122最初被放置在病人的冠状窦中之后）。可选地，可以响应于控制系统140的触摸屏接口142上的一个或多个按钮的用户输入而发起阻塞设备定位测试。本实施例中的该阻塞设备定位测试包括按照控制系统140的自动控制进行的至少一个阻塞阶段和至少一个释放阶段的执行。在正在执行（多个）阻塞和释放循环时，过程300继续至操作320，其中，由控制系统140来检测并存储一个或多个病人特征（例如，在本实施例中的基于压强的特征，诸如冠状窦中的心脏收缩最大值和心脏舒张最小值压强）。过程300可继续至操作330，其中来自操作320的所检测的基于压强特性，以计算一个或多个基于压强的参数，诸如脉动压强（其在本实施例中是根据测试阻塞阶段期间的心脏收缩平稳压强与心脏舒张平稳压强之间的差而计算的）。在操作340处，过程300将来自操作330的计算脉动压强与预定脉动压强阈值相比较。如前所述，用于脉动压强的阈值可以是选自25mmHg或更大、约25mmHg至约50mmHg的范围的最小阈值。如果计算的脉动压强小于预定脉动压强阈值，则过程300前进至操作350。在操作350处，控制系统140在图形用户接口上显示推荐阻塞设备的复位的警报消息。在这样的情况下，过程300可以在阻塞设备在冠状窦内复位之后返回到操作310。然而，如果在操作340处，来自操作330的计算脉动压强大于或等于预定脉动压强阈值，则过程300前进至操作360。在操作360处，控制系统140在图形用户接口上显示指示阻塞设备性能令人满意的消息。

参考图11，在本文所述系统的某些实施例中，可以将控制系统140配置成不仅计算累积剂量值（例如，上面描述的“PICSO量”或“PICSO剂量”），而且还可以将控制系统140配置成至少部分地基于计算的PICSO量值或其它累积剂量值来估计在连续阻塞阶段的过程内已经挽救的AAR心脏组织的量。例如，可以根据先前描述的心肌挽救指数（MSI）来表征已经挽救的AAR心脏组织的估计量，该心肌挽救指数（MSI）在某些情况下可具有与由控制系统140计算的PICSO量值的近似线性关系。例如，控制系统140可以存储根据线性模型410、诸如图11中描绘的一个示例性线性模型而从计算的PICSO量值确定估计MSI值的算法。在本示例性图中，可以描绘用于不同PICSO治疗程序期间的各种PICSO量值的多个样本数据点，并且然后使用线性回归或另一建模技术来确定线性模型410。（在其它实施例中，可以使用超过图11中所示数据点的更多或不同数据点来选择PICSO量与估计MSI之间的关系模型。）从那里，可以以由控制系统140执行的算法的形式来实现线性模型410以从而至少部分地基于计算的PICSO量值来提供估计MSI值。应根据本文中的描述理解的是，在其它实施例中，估计MSI与PICSO量值之间的关系模型不需要是线性模型，而是替代地可以是线性的、抛物线的、渐进的或其组合。根据本文中的教导，可以根据包括多个不同PICSO程序的经验数据来确定关系模型，并且然后可以以由控制系统140存储的可执行算法的形式实现关系模型，从而在系统100的使用期间向从业者输出估计MSI值。

如图11中所示，在本实施例中为了使计算PICSO量（上述的等式#1）与MSI（下面的等式#3）相关，图11中的图将MSI定义为风险区（AAR）减去所得到的梗死尺寸的差除以AAR。因此，为了确定计算PICSO量与估计MSI之间的关系模型（诸如图11中描绘的线性模型410）的目的，可以如下计算用于经验数据点中的每个的MSI：

等式#3：MSI=(AAR–IS)/AAR，其中：

MSI＝心肌挽救指数，

AAR＝心肌梗死风险区，以及

IS＝在治疗之后约3—4个月测量的梗死尺寸。

AAR是例如通过MRI（磁共振成像）在冠状动脉的急性阻塞或其它类型的心脏事件（例如，不稳定心绞痛、STEMI、NSTEMI、心力衰竭等）之后约小于一周的时间段期间观察到的处于梗死危险的心肌层的百分比。MSI是挽救了多少AAR的度量，并且是通过MRI在治疗之后约3—4个月的时间段期间观察的。例如，如果个体经历冠状动脉的急性阻塞且在约三天后采取的MRI显示20%的AAR，而在四个月之后的第二次MRI显示总心肌层的10%的IS，则MSI等于0.5（或50%）。换言之，挽救了AAR的一半。类似地，如果挽救了所有AAR，则MSI将是一（1.0或100%）。或者，如果没有AAR被挽救，则MSI将是0（0.0或0%）。

