CN104718003B - 电极位移检测 - Google Patents

Abstract

可以使用胸阻抗或导电率信号检测电极位移。胸阻抗或导电率信号可以被滤波，以衰减心脏收缩(心搏)和呼吸分量。胸阻抗或导电率信号的流体状态分量可被用来检测姿态转变相关的电极位移，该姿态转变相关的电极位移例如可以由基于横卧至直立的姿态转变的左心室/冠状窦(LV/CS)导线的拉回导致。

Description

电极位移检测

本申请要求2012年7月25日提交的、名称为“电极位移检测”的序列号为61/675,409的美国临时专利专利申请的35 U.S.C.§119(e)规定之下的优先权的权益，其全部内容通过引用并入本文中。

背景技术

心率管理(CRM)系统可包括血管内输送的冠状窦(CS)左心室(LV)导线，该导线连接至胸或腹的皮下植入电子单元。CS/LV导线可经由右心房(RA)被引入CS血管中。CS/LV导线可被定位，以使得CS导线的远端处或靠近CS导线的远端处的电极位于与左心室心肌相关联的冠状窦支流心大静脉(GCV)中。从所述CS/LV电极传输的电刺激可被用来捕获左心室心肌。所述电刺激可被用来提供心脏再同步治疗(CRT)，以调整左心室收缩率，以在空间上协调左心室的收缩(例如在左心室内，或与右心室(RV)的收缩具有需要的同步)，或者，以调整左心室收缩率和在空间上协调左心室的收缩。

通过使齿螺纹旋入心脏壁以将导线固定在需要的位置处，可以将导线保持在适当的位置。在例如CS血管的血管内执行使齿螺纹旋入的操作比在心房或心室的心脏腔内执行该操作更不易。更方便的方法可以是使导线本体具有形状记忆特性。例如，CS/LV导线可以被构造为具有形状记忆特性，以使得在被插入后，CS/LV导线可以放松以呈现渐进的螺旋，该渐进的螺旋形状记忆特性可帮助将导线机械地偏压到CS的内壁上，以帮助将导线固定在需要的位置处。

CS/LV导线的运动或移位可导致不期望的膈神经的电刺激，而不是期望的引起心脏收缩的心肌组织的电刺激。膈神经刺激可导致病人的膈肌类似打嗝地收缩，这可能是烦人的或令人不舒服的。而且，如果期望的心肌电刺激未达到最佳标准或无效，那么CRT的有益效果可能同样地未达到最佳标准或无效。

Edwards等人的公开号为2005/0004611的美国专利涉及用于检测可植入医疗装置的移位的系统和方法，包括在身体内产生电流信号并且测量某些响应电压。

Bradley的美国专利No.6,490,486涉及一种可植入的心脏刺激装置和方法，该装置和方法监测植入的导线的位移，包括利用在病人的心脏的心动周期上使用导线测量的阻抗测量值。

Rosenberg等人的公开号为2011/0066203的美国专利涉及基于本地系统数据的电极和导线稳定性指数和稳定性映射，包括测量电势以确定电极的短期和长期稳定性。

Levine等人的公开号为2010/0087891的美国专利涉及用于诊断可植入医疗装置的系统和方法，包括基于测量的参数检测导线移位。

Cho等人的美国专利7,873,410涉及一种具有用于导线位置或移位和心室不同步检测的机电延时测量的可植入医疗装置。

发明内容

胸内阻抗或导电率信号可包括可提供有关心脏收缩的信息(具有在主体的心脏收缩频率处的频谱)的变量。胸内阻抗或导电率还可以包括可提供有关呼吸的信息(具有在主体的呼吸频率处的频谱，其一般比主体的心脏收缩频率更小)的变量。在比心脏收缩或呼吸变量更小的频率处(例如，在更小的DC或近DC频率处)，胸内阻抗或导电率信号可包括可提供有关主体的胸液状态的信息的变量。湿肺比干肺更导电。因此，湿肺比干肺会呈现出相对更低的DC或近DC胸内阻抗(或更高的胸内导电率)。

代表主体的胸液状态的DC或近DC胸内阻抗信息可被主体的姿态影响。当主体处于直立姿态时，流体远离胸部流动，例如流向下肢。这会导致更干的胸部和更高的DC或近DC胸内阻抗值。当主体处于横卧姿态时，流体流进胸部中，例如从下肢。这会导致更湿的胸部和更低的DC或近DC胸内阻抗值。主体姿态的改变还可能伴随着主体的血管张力(例如血管舒张或血管收缩)的补偿改变。然而，主体的血管张力的这样的响应性改变一般不是突然的，而是更渐变的响应，其呈现出阻抗相应的渐变。

然而，在观察实验收集的胸内阻抗数据时，本发明的发明人认识到在至少一个主体的姿态中存在不期望的、不寻常的胸内阻抗变化：响应于主体从横卧姿态改变至直立姿态，DC或近DC胸内阻抗基本上瞬间的显著的(例如大约50％的改变)的减少，而不是由流体远离胸部流至下肢而导致的期望的增加。在观察到这种异常效应的至少一个主体中，使用LV/CS电极确定的DC或近DC胸内阻抗测量值以这种异常的方式被影响，但是使用RV电极确定的DC或近DC胸内阻抗测量值没有以这种异常方式被影响。

不受理论的束缚，本发明的发明人已经认识到，LV/CS的DC或近DC胸内阻抗或导电率测量上的姿态的上述异常效应可能源于LV/CS导线在CS及其GCV支流内的移动。当主体从横卧姿态转变至直立姿态时，相信心脏可能由于重力而稍微向下移动。当病人从横卧姿态转变至直立姿态时，通过被渐变的螺旋形状记忆导线特性机械地偏压到血管壁上而被保持在适当位置处的LV/CS导线可能突然地向中心被拉回至CS或GCV血管的更宽的截面中。相信当LV/CS导线上的电极位于血管的更宽部分中时，其将被更多的血和更少的血管壁包围。因为血比血管壁组织更导电，所以将LV/CS导线电极这样拉回进入血管的更宽的部分中会导致基于主体从横卧姿态转变至直立姿态而DC或近DC的胸内阻抗突然地减小，其可能比基于从横卧姿态转变至直立姿态的胸液远离主体的胸部流进主体的下肢中而期望的DC或近DC胸内阻抗的稍微更渐进地增加更加显著。

此外，本发明的发明人已经认识到，所述异常效应可被用来检测例如LC/CS导线的电极移动或移位。这个信息还可以被用来补偿或调整胸内阻抗测量信息，或调整治疗响应或利用胸内阻抗测量信息的CRM装置的其它功能。

本概述旨在提供本专利申请的主题的概述。其并不意图提供本发明的唯一的或穷尽的解释。详细的说明被包括以进一步提供关于本专利申请的信息。

附图说明

在不一定按比例绘制的附图中，在不同的视图中，类似的数字可描述类似的部件。具有不同字母后缀的类似数字可表示类似部件的不同的示例。附图一般通过示例、而不是通过限制图示了本文件中所讨论的各个实施例。