仍参考图11，图400图示出在某些情况下使用系统100来给予特定PICSO量的治疗将倾向于提供特定估计MSI。在本示例中，图400的线410指示给予约100mmHg²分钟的PICSO量将倾向于提供约0.5（或50%）的估计MSI。并且在本示例中，给予约300mmHg²分钟的PICSO量将倾向于提供约0.55（或55%）的估计MSI。

在某些实施例中，可以将PICSO量与估计MSI之间的关系模型实现为由系统100的控制系统140存储并执行的算法的一部分，使得控制系统140可以同时地基于系统100的操作来计算PICSO量和估计MSI。在特定实施例中，可以在系统100的图形用户接口142上显示用于PICSO量和估计MSI的计算值，并且可以在PICSO治疗过程期间用一系列阻塞阶段中的每个新阻塞阶段来重复地更新这两个数值。系统100的从业者可使用诸如PICSO量和估计MSI之类的显示参数来增强临床医生对由系统100提供的治疗效力的理解，并且进行知情的治疗判定，诸如继续PICSO治疗多长时间。

现在参考图12，控制系统140的某些实施例可以包括图形用户接口142，其输出诸如PICSO量160和估计MSI162之类的一个或多个累积治疗参数。在某些情况下，从业者（例如，在本实施例中为干预心脏病专家）可以容易地观察PICSO量160和/或估计MSI162的更新值，从而确定何时可以停止PICSO治疗过程（例如，当获得（多个）足够水平的PICSO量160和/或估计MSI162时）。

控制系统140可以被配置成使用如上所述的等式和相关来计算PICSO量160和估计MSI162。例如，可以由控制系统140使用上文提供的等式#1来计算PICSO量160参数。如前所述，PICSO量160的计算可以基于由控制系统140监视的特征，包括（参考图8B）：（i）心脏收缩平稳压强221，（ii）脉动压强224，（iii）全局相对压降226，以及（iv）膨胀保持时间。本实施例中的控制系统140还被配置成至少部分地基于PICSO量值或另一累积剂量值来计算估计MSI162。例如，控制系统140可以使用PICSO量160与估计MSI162之间的预定关系模型（诸如在图11中描绘的关系模型410等）来计算估计MSI162。

在图形用户接口142的本示例性实施例中，以图形方式160a且以数字方式160b两者显示PICSO量160，而仅以数字方式显示估计MSI162。在替换实施例中，还可以以图形方式显示估计MSI162。另外，在某些实施例中，可显示PICSO量160和/或估计MSI162的预定目标水平（由从业者输入或者另外由控制系统140预先存储）或指示达到预定目标水平的消息。

现在参考图13，可以由控制系统140来实现治疗监视过程500的某些实施例，以计算并输出累积剂量值（例如，在本实施例中为PICSO量）、估计MSI或两者。可以将治疗监视过程500实现成例如经由用户接口142来输出（并重复地更新）PICSO量和估计MSI，如图11和12中所示。

该过程可包括操作510，其中，控制系统140控制冠状窦阻塞导管以基本上阻塞冠状窦达阻塞时间段（例如，阻塞阶段）。如上所述，在治疗的阻塞阶段（和释放阶段）期间，控制系统140可以监视冠状窦中的基于压强的特征，诸如心脏收缩压强最大值和心脏舒张压强最小值。可以将控制系统140配置成执行曲线拟合操作从而确定用于在阻塞阶段期间的一系列连续心跳内发生的心脏收缩压强最大值和心脏舒张压强最小值的曲线拟合线。这些曲线拟合线定义心脏收缩最大值和心脏舒张最小值的平稳值。控制系统140可以计算脉动压强（例如，图8B中的项目224），其为心脏收缩最大值平稳状态与心脏舒张最小值平稳状态之间的差。还可以将控制系统140配置成计算释放阶段期间的心脏收缩和心脏舒张压强的平均值，其为收缩平均压强（例如，图8B中的项目223）。此外，控制系统140可以计算全局相对压降（例如，图8B中的项目226），其为心脏收缩最大值平稳状态与释放阶段的心脏收缩和心脏舒张压强的平均值之间的差。