图1A-1B示出了心脏功能管理系统及其所使用的环境的多个部分的示例。

图2示出了如何确定电极位移的示例。

图3示出了如何确定电极位移的更具体的示例。

图4图示了使用可从导线中接收的指示流体状态的胸内阻抗之间的两两相关性的示例。

图5图示了使用可从各自的导线中接收的胸内阻抗和姿态指示姿态位置向量信号之间的相关性的示例。

图6示出了可被用来在分别代表姿态转变之前和之后的时间段的第一时间周期和第二时间周期之间计算姿态和电响应信号(例如DC或近DC胸阻抗或导电率)之间的函数关系的技术的示例。

图7示出了可被用来在分别代表姿态转变之前和之后的时间段的第一时间周期和第二时间周期之间计算姿态和电响应信号(例如DC或近DC胸阻抗或导电率)之间的函数关系的系统响应传递函数技术的示例。

具体实施方式

图1A-1B示出了心脏功能管理系统100及其所使用的环境的多个部分的示例。系统100包括便携式医疗装置，例如外部(例如可穿戴式)医疗装置或例如可植入式心率或心脏功能管理装置102的可植入式医疗装置(IMD)、本地外部接口装置104和远程外部接口装置106。

可植入式装置102能够可选地包括心房传感电路108、心房治疗电路110、心室传感电路112、心室治疗电路114、控制器电路116、存储电路118、通信电路120、例如电池121的电源、电池状态电路123、配置为感测病人或其它主体的身体动作信号的活动传感器113、配置为感测生理信号(例如，与主体的身体动作信号不同)的生理传感器115和姿态传感器125中的一个或多个。

心房传感电路108可包括一个或多个通道并且可被连接到电极上，该电极例如为心房内电极或允许感测包括心房除极信息的固有心房心电信号的任何其它电极。心房治疗电路110可包括一个或多个通道并且同样可连接到上述或其它电极上，例如用于传输心率、心脏再同步治疗(CRT)、心脏收缩力调节(CCM)治疗、除颤/复律震荡或其它能量脉冲至一个或两个心房。

心室传感电路112可包括一个或多个通道并且可连接到电极上，该电极例如为心室内电极、LV/CS电极、或允许感测包括心室除极信息的固有的心室心电信号的任何其它电极。心室治疗电路114可包括一个或多个通道并且同样可连接到上述或其它电极上，例如用于传输心率、心脏再同步治疗(CRT)、心脏收缩力调节(CCM)治疗、除颤/复律震荡或其它能量脉冲至一个或两个心室。

活动传感器113可包括单轴或多轴加速度计，例如感测指示主体的身体活动的主体的加速度。活动传感器113还可以包括被配置为处理加速度信号并且提供导致的身体活动信号的传感器接口电路。身体活动信号可指示主体的身体运用。活动传感器113还可以被用于其它目的，例如用于感测主体的姿态、心音或可从加速度信号中获得的其它信息。可以可选地提供单独的姿态传感器125，例如倾斜开关、单独的单轴或多轴加速度计、或能够提供指示姿态的信号的其它传感器，该指示姿态的信号可以直接被提供或可以从被姿态传感器125检测到的或从生理传感器115获取的其它生理信息中提取。姿态传感器装置和方法的一些示例描述在Maile等人的美国专利No.7,559,901，Siejko等人的美国专利No.7,662,104，Moon等人的美国专利No.7,848,811以及Hatlestad等人的美国专利No.8,165,840中，这些专利中的每一个通过引用被纳入本文中，包括其姿态传感装置和方法的描述。

生理传感器115可包括阻抗(或其它生理导电特性)传感器、呼吸传感器或另一传感器。在一个示例中，生理传感器115可包括呼吸传感器或其它传感器，该呼吸传感器可经由可由阻抗提供的生理阻抗(或其它生理导电特性)信号感测呼吸。阻抗或其它生理导电率传感器可包括或被连接至电极，该电极被构造为传输测试能，例如被传输至主体的胸部的子捕获(subcapture)测试能，并且感测例如指示胸阻抗或胸导电率的响应电压信号。产生的胸阻抗或导电率信号可以被滤波，以提供关于呼吸、心脏收缩或胸积液的信息。用于阻抗监测的电极可包括如下电极的一种或任意组合：一个或多个右心房(RA)电极、一个或多个右心室(RV)电极、例如可以位于双极或四极LV/CS导线上的一个或多个LV/CS电极、一个或多个有线或无线的心外膜电极、IMD电子单元外壳或顶盖电极、或一个或多个可植入或可穿戴电极。阻抗监测仅是监测生理导电特性的示例，其它示例可包括电压监测、跨阻抗监测、跨导监测等。阻抗监测装置和方法的示例提供在如下文件中：Hauck等人的美国专利No.5,284,136；Hartley等人的美国专利No.6,076,015；Stahmann等人的美国专利No.7,387,610；这些专利中的每一个通过引用被纳入本文中，包括其阻抗监测技术的描述。另一类型的生理导电特性监测的示例被提供在Belalcazar的美国专利No.7,640,056中，该专利的公开内容通过引用被纳入本文中，包括其使用另一类型的生理导电特性进行流体监测的描述。

在不同的示例中，生理传感器115可被构造为提供关于心率、心率变异性、自主平衡、心脏振动、心内压力、胸液状态、呼吸、病人活动水平、温度、PH值、钾水平、氧化、心容积、血压或射血分数的信息。

处理器或控制器电路116可以被连接至心房传感电路108和心室传感电路112，例如从被感测的心脏信号中接收信息。控制器电路116还可以被连接至活动传感器113，以接收关于主体的身体活动或运动水平的信息。控制器电路116还可以被连接至生理传感器115，例如接收其他生理信息。这样的其他的生理信息可包括心脏收缩信号，例如提供关于主体的心率或心跳间隔、心搏量的信息或可从心脏收缩信号中获得的其它信息。在一个示例中，其他的生理信息可包括呼吸信号，例如提供关于主体的呼吸率或呼吸间隔、呼吸容量的信息或可从呼吸信号中获得的其它信息。

控制器电路116可包括信号处理器电路，例如数字信号处理器(DSP)电路，例如用于提取参数，从中可产生诊断指示，如下文所述。信号处理器电路可包括用于执行一个或多个信号处理功能的专用电路。控制器电路116可以被连接至心房治疗电路110和心室治疗电路114，以提供控制或触发信号，例如触发治疗脉冲的定期传输。控制器电路116可以被构造为提供控制以帮助允许治疗被有效地提供，例如以与一个或多个其它治疗(例如，心动过缓的起搏，抗心律过速起搏(ATP)、心脏再同步治疗(CRT)、心房或心室除颤电击治疗)或功能(例如，用于自动确定起搏的阈值能的自动阈值功能、用于自动调整起搏能以捕获心脏的自动捕获功能等)组合的方式。在一个示例中，这可以包括在控制器电路116内提供专用模块或提供可执行的、可翻译的或以其它方式可执行的代码以配置控制器电路116。

存储电路118可以被包括在或连接至控制器电路116，例如存储控制参数值、生理数据或其它信息。通信电路120可以被连接至控制器电路116，例如允许与外部装置进行射频或其它无线通信，该外部装置例如为本地外部接口装置104或远程外部接口装置106。

电池121可包括一个或多个电池，以提供用于可植入装置102的电源。在一个示例中，电池121可以是可再充电的，例如通过从外部装置至可植入装置102的无线的经皮的电力传输。电池状态电路123可以通信地连接至每一个电池121和控制器电路116，例如确定电池状态信息，例如，指示存储在电池121中的能量还剩多少。控制器电路116可以被配置为改变可植入装置102的操作，例如至少部分地基于所述电池状态信息。

本地外部接口装置104可包括处理器电路122和用于显示信息或接收用户输入的图形用户界面(GUI)124或类似装置，以及通信电路，例如允许通过通信或计算机网络与远程外部接口装置106进行有线或无线通信。

类似地，远程外部接口装置106可包括处理器电路126和用于显示信息或接收用户输入的图形用户界面(GUI)128或类似的装置，以及通信电路，例如允许通过通信或计算机网络与本地外部接口装置104进行有线或无线通信。

因为系统100在可移动或可植入装置102(例如由控制器电路116提供)、本地外部接口装置104(例如由处理器122提供)和远程外部接口装置106(例如由处理器126提供)中具有处理能力，所以本文中讨论的各种方法可以在这些装置中的任一个中实施，或任务可以分布在这些装置的两个或多个之中。

图1B示出了可植入装置102的一个示例，该可植入装置102可被连接至一个或多个血管内导线，例如RV导线138A、CS/LV导线138B、或右心房(RA)导线138C。可植入装置102可包括外壳电极135，该外壳电极135可以位于承载可植入装置102的电子器件的壳体的外表面上。顶盖电极137可以位于可植入装置102的顶盖136上。顶盖136可以从所述外壳向外延伸。RV导线138A可包括一个或多个电极，例如RV尖端电极140、稍微更近端的RV环电极142、稍微近端的RV第一线圈电极144和更近端的室上性第二线圈电极146。CS/LV导线138B可包括一个或多个电极，例如在四极示例中的电极160A、160B、160C和160D(从远端至近端设置)。双极或单极电极构造也是可能的。RA导线138A可包括一个或多个电极，例如RA电极150和152。

图2示出了如何确定电极位移的示例。在202处，可以在第一时间段内从处于第一姿态的主体中获取胸内的电响应信号(例如，胸阻抗或其它生理导电特性)，例如响应于输送的电测试刺激，该电测试刺激例如为不会引起心脏收缩的子捕获测试刺激。

在204处，可以在第二时间段内从处于第二姿态(例如，不同于第一姿态)的主体中获取胸内的电响应信号(例如，阻抗或其它生理导电特性)，例如响应于输送的电测试刺激，该电测试刺激例如为不会引起心脏收缩的子捕获测试刺激。

可以使用姿态传感器125或获取主体的姿态位的另一合适的直接或间接的指示来确定不同的姿态。被检测到的姿态的变化(例如横卧至直立，仰卧至直立等)可以被用来触发202或204和的胸内阻抗或导电率的响应采集，或触发与姿态位变化相关联的所述被监测的胸内阻抗或导电率数据的分析。

胸阻抗或导电率信号可以被信号处理，例如使用低通滤波电路以衰减或消除胸阻抗或导电率信号的心脏收缩(“心搏”)可变性分量和呼吸(呼吸运动)可变性分量，同时通过或保留胸阻抗或导电率信号的DC或近DC胸液状态信息。低通滤波电路可以作为模拟电路部件或作为数字滤波实施方式被实施，例如使用处理器或控制器电路116。低通滤波电路可包括频带边缘截止频率和一个或多个低通滤波极，其可被选择以衰减或消除胸阻抗或导电率信号的心搏的可变性分量和呼吸的可变性分量，同时保留胸阻抗或导电率信号的DC或近DC胸液状态信息。低通滤波可同等地包括求平均值，或使用直方图(例如直方图平均值)的特定特征或使用能够衰减或消除胸阻抗或导电率信号的心脏收缩的可变性分量或呼吸的可变性分量同时保留胸阻抗或导电率信号的DC或近DC胸液状态信息的任何其它技术。

低通滤波电路可以作为带通滤波电路的一部分被实施，该带通滤波电路还可以包括一个或多个高通滤波极，该一个或多个高通滤波极可以被选择，例如用于衰减或消除由于与姿态改变相关的主体的血管张力(例如血管舒张或血管收缩)的补偿改变而导致的DC或近DC的胸阻抗或导电率流体的状态信息的分量，例如同时保留与电极位移事件相关的DC或近DC的胸液状态信息，所述电极位移事件与姿态改变相关。

在206处，例如通过处理器或控制器电路116，可以评估第一和第二姿态中的胸内的电响应信号信息。这样的评估可包括比较第一姿态中的指示胸液状态的DC或近DC的胸阻抗或导电率信号与第二姿态中的指示胸液状态的DC或近DC胸阻抗或导电率信号，例如本文中更详细地解释。

在208处，例如基于206中的评估，可以生成产生的电极位移指示，并且该产生的电极位移指示被提供给用户或可以产生警报或其它使用所述信息的自动化过程。

图3示出了可以如何确定电极位移的更具体的示例。在302中，例如如上所述，使用例如可被包括在生理传感器115中的胸阻抗或导电率检测器，可以监测胸阻抗或导电率。同时，在304中，例如如上所述，例如通过使用姿态传感器125，可以监测主体的姿态。

在306处，胸阻抗或导电率信号可以被低通滤波、带通滤波或进行其它信号处理，例如提取指示胸液状态的胸阻抗或导电率的DC或近DC分量，同时衰减或消除胸阻抗或导电率的心脏收缩或心搏分量以及衰减或消除胸阻抗或导电率的呼吸分量。信号处理可以可选地包括如上所述的高通滤波，例如衰减或消除由于与姿态改变相关的主体的血管张力(例如血管舒张或血管收缩)的补偿改变而导致的DC或近DC的胸液状态信息的分量，同时保留与(与姿态改变相关的)电极位移事件相关的DC或近DC的胸液状态信息。后者一般比前者更陡峭，并且可以相应地选择滤波器特性，例如辨别前者和后者。