过程500还可以包括操作520，其中控制系统140计算PICSO量参数或另一累积剂量值（如上所述）。在本实施例中，可以由控制系统140使用上述等式#1来计算PICSO量参数。如下所述，可以由控制系统140至少在每个阻塞和释放循环完成之后计算已更新PICSO量。如前所述，PICSO量值是累积剂量值，并且因此计及PICSO治疗过程期间的阻塞阶段和释放阶段的连续循环的累积效果（如由等式#1所述）。

过程500还可以包括操作530，其中控制系统140计算估计MSI参数。可以由控制系统140至少部分地基于PICSO量值或另一累积剂量值来计算估计MSI参数。例如，控制系统140可以使用PICSO量160与估计MSI162之间的预定关系模型（诸如在图11中描绘的关系模型410等）来计算估计MSI162。如下面更详细地描述的，可以由控制系统140至少在每个阻塞和释放循环完成之后（例如，每次PICSO量值被更新时）计算已更新估计MSI参数。

过程500还可以包括操作540，其中控制系统140在图形用户接口142上输出用于PICSO量和估计MSI的当前值。可以至少在每个阻塞和释放循环之后或者在某些情况下更频繁地更新PICSO量和估计MSI值的显示。例如，如图12中所示，PICSO量被显示为676.4mmHg²—分钟，并且估计MSI被显示为70.3%。通过提供当前PICSO量和估计MSI的显示，控制系统140为从业者提供有意义的时间敏感信息，其指示由系统100给予的PICSO治疗的进展。在某些情况下，从业者可以至少部分地基于由用户接口142显示的PICSO量、由用户接口142显示的估计MSI或两者来进行关于是停止还是继续给予治疗的判定。例如，从业者可将估计MSI与预定目标值进行比较以评估是结束还是继续治疗。

过程500还可包括操作550，其中控制系统140接收指示结束使用系统100的治疗的用户输入。例如，如果从业者回顾由用户接口142显示的PICSO量、由用户接口142显示的估计MSI或两者，并且然后判定在PICSO治疗期间实现了充分的进展或者由于其它原因而PICSO治疗应结束，则从业者可以按下控制系统140的触摸屏接口142上的一个或多个按钮以指示治疗过程应结束。在此类情况下，过程500继续至操作560，其中，控制系统140响应于在操作550处接收到的用户输入而停止冠状窦的间歇性阻塞阶段。从那里，将冠状窦阻塞导管120解激活并准备好从病人的心脏取回。

如果控制系统140并未接收到此类用户输入（在操作550处）（例如，在所选时间段内未接收到用户输入），则过程500可以返回到其中发起新的阻塞和释放循环的操作510。同样地，过程500可以重复地循环，从而提供用于每个新阻塞和释放循环的新更新PICSO量值（或其它累积剂量值）和新更新估计MSI值。

已描述了本发明的多个实施例。然而，将理解的是在不脱离本发明的范围的情况下，可进行各种修改。因此，其它实施例在以下权利要求的范围内。

Claims (57)

1.一种用于针对治疗心肌组织的系统的控制系统，包括：

传感器信号输入，其用以接收指示至少在冠状窦阻塞导管的两个或更多阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号；