在308处，如果姿态变化(例如从横卧至直立)被304处的姿态监测检测到，那么，在310处，可以比较姿态变化之前和之后的指示胸液状态的胸阻抗或导电率的DC或近DC分量。用于所述比较的数据能够可选地被选择，以在姿态变化的特定时间量内被获取。由于血管张力的改变可以影响胸阻抗或导电率流体状态而不与由姿态变化而导致的电极位移是否已经发生相关，所以可以设立所述特定时间量，以使其短于与姿态改变相关的主体的血管张力(例如血管舒张或血管收缩)的补偿改变所需要的时间量。可以基于先前从特定病人中或从病人群体中或从作为特定病人共享一个或多个相似特性的病人的子群体中获取的数据，规定与姿态改变相关的主体的血管张力的补偿改变所需要的时间量。与姿态改变相关的主体的血管张力的补偿改变的影响可以通过例如如上所述的高通滤波被附加地或可替代地减少。

在312处，关于胸阻抗，如果指示胸液状态的胸阻抗的DC或近DC分量减少超过规定的阈值的量，那么，在314中，可以声明发生了电极位移，否则，在316中，可以声明未发生电极位移。在任一情况中，然后可以恢复302和304中的同时的姿态和胸阻抗或导电率的监测。

在312中，关于胸导电率有同等地解释，如果指示胸液状态的胸导电率的DC或近DC分量增加超过规定的阈值的量，那么，在314中，可以声明发生了电极位移，否则，在316中，可以声明未发生电极位移。在任一情况中，然后可以恢复302和304中的同时的姿态和胸阻抗或导电率的监测。

为了检测例如可能由从横卧至直立的姿态改变引起的LV/CD的电极位移，可以使用LV/CD导线138B上的LV/CS电极160A、160B、160C或160D中的至少一个测量胸阻抗或导电率。这些LV/CD电极中的最近端的一个电极160D最可能显示出最显著的由于响应从横卧至直立的姿态改变而拉回LV/CS导线导致的阻抗的减少。因此，最近端的LV/CD电极160D可以被用作用于确定LV/CD电极位移是否已经发生的胸阻抗或导电率感测电极中的一个电极。在一个图示的胸阻抗感测示例中，特定的子捕获恒定电流测试刺激可以在第一LV/CD电极160C和外壳电极135之间被传输，并且其上的响应电压可以在第二LV/CD电极160C与顶盖电极137之间被测量。

可以使用四相激励电流波形并且使用四阶有限冲击响应(FIR)滤波解调器传输所述测试电流以解调产生的电压响应，或者通过使用两相激励电流波形，其也可以使用四阶FIR滤波解调器以解调产生的电压响应，如上所述并且Lyden等人的公开号为2009/0177110的美国专利中所述，该专利的整体、包括其使用四阶FIR滤波解调器来解调两相电流激励刺激的描述通过引用被并入本文中。欧姆定律可以被用来从特定的测试电流和测量的响应电压确定胸阻抗。如上所述，产生的阻抗信号的心脏收缩(“心搏”)和呼吸分量可以被衰减，以提取指示胸液状态的DC或近DC的阻抗或导电率信号，例如如本文所述的那样。

处理器或控制器电路116可包括比较器，以将横卧至直立的姿态改变引起的指示胸阻抗的分量的DC或近DC流体状态的增加与规定的阈值相比较。如果指示胸阻抗的分量的DC或近DC的流体状态的增加超过规定的阈值，那么可以声明用来测量响应电压的LV/CS电极(例如近端的LV/CS电极160D)发生了位移，否则，可以声明所述电极未发生位移。所述规定的阈值可以从病人群体中或从特定病人中被实验室确定。

“差别的”响应可以可选地被使用，例如以进一步增加电极位移确定的特征性，例如通过改变关于图3的如上所述的方法，以利用使用可以位于分开且不同的血管内导线上的相应的响应信号采集电极的至少两个分开的通道在302中监测胸阻抗或导电率。例如，除通过使用更近端LV/CS的电极160D测量阻抗以检测LV/CS导线的移动之外，也可以对RV导线138A上的电极测量胸阻抗，该RV导线138A的远端通常可以有源地附接在RV顶端处，例如通过旋入式螺旋附接结构或通过可以与RV顶端处的柱体啮合的一个或多个尖齿。因为有源地附接的RV导线138A一般将比通过螺旋形状记忆特性保持在适当位置的LV/CS导线138B更不易于产生移动和电极位移，所以使用从RV导线138A上的电极(例如末端电极140)测量的电压响应获取的阻抗可以被用作参考。尽管RV阻抗或导电率以及LV/CS阻抗或导电率的测量一般不会在时间完全相同的瞬间被获得，RV以及LV/CS阻抗或导电率监测一般可以基本上同时地并行实施，并且可以被相似地进行信号处理，例如衰减心脏收缩和呼吸分量。RV以及LV/CS的近DC或DC的胸阻抗或导电率测量可以在例如从横卧至直立的检测到姿态变化之前和之后被评估。在差别的响应方法中，在312处，RV与LV/CS改变之间的差异可以与规定的阈值比较，并且如果该差别超过规定的阈值，那么在314处，可以声明发生了电极位移，否则，可以声明未发生电极位移。

更一般地，比较阻抗或导电率响应的所述差异(例如在RV与LV/CS之间)与阈值的差别响应方法可以被视为确定来自不同的导线(例如来自RV和LV/CS)的响应之间的相关性的特定示例。响应的较大差异可以被视为响应之间的不相关性的一种形式。

此外，使用来自两个不同导线的响应之间的差别响应或相关性指示的上述概念和技术可以扩展到多于两个导线，例如通过在多个导线之间成对地进行差异或相关性确定，如本文将进一步说明的那样。

另外，使用来自两个不同导线的响应之间的差别响应或相关性指示的上述概念和技术可以扩展到使用来自相同的血管内导线的不同电极的响应之间的差别响应或相关性指示。在一个示例中，可以从一个或多个电极构成的不同电极组获取多个响应信号，所述不同组的电极沿血管内导线的长度方向彼此纵向地移位，例如使用包括电极160A、160B、160C和160D的LV/CS导线138B。作为一个说明性的示例，差别响应可以使用如下方法获取：(1)用于两极胸阻抗或导电率响应感测的最近端的一对电极160D、160C，可以与(2)使用用于两极胸阻抗或导电率响应感测的更远端的一对电极160B、160A建立的参考信号比较。可以使用相同的血管内导线上的一个或多个电极的其它排列，或所述其它排列可包括不同导线上的或在可植入装置102的外壳或顶盖处的一个或多个电极。

图4图示了使用可以从导线138A-138C中获得的表示流体状态的多个胸内阻抗之间的成对相关性的示例400。在图4中，RV导线138A的导线阻抗向量可以由RVz表示，LV/CS导线138B的导线阻抗向量可以由LVz表示，RA导线138C的导线阻抗向量可以由RAz表示。处理器或控制器电路116可包括或实现评估电路，该评估电路可以在跨过至少一个姿态转变(例如从横卧至直立)的时间周期内比较基于138A、138B和138C导线的向量RVz、LVz和LAz之间的成对相关性，然而，姿态传感器125不需要用于图4示出的示例中，例如如下所述。

当(1)LVz与RVz导线的阻抗响应之间的相关系数为负；(2)RVz与RAz导线的阻抗响应之间的相关系数为负；以及(3)RAz与LVz导线的阻抗响应之间的相关系数为正时，处理器或控制器电路116可以声明RV导线138A发生移动。

当(1)LVz与RVz导线的阻抗响应之间的相关系数为负；(2)LVz与RAz导线的阻抗响应之间的相关系数为负；以及(3)RAz与RVz导线的阻抗响应之间的相关系数为正时，处理器或控制器电路116可以声明LV导线138B发生移动。

当(1)RVz与RAz导线的阻抗响应之间的相关系数为负；(2)LVz与RAz导线的阻抗响应之间的相关系数为负；以及(3)LVz与RVz导线的阻抗响应之间的相关系数为正时，处理器或控制器电路116可以声明RA导线138C发生移动。

可以使用例如如上关于图3所述的、在姿态转变(例如从横卧至直立)之前和之后的特定时间内可以确定的相关性来计算图4中示出的技术。这可以提供良好的特征性，例如在可植入装置102包括姿态传感器的情况下，例如在生理传感器115中。然而，应注意的是，不需要姿态传感器来实施图4中示出的技术。即使在没有特定的姿态改变专门被姿态传感器检测到的情况下，只要经过跨过至少一个姿态转变(例如从横卧至直立)的时间段的足够长的时间周期中监测导线阻抗，就可以计算该相关性，并且可以从该相关性生成电极位移的指示，虽然与当姿态传感器可用并且用于在姿态改变之前和之后的特定时间内选择导线阻抗相比具有更少的特征性。

图5图示了使用从各自的导线138A-138C和指示姿态的姿态位置向量信号P(R)中接收的胸内阻抗之间的相关性的示例500，该姿态位置向量信号P(R)例如可以包括来自被包括在生理传感器115中的姿态传感器的被处理器或控制器电路116接收的信息。姿态位置向量信号P(R)可表示在特定的姿态改变未引起电极位移发生的情况下的期望的阻抗响应——例如，在未发生电极位移(例如LV/CS电极拉回)的情况下，从横卧至直立的姿态改变会被期望随着流体从胸转移到下肢而产生胸阻抗的增加，如上所述，电极位移可导致从横卧至直立的姿态位置转变时胸阻抗急剧减小。以此方式，姿态位置向量信号可使期望的胸阻抗或导电率响应与特定的状态改变形成映射。

处理器或控制器电路116可以声明：当(1)当LVz阻抗响应与姿态位置向量P(R)之间的相关系数为负时，LV导线138B的电极发生位移；(2)当RAz阻抗响应与姿态位置向量P(R)之间的相关系数为负时，RA导线138C的电极发生位移；和/或(3)当RAz阻抗响应与姿态位置向量P(R)之间的相关系数为负时，RV导线138A的电极发生位移。

图6示出了可被用来在分别表示姿态转变之前和之后的周期的第一时间周期和第二时间周期之间计算姿态与电响应信号(例如DC或近DC胸阻抗或导电率)之间的函数关系的技术的示例。该函数关系可被用来计算在第一时间周期和第二时间周期之间主体内的电极位移的指示。在该示例中不需要姿态传感器，但是姿态传感器可被用来增强特征性。在图6中，处理器或控制器电路116的输入装置可接收胸阻抗或导电率信号(例如在心脏收缩和呼吸分量的衰减之后)的DC或近DC流体状态分量。处理器或控制器电路116可包括数字滤波器，例如低通滤波器602。低通滤波器602可包括带通/阻带带截止频率，该带通/阻带带截止频率可以被选择以辨别(1)姿态转变导致的胸阻抗响应，与(2)由于与姿态转变相关的电极位移导致的胸阻抗响应。

例如，从横卧至直立的姿态转变将导致远离胸朝向下肢的流体转变，其将增加胸阻抗，但是远离胸的这样的体内流体转变的时间响应将明显比由任何LV/CS导线拉回导致的胸阻抗的减少的时间响应慢。通过选择可以使前者通过但拒绝后者(或反之亦然)的带截止频率，可以实现这两个效果的辨别，例如通过使来自低通滤波器602的低通滤波信号的输出和未滤波信号(绕过低通滤波器602)传输进相关电路604的各个第一和第二输入装置，该相关电路604可以在所述两个输入装置处计算各个信号之间的相关性。当正相关存在时，然后处理器或控制器电路116可以声明未发生电极位移。当负相关存在时，然后处理器或控制器电路可以声明发生电极位移。

在这个示例中，只要主体确实作出至少一个或多个姿态的改变，就不需要明确的姿态传感器信号输入来确定电极位移是否已经发生。然而，如果姿态传感器125在可植入装置102中是可用的，那么可以使用产生的姿态信息，例如用于增强特征性，例如通过将所考虑的DC或近DC的胸阻抗或导电率数据限制在由姿态传感器125所检测的姿态转变之前的特定的时间段内、在由姿态传感器125所检测的姿态转变之后的特定的时间段内、或在由姿态传感器125所检测的姿态转变之前和之后的特定时间段内获取的DC或近DC的胸阻抗或导电率数据。

图7示出可被用来计算在分别表示姿态转变之前和之后的周期的第一时间周期和第二时间周期之间的姿态与电响应信号(例如DC或近DC胸阻抗或导电率)之间的函数关系的系统响应传递函数技术的示例。该函数关系可被用来计算在第一时间周期和第二时间周期之间主体内的电极位移的指示。

在图7中，处理器或控制器电路116的输入装置可接收：(1)例如来自生理传感器115的胸阻抗或导电率信号(例如在心脏收缩和呼吸分量被衰减之后)的DC或近DC流体状态分量；和(2)例如来自姿态传感器125的姿态转变指示。

处理器或控制器电路116可包括H(Z，P)传递函数计算模块702，其可以构造为计算系统响应传递函数，例如在姿态(P)的特定改变与产生的胸阻抗或导电率信号(Z)的DC或近DC流体状态分量之间的系统响应传递函数。在一个示例中，H(Z，P)传递函数计算模块702可被构造为计算频域传递函数，例如通过给时域H(Z，P)传递函数施加快速傅里叶变换(FFT)。

处理器或控制器电路116可包括或被连接至存储电路，该存储电路可包括一个或多个特定的H(Z，P)系统响应传递函数模板库，H(Z，P)系统响应传递函数可以与该一个或多个特定的H(Z，P)系统响应传递函数模板比较，例如在时域中、在频域中、或在时域和频域中。可以使用相关电路706实施该比较。产生的相关信息可被用来确定例如如上所述的由病人的姿态转变导致的电极位移是否已经发生。