控制电路，其包括存储器和处理器，

其中，所述控制电路被配置成响应于压力传感器数据信号的存储数据点而确定指示两个或更多连续阻塞阶段内的冠状窦阻塞导管治疗的累积效果的累积剂量值。

2.权利要求1的控制系统，

其中所述控制电路还适于使用累积剂量值来估计在两个或更多连续阻塞阶段的过程内已挽救的心肌组织的量。

3.权利要求1或2的控制系统，还包括：

输出，其被配置成输出对累积剂量值、已经挽救的心肌组织的量或两者进行编码的输出信号。

4.权利要求1至3中的任一项的控制系统，还包括：

显示单元，其被配置成接收输出信号并被配置成显示计算的累积剂量值、挽救的心肌组织的估计量或两者。

5.权利要求1至4中的任一项的控制系统，

其中，所述压力传感器数据信号的存储数据点包括用于两个或更多阻塞阶段中的每一个的至少一个数据点。

6.权利要求1至5中的任一项的控制系统，

其中，所述压力传感器数据信号的存储数据点包括在两个或更多阻塞阶段的序列期间测量的一个或多个压强最大值和一个或多个压强最小值。

7.权利要求1至6中的任一项的控制系统，

其中，所述控制系统将计算机可执行算法存储在存储器中，其适于促使处理器计算累积剂量值以提供指示在两个或更多连续阻塞阶段内的冠状窦阻塞导管治疗的累积效果的数值。

8.权利要求1至7中的任一项的控制系统，

其中，所述控制系统被配置成确定具有（压强）²×（时间）的单位的累积剂量值或具有（压强）×（时间）的单位的值。

9.权利要求2和权利要求3至8中的任一项的控制系统，

其中，所述控制系统被配置成基于挽救心肌组织的估计量与计算累积剂量值之间的预定关系模型来计算挽救心肌组织的估计量。

10.权利要求9的控制系统，

其中，挽救心肌组织的估计量是使用计算累积剂量值的基于线性关系模型的估计心肌挽救指数。

11.权利要求1至10中的任一项的控制系统，

其中，所述控制系统在一个阻塞阶段和一个释放阶段的每个循环之后更新计算的累积剂量值、挽救心肌组织的估计量或两者。

12.权利要求4或权利要求4和权利要求5至11中的任一项的系统，

其中，所述显示单元包括触摸屏用户接口，其同时地显示计算累积剂量值、挽救心肌组织的估计量两者或两者。

13.权利要求1至12中的任一项的系统，

其中，所述控制系统被配置成响应于在阻塞阶段中的至少一个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦阻塞导管的阻塞设备的复位的推荐。

14.权利要求13的系统，

其中，所述控制系统响应于检测到样本阻塞阶段期间的脉动压强参数小于最小阈值而输出指示使阻塞设备复位的推荐的警报。

15.前述权利要求中的任一项的控制系统，

其中表示的压力传感器数据信号指示阻塞阶段期间的心脏收缩和心脏舒张压强之间的差，并且所述控制电路被配置成使用压力传感器数据信号来确定阻塞阶段期间的心脏收缩与心脏舒张压强之间的差，并至少基于阻塞阶段期间的心脏收缩与心脏舒张压强之间的确定的差来确定累积剂量值。

16.前述权利要求中的任一项的控制系统，

其中，表示的压力传感器数据信号指示阻塞阶段的心脏收缩压强平稳状态与平均非阻塞压强之间的差，并且所述控制电路被配置成使用压力传感器数据信号来确定阻塞阶段的心脏收缩压强平稳状态与平均非阻塞压强之间的差，并至少基于所确定的阻塞阶段的心脏收缩压强平稳状态与平均非阻塞压强之间的差来确定累积剂量值。

17.权利要求15或权利要求16的控制系统，

其中，所述控制电路被配置成确定膨胀保持时间，并另外基于所确定的膨胀保持时间来确定累积剂量值。

18.一种用于治疗心肌组织的系统，包括：

冠状窦阻塞导管，其包括包含可调整阻塞设备的远侧尖端部分；以及

根据权利要求1至17中的任一项所述的控制系统，

所述控制系统进一步被配置成在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并且在释放阶段期间将阻塞设备停用以便基本上不阻塞冠状窦。

19.权利要求18的用于治疗心肌组织的系统，

其中，所述控制系统进一步被配置成提供冠状窦阻塞导管的阻塞设备的自动化控制。

20.权利要求19的用于治疗心肌组织的系统，

其中，所述控制系统进一步被配置成基于指示在一个或多个阻塞阶段期间、在一个或多个释放阶段期间或两者的冠状窦中的压强的信号来提供冠状窦阻塞导管的阻塞设备的自动化控制。

21.一种计算机实现方法，包括：

接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞导管已在一系列的两个或更多阻塞阶段中的阻塞阶段期间基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强；

计算累积剂量值，其指示在两个或更多连续阻塞阶段内的冠状窦阻塞导管治疗的累积效果。

22.权利要求21的方法，还包括：

使用累积剂量值来估计在两个或更多连续阻塞阶段的过程内已经挽救的心肌组织的量。

23.权利要求21或22的方法，还包括：

提供输出对累积剂量值、已经挽救的心肌组织的量或两者进行编码的输出信号。

24.权利要求24的方法，还包括：

显示计算的累积剂量值、基于计算的累积剂量值的挽救的心肌组织的估计量或两者。

25.权利要求21至24中的任一项的方法，

其中，在每个阻塞阶段之后更新指示冠状窦阻塞导管治疗的累积效果的累积剂量值。

26.权利要求21至25中的任一项的方法，

其中，所述计算包括计算以（压强）²×（时间）为单位的累积剂量值或具有（压强）×（时间）的单位的值。

27.权利要求22或权利要求22和权利要求23至26中的任一项的方法，

其中，估计已经挽救的心肌组织的量包括在两个或更多阻塞阶段序列中的每个阻塞阶段之后至少部分地基于挽救心肌组织的估计量和计算的累积剂量值之间的预定数学关系来计算挽救心肌组织的估计量。