H(Z，P)系统响应函数可以被例如由病人的姿态转变导致的电极位移是否已经发生所影响。例如，对于横卧至直立的姿态转变，在未发生电极位移时，胸阻抗的指示DC或近DC流体状态的分量一般将随着流体远离胸朝向下肢转移而增加。然而，该增加可能被主体的血管张力(例如血管舒张或血管收缩)的补偿改变所限制、抵消或以另外的方式被影响。相反，如果电极位移发生，例如对于基于从横卧至直立的姿态转变的LV/CS电极的拉回，那么胸阻抗的指示DC或近DC流体状态的分量可能急剧地减少——比由于体内流体转变或由于血管舒张或血管收缩导致的任何DC或近DC阻抗改变更急剧。

H(Z，P)系统响应可以被处理器或控制器电路116分析，例如在时域中或在频域中。在姿态转变引起的电极位移(其将包括陡峭的、减少阻抗的系统响应)与体内流体转变(其将包括更慢的、增加的阻抗系统响应)之间的H(Z，P)系统响应传递函数的时间响应或频率响应的差异可被用来区别这两种情况，例如通过使用相关电路706来使所述响应与代表所述两种情况的至少一种情况的至少一个模板相关联。

与指示电极位移的窄带宽的H(Z，P)系统响应模板的正相关可被用来声明发生电极位移。与指示电极位移的窄带宽的H(Z，P)系统响应模板的负相关可被用来声明未发生电极位移。

与指示体内流体转移的较宽带宽的H(Z，P)系统响应模板的正相关可被用来声明未发生电极位移。与指示体内流体转移的较宽带宽的H(Z，P)系统响应模板的负相关可被用来声明发生电极位移。

与窄带宽和较宽带宽的H(Z，P)系统响应模板中的每一个的相关性可被用来进一步增强电极位移确定的特征性。例如，当与窄带宽的H(Z，P)系统响应模板存在正相关并且与较宽带宽的H(Z，P)系统响应模板存在负相关时，可声明发生电极位移，并且当与较宽带宽的H(Z，P)系统响应模板存在正相关并且与窄带宽的H(Z，P)系统响应模板存在负相关时，可声明未发生电极位移。

各种说明&示例

示例1可包括或使用主题(例如用于执行动作的设备、方法、装置，或包括指令的装置可读取介质，当所述指令被装置执行时，可导致装置执行动作)，例如可包括或使用一种设备，该设备包括：处理器电路，该处理器电路包括：输入装置，该输入装置被配置为接收响应于被传输的子捕获电测试刺激从主体中获取的胸内电响应信号，在第一时间周期和第二时间周期期间传输所述测试刺激并且获取所述响应信号，在各自的所述第一时间周期和第二时间周期期间，所述主体处于不同的第一姿态位置和第二姿态位置中；以及评估电路，所述评估电路操作地连接至所述输入装置，所述评估电路被配置为处理与所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述响应信号的变化有关的信息，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间所述主体内的电极位移的指示；以及输出，所述输出被配置为将所述电极位移的指示提供给用户或自动化过程。

示例2可包括或使用，或可以可选地与示例1的主题组合，以可选地包括或使用处理器电路的输入装置，所述处理器电路的所述输入装置被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的指示姿态的信号；其中所述处理器被配置为：当病人在所述第一时间周期和第二时间周期之间从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内胸阻抗的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例3可包括或使用或可以可选地与示例1或2的主题组合，以可选地包括或使用可植入医学装置，该可植入医学装置被配置为可皮下地植入所述主体内，并且其中所述可植入医学装置包括：所述处理器电路；姿态检测器电路，所述姿态检测器电路操作地连接至所述处理器电路，所述姿态检测器电路被配置为提供与所述主体的姿态位置相关的姿态指示信号；胸阻抗检测电路，所述胸阻抗检测电路被配置为操作地连接至左心室冠状窦(LV/CS)导线电极，以使用所述左心室冠状窦导线电极获取胸阻抗信号；以及胸液检测滤波电路，所述胸液检测滤波电路操作地连接至胸阻抗测量电路和处理器电路，所述胸液检测滤波电路被配置为衰减所述胸阻抗的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取所述主体的基于DC或近DC胸阻抗的胸液状态指示；以及其中所述处理器电路的所述输入装置被配置为接收所述姿态指示信号，并且其中所述处理器电路被配置为：当从所述姿态检测器电路中接收的所述姿态指示信号表明在所述第一时间周期和第二时间周期之间病人从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内所述主体的基于DC或近DC胸阻抗的胸液状态指示的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例4可包括或使用或可以可选地与示例1至3任一项的主题组合，以可选地包括或使用胸内电响应信号，该胸内电响应信号包括：第一胸内电响应信号，使用位于第一血管内导线上的电极获取该第一胸内电响应信号；以及第二胸内电响应信号，使用位于分开的第二血管内导线上的电极获取该第二胸内电响应信号；其中所述评估电路被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期之间检测第一响应信号的改变，并且在所述第一时间周期和第二时间周期之间检测第二响应信号的改变，并且评估所述第一响应信号的改变与所述第二响应信号的改变之间的比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

示例5可包括或使用或可以可选地与示例1至4任一项的主题组合，以可选地包括或使用胸内电响应信号，所述胸内电响应信号包括使用位于第三血管内导线上的电极获取的第三胸内电响应信号，所述第三血管内导线与所述第一血管和第二血管内导线分开；其中所述评估电路被配置为在检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间第三响应信号的改变，并且评估所述第一响应信号的改变、所述第二响应信号的改变和所述第三响应信号的改变的两两比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示，其中所述电极位移的指示是导线特定的。

示例6可包括或使用或可以可选地与示例1至5任一项的主题组合，以可选地包括或使用处理器电路的输入装置，所述处理器电路的输入装置被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的姿态指示信号；并且所述评估电路被配置为响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号和所述响应信号声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例7可包括或使用或可以可选地与示例1至6任一项的主题组合，以可选地包括或使用处理器电路的输入装置，所述处理器电路的输入装置被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的姿态指示信号；并且所述处理器被配置为响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号与所述响应信号之间的相关性声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例8可包括或使用或可以可选地与示例1至7任一项的主题组合，以可选地包括或使用评估电路，所述评估电路被配置为计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的姿态和电响应信号之间的函数关系，并且评估该函数关系以计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

示例9可包括或使用或可以可选地与示例1至8任一项的主题组合，以可选地包括或使用姿态检测器电路，该姿态检测器电路操作地连接至处理器电路，所述姿态检测器电路被配置为提供与所述主体的姿态位置相关的姿态指示信号；胸导电率检测电路，该胸导电率检测电路被配置为操作地连接至电极并且提供胸导电率信号；以及胸液检测滤波电路，该胸液检测滤波电路操作地连接至所述胸导电率检测电路，所述胸液检测滤波电路被配置为衰减所述胸阻抗信号的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取指示所述主体的胸液状态的DC或近DC的胸导电率信号；以及其中所述处理器电路被配置为使用所述姿态指示信号和所述胸导电率信号，用于响应于所述主体的姿态位置的改变评估所述胸导电率信号以计算所述主体内的电极位移的指示。

示例10可包括或使用或可以可选地与示例1至9任一项的主题组合，以可选地包括或使用频率选择滤波电路，该频率选择滤波电路操作地连接至所述胸液检测电路，以接收基于DC或近DC胸导电率的导电率信号，所述滤波电路包括滤波器截止频率，该滤波器截止频率被配置为区别姿态引起的电极位移和姿态引起的胸液改变。

示例11可包括或使用或可以可选地与示例1至10任一项的主题组合，以可选地包括或使用相关电路，该相关电路包括第一相关电路输入装置和第二相关电路输入装置，该第一相关电路输入装置操作地连接至所述胸液检测电路，以接收基于DC或近DC胸导电率的导电率信号，该第二相关电路输入装置操作地连接至所述频率选择电路的输出，并且被配置为计算在所述第一和第二相关电路输入装置处的信号之间的相关性以计算所述主体内的电极位移的指示。

示例12可包括或使用或可以可选地与示例1至11任一项的主题组合，以可选地包括或使用响应信号，所述响应信号从双极性电极中获取。

示例13可包括或使用或可以可选地与示例1至12任一项的主题组合，以可选地包括或使用响应信号，所述响应信号包括从不同组的电极中获取的多个响应信号，所述不同组的电极沿血管内导线的长度方向彼此纵向偏移。

示例14可包括或使用(或可以可选地与示例1至14任一项的主题组合以可选地包括或使用)主题(例如用于执行动作的装置、方法、设备，或包括指令的装置可读取介质，当所述指令被装置执行时，可导致装置执行动作)，例如可包括或使用一种有形的、非暂时性的装置可读取介质，该有形的、非暂时性的装置可读取介质包括指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：响应于被传输的子捕获电测试刺激，接收从主体获取的胸内电响应信号，在第一时间周期和第二时间周期期间传输所述测试刺激并且获取所述响应信号，在各自的第一时间周期和第二时间周期期间，所述主体处于不同的第一姿态位置和第二姿态位置中；并且处理与所述第一时间周期和第二时间周期之间的响应信号的改变有关的信息，以计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示；并且将电极位移的指示提供给用户或自动化过程。

示例15可包括或使用或可以可选地与示例1至14任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从所述主体获取的姿态指示信号；并且当病人在所述第一时间周期和第二时间周期之间从横卧姿态位置转变至直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内胸阻抗的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例16可包括或使用或可以可选地与示例1至15任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：接收使用左心室/冠状窦(LV/CS)导线电极获取的胸阻抗信号；并且衰减所述胸阻抗信号的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取所述主体的基于DC或近DC胸阻抗的胸液状态指示；并且当从所述姿态检测器电路中接收的所述姿态指示信号表明在所述第一时间周期和第二时间周期之间病人从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内所述主体的基于DC或近DC胸阻抗的胸液状态指示的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例17可包括或使用或可以可选地与示例1至16任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：接收胸内电响应信号，包括接收：第一胸内电响应信号，使用位于第一血管内导线上的电极获取该第一胸内电响应信号；以及第二胸内电响应信号，使用位于分开的第二血管内导线上的电极获取该第二胸内电响应信号；检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间的第一响应信号的改变；检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间的第二响应信号的改变；并且评估所述第一响应信号的改变与所述第二响应信号的改变之间的比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

示例18可包括或使用或可以可选地与示例1至17任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：所述接收胸内电响应信号的步骤包括接收使用位于第三血管内导线上的电极获取的第三胸内电响应信号，所述第三血管内导线与所述第一血管和第二血管内导线分开；检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间第三响应信号的改变；并且评估所述第一响应信号的改变、所述第二响应信号的改变和所述第三响应信号的改变的两两比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示，其中所述电极位移的指示是导线特定的。

示例19可包括或使用或可以可选地与示例1至18任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的姿态指示信号；并且响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号和所述响应信号，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例20可包括或使用或可以可选地与示例1至19任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号与所述响应信号之间的计算出的相关性，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

示例21可包括或使用或可以可选地与示例1至20任一项的主题组合，以可选地包括或使用指令，当该指令被所述装置执行时导致所述装置执行下面的步骤：计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的姿态和电响应信号之间的函数关系；并且评估该函数关系以计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

示例22可包括或使用(或可以可选地与示例1至20任一项的主题组合以可选地包括或使用)主题(例如用于执行动作的设备、方法、装置，或包括指令的装置可读取介质，当所述指令被装置执行时，可导致装置执行动作)，例如可包括或使用：响应于被传输的子捕获电测试刺激，接收使用左心室/冠状窦(LV/CS)导线电极从主体获取的胸内电响应信号，在第一时间周期和第二时间周期期间传输所述测试刺激并且获取所述响应信号，在各自的第一时间周期和第二时间周期期间，所述主体处于不同的第一姿态位置和第二姿态位置中；衰减所述响应信号的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取所述主体的基于DC或近DC胸导电率的胸液状态指示；在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收来自所述主体的姿态指示信号；当所述姿态指示信号表明在所述第一时间周期和第二时间周期之间病人从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内所述主体的基于DC或近DC胸阻抗的胸液状态指示的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

这些非限制性的示例中的每一个都可以独立存在，或可以以各种排列或组合方式与一个或多个其它示例组合。

上述详细的描述包括对附图的引用，该附图形成该详细的描述的一部分。附图通过图示示出本发明可在其中实施的特定的实施例。这些实施例在本文中也被称为“示例”。这样的示例可包括除所述示出的或描述的元件之外的元件。然而，本发明的发明人还构思了仅所述示出或描述的元件被提供的示例。此外，本发明的发明人还参照特定的示例(或其一个或多个方面)或参照本文示出或描述的其它示例(或其一个或多个方面)使用所述示出或描述的元件(或其一个或多个方面)的任意组合或排列构思了示例。

在本文与通过引用并入本文的任何文件之间存在不一致用法的情况下，以本文的用法为主。

在本文中，使用了词语“一个”，如同专利文件中的普遍情况，其包括一个或多于一个，独立于“至少一个”或“一个或多个”的任何其它的例子或用法。在本文件中，词语“或”被用来指代非排除性的或，使得“A或B”包括“A非B”、“B非A”和“A和B”，除非另有说明。在本文件中，词语“包括(including)”和“其中(in which)”被用作相应的词语“包括(comprising)”和“其中(wherein)”的通俗用法等同物。此外，在权利要求中，词语“包括(including)”和“包括(comprising)”为开放式的，即，包括除列在权利要求所述词语之后的那些元件之外的元件的系统、装置、物品、组分、配方或过程仍被视为落在所述权利要求的范围之内。此外，在下面的权利要求中，词语“第一”、“第二”和“第三”等仅被用作标记，并不意图在其对象上强加数字条件。