28.权利要求27的方法，

其中，至少部分地基于挽救心肌组织的估计量与计算累积剂量值之间的线性关系来计算挽救心肌组织的估计量。

29.权利要求24或权利要求24和权利要求25至28中的任一项的方法，

其中，显示包括同时地显示计算的累积剂量值与挽救心肌组织的估计量两者。

30.一种在其上面存储指令的计算机可读介质，该指令在被执行时促使处理器执行方法21至29中的任一项的操作。

31.一种用于针对治疗心肌组织的系统的控制系统，包括：

控制系统，其用以在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并在释放阶段期间停用阻塞设备以便基本上不阻塞冠状窦；

传感器信号输入，其用以接收指示至少在阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号；以及

其中，所述控制系统被配置成响应于在阻塞阶段中的至少一个期间的压力传感器数据信号而输出警报，该警报指示冠状窦阻塞导管的阻塞设备的复位的推荐。

32.权利要求31的系统，

其中，所述控制系统响应于检测到样本阻塞阶段期间的脉动压强参数小于最小阈值而输出指示使阻塞设备复位的推荐的警报。

33.权利要求31或32的系统，

其中，所述控制系统被配置成响应于阻塞阶段的每个期间的压力传感器数据信号而确定指示已经挽救的心肌组织的量的累积剂量值。

34.一种方法，包括：

接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞导管已在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强；

存储指示在多个阻塞阶段的序列期间测量的至少压强最大值和压强最小值的数据；

在阻塞设备定位测试的阻塞阶段之后，计算脉动压强参数，该脉动压强参数是至少部分地基于在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间测量的压强最大值和压强最小值数据而计算的；以及

响应于检测到脉动压强参数小于最小阈值而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦中的阻塞导管的复位的推荐。

35.权利要求34的方法，

还包括响应于检测到所述脉动压强参数大于或等于最小阈值，经由控制系统的用户接口而输出消息，该消息确认冠状窦中的阻塞导管的位置是令人满意的。

36.权利要求35的方法，还包括：

在输出确认冠状窦中的阻塞导管的位置的消息之后，控制阻塞导管以在一系列的多个阻塞阶段期间间歇地阻塞冠状窦；

在多个阻塞阶段的序列中的每个阻塞阶段之后计算累积剂量值，其指示减小梗死尺寸的进展的测量结果；以及

在计算累积剂量值之后，更新控制系统的用户接口以示出用于以下各项的已更新值：计算累积剂量值、基于计算累积剂量值的挽救心肌组织的估计量或两者。

37.一种在其上面存储指令的计算机可读介质，该指令在被执行时促使处理器执行方法34至36中的任一项的操作。

38.一种用于治疗心肌组织的系统，包括：

冠状窦阻塞导管，其包括包含可调整阻塞设备的远侧尖端部分；以及

控制系统，其用以在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并且在释放阶段期间停用阻塞设备以便基本上不阻塞冠状窦，

其中，所述控制系统包括传感器信号输入，其用以接收指示至少在阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号；并且

其中，所述控制系统被配置成响应于阻塞阶段的每个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而确定累积剂量值，

其中，所述控制系统包括显示单元，其示出计算累积剂量值、基于计算累积剂量值的挽救心肌组织的估计量或两者。

39.权利要求38的系统，

其中，所述控制系统存储计算机可执行算法，其计算累积剂量值以提供指示一系列阻塞阶段内的再分配血流的累积效果的数值。

40.权利要求39的系统，

其中，所述控制系统被配置成确定具有（压强）²×（时间）的单位的累积剂量值。

41.权利要求39的系统，

其中，所述控制系统被配置成基于挽救心肌组织的估计量与计算累积剂量值之间的预定关系模型来计算挽救心肌组织的估计量。

42.权利要求41的系统，

其中，控制系统所显示的挽救心肌组织的估计量是估计心肌挽救指数，并且

其中，所述控制系统存储计算机可执行算法，其用计算的累积剂量值基于线性关系模型来计算估计心肌挽救指数。

43.权利要求38的系统，

其中，所述控制系统在一个阻塞阶段和一个释放阶段的每个循环之后更新计算的累积剂量值、挽救心肌组织的估计量或两者。

44.权利要求43的系统，

其中，所述控制系统包括触摸屏用户接口，其同时地显示计算累积剂量值和挽救心肌组织的估计量两者。

45.权利要求38的系统，

其中，所述控制系统被配置成响应于在阻塞阶段中的至少一个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦阻塞导管的阻塞设备的复位的推荐。

46.权利要求45的系统，

其中，所述控制系统响应于检测到样本阻塞阶段期间的脉动压强参数小于最小阈值而输出指示使阻塞设备复位的推荐的警报。

47.一种方法，包括：

接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞导管已在一系列的多个阻塞阶段中的阻塞阶段期间基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强；

在控制台的计算机可读存储器设备中存储数据，该数据指示在多个阻塞阶段的序列期间测量的至少压强最大值和压强最小值；

在多个阻塞阶段序列中的每个阻塞阶段之后，计算指示减小梗死尺寸的进展的测量结果的累积剂量值，该累积剂量值是至少部分地基于在多个阻塞阶段的序列期间测量的压强最大值和压强最小值的数据计算的；以及

在多个阻塞阶段的序列中的每个阻塞阶段之后更新以下各项的显示：在控制台的显示设备上呈现的计算累积剂量值、基于计算的累积剂量值的挽救心肌组织的估计量或两者。

48.权利要求47的方法，

其中，所述计算包括计算以（压强）²×（时间）为单位的累积剂量值。

49.权利要求47的方法，

在多个阻塞阶段序列中的每个阻塞阶段之后，至少部分地基于挽救心肌组织的估计量和计算的累积剂量值之间的预定数学关系来计算挽救心肌组织的估计量。

50.权利要求49的方法，

其中，至少部分地基于挽救心肌组织的估计量与计算累积剂量值之间的线性关系来进行挽救心肌组织的估计量。

51.权利要求47的方法，

其中，所述更新显示包括同时地在显示设备上显示计算累积剂量值和挽救心肌组织的估计量两者。

52.一种用于治疗心肌组织的系统，包括：

冠状窦阻塞导管，其包括包含可调整阻塞设备的远侧尖端部分；以及

控制系统，其用以在阻塞阶段期间选择性地激活阻塞设备以便基本上阻塞冠状窦，并且在释放阶段期间停用阻塞设备以便基本上不阻塞冠状窦，

其中，所述控制系统包括传感器信号输入，其用以接收指示至少在阻塞阶段期间的冠状窦中的压强的压力传感器数据信号；以及

其中，所述控制系统被配置成响应于在阻塞阶段中的至少一个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦阻塞导管的阻塞设备的复位的推荐。

53.权利要求52的系统，

其中，所述控制系统响应于检测到样本阻塞阶段期间的脉动压强参数小于最小阈值而输出指示使阻塞设备复位的推荐的警报。

54.权利要求52的系统，

其中，所述控制系统被配置成响应于阻塞阶段的每个期间的压力传感器数据信号的存储数据点而确定指示减小梗死尺寸的进展的测量结果的累积剂量值。

55.一种方法，包括：

接收压力传感器数据信号，其指示在阻塞导管已在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间基本上阻塞冠状窦之后的冠状窦压强；

在阻塞设备控制系统的计算机可读存储器设备中存储数据，该数据指示在多个阻塞阶段的序列期间测量的至少压强最大值和压强最小值；

在阻塞设备定位测试的阻塞阶段之后，计算脉动压强参数，该脉动压强参数是至少部分地基于在阻塞设备定位测试的阻塞阶段期间测量的压强最大值和压强最小值的数据而计算的；以及

响应于检测到脉动压强参数小于最小阈值而经由控制系统的用户接口输出警报，该警报指示冠状窦中的阻塞导管的复位的推荐。

56.权利要求55的方法，

还包括响应于检测到所述脉动压强参数大于或等于最小阈值，经由控制系统的用户接口而输出消息，该消息确认冠状窦中的阻塞导管的位置是令人满意的。

57.权利要求56的方法，还包括：

在输出确认冠状窦中的阻塞导管的位置的消息之后，控制阻塞导管来在一系列的多个阻塞阶段期间间歇地阻塞冠状窦；

在多个阻塞阶段的序列中的每个阻塞阶段之后计算累积剂量值，其指示减小梗死尺寸的进展的测量结果；以及

在计算累积剂量值之后，更新控制系统的用户接口以示出用于以下各项的已更新值：计算累积剂量值、基于计算累积剂量值的挽救心肌组织的估计量或两者。