本文中所述的方法示例可至少部分地被机器或计算机实施。一些示例可包括编码有指令的计算机可读取介质或装置可读取介质或装置可读取存储装置，该指令可被操作以配置电子装置执行上述示例中所述的方法。所述方法的实施方式可包括代码，例如微代码、汇编语言代码或高级语言代码等。这样的代码可包括用于执行各种方法的计算机可读取指令。所述代码可形成计算机程序产品的各个部分。此外，在一个示例中，所述代码可有形地存在在一个或多个易失的非暂时性的或非易失的有形的装置可读取介质或装置可读取存储装置上，例如在执行期间或在其它时间。所述有形的装置可读取介质或装置可读取存储装置的示例可包括，但不限于，硬盘，可擦洗磁盘，可擦洗光盘(例如高密度盘和数字视频盘)，磁带，存储卡或棒，随机存取存储器(RAMs)，只读存储器(ROMs)等。

上述描述旨为示意性的，而不是限制性的。例如，上述的示例(或其一个或多个方面)可以互相组合使用。可以使用其它示例，例如本领域技术人员在阅读上述描述之后。依照37 C.F.R.§1.72(b)的规定提供摘要，以使得读者可以快速地确定技术公开的本质。应理解的是，其将不会用来解释或限制权利要求的范围或意思。此外，在上述详细的说明中，各种特征可以被组合在一起以构成本公开。这不应解释为意图使未要求保护的公开的特征对任何权利要求是必要的。而是，发明主题可以比特定的所公开的实施例的全部特征更少的特征实现。因此，权利要求以此方式作为示例或实施例被并入详细的说明中，其中每一个权利要求可以作为单独的实施例独立存在，并且其应该被理解为这样的实施例可以以各种组合或排列方式互相组合。本发明的范围应该参照附属的权利要求连同所述权利要求的所拥有的等同物的全部范围而确定。

Claims (19)

1.一种用于电极位移检测的设备，包括：

处理器电路，该处理器电路包括：

输入装置，该输入装置被配置为接收响应于被传输的子捕获电测试刺激从主体中获取的胸内电响应信号，在第一时间周期和第二时间周期期间传输所述测试刺激并且获取所述响应信号，在各自的所述第一时间周期和第二时间周期期间，所述主体处于不同的第一姿态位置和第二姿态位置中；以及

评估电路，所述评估电路操作地连接至所述输入装置，所述评估电路被配置为处理与所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述响应信号的变化有关的信息，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间所述主体内的电极位移的指示；以及

输出装置，所述输出装置被配置为将所述电极位移的指示提供给用户或自动化过程，

其中，所述处理器电路的所述输入装置被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的指示姿态的信号；其中所述处理器电路被配置为：当病人在所述第一时间周期和第二时间周期之间从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内胸阻抗的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

2.根据权利要求1所述的设备，其中所述设备包括可植入医学装置，该可植入医学装置被配置为可皮下地植入所述主体内，并且其中所述可植入医学装置包括：

所述处理器电路；

姿态检测器电路，所述姿态检测器电路操作地连接至所述处理器电路，所述姿态检测器电路被配置为提供与所述主体的姿态位置相关的姿态指示信号；

胸阻抗检测电路，所述胸阻抗检测电路被配置为操作地连接至左心室冠状窦(LV/CS)导线电极，以使用所述左心室冠状窦导线电极获取胸阻抗信号；以及

胸液检测滤波电路，所述胸液检测滤波电路操作地连接至胸阻抗测量电路和处理器电路，所述胸液检测滤波电路被配置为衰减所述胸阻抗的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取所述主体的基于直流胸阻抗的胸液状态指示；并且

其中所述处理器电路的所述输入装置被配置为接收所述姿态指示信号，并且其中所述处理器电路被配置为：当从所述姿态检测器电路中接收的所述姿态指示信号表明在所述第一时间周期和第二时间周期之间病人从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内所述主体的基于直流胸阻抗的胸液状态指示的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

3.根据权利要求1至2中的任一项所述的设备，其中胸内电响应信号还包括：

第一胸内电响应信号，使用位于第一血管内导线上的电极获取该第一胸内电响应信号；以及

第二胸内电响应信号，使用位于分开的第二血管内导线上的电极获取该第二胸内电响应信号；

其中所述评估电路被配置为检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间第一响应信号的改变，并且检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间第二响应信号的改变，并且评估所述第一响应信号的改变与所述第二响应信号的改变之间的比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

4.根据权利要求3所述的设备，其中所述胸内电响应信号包括使用位于第三血管内导线上的电极获取的第三胸内电响应信号，所述第三血管内导线与所述第一血管和第二血管内导线分开；

其中所述评估电路被配置为检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间第三响应信号的改变，并且评估所述第一响应信号的改变、所述第二响应信号的改变和所述第三响应信号的改变的两两比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示，其中所述电极位移的指示是导线特定的。

5.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述处理器电路的输入装置被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的姿态指示信号；并且

所述评估电路被配置为响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号和所述响应信号声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

6.根据权利要求5所述的设备，其中：

所述处理器电路的输入装置被配置为在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的姿态指示信号；并且

所述处理器电路被配置为响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号与所述响应信号之间的相关性声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

7.根据权利要求1所述的设备，其中所述评估电路被配置为计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的姿态和电响应信号之间的函数关系，并且评估该函数关系以计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

8.根据权利要求1所述的设备，包括：

姿态检测器电路，该姿态检测器电路操作地连接至处理器电路，所述姿态检测器电路被配置为提供与所述主体的姿态位置相关的姿态指示信号；

胸导电率检测电路，该胸导电率检测电路被配置为操作地连接至电极并且提供胸导电率信号；以及

胸液检测滤波电路，该胸液检测滤波电路操作地连接至所述胸导电率检测电路，所述胸液检测滤波电路被配置为衰减胸阻抗信号的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取指示所述主体的胸液状态的直流的胸导电率信号；以及

其中所述处理器电路被配置为使用所述姿态指示信号和所述胸导电率信号，用于响应于所述主体的姿态位置的改变评估所述胸导电率信号以计算所述主体内的电极位移的指示。

9.根据权利要求8所述的设备，还包括：

频率选择滤波电路，该频率选择滤波电路操作地连接至所述胸液检测滤波电路，以接收基于直流胸导电率的导电率信号，所述频率选择滤波电路包括滤波器截止频率，该滤波器截止频率被配置为区别姿态引起的电极位移和姿态引起的胸液改变。

10.根据权利要求9所述的设备，还包括：

相关电路，该相关电路包括第一相关电路输入装置和第二相关电路输入装置，该第一相关电路输入装置操作地连接至所述胸液检测滤波电路，以接收基于直流胸导电率的导电率信号，该第二相关电路输入装置操作地连接至所述频率选择滤波电路的输出，并且被配置为计算在所述第一相关电路输入装置和第二相关电路输入装置处的信号之间的相关性以计算所述主体内的电极位移的指示。

11.根据权利要求1所述的设备，其中所述响应信号从双极性电极中获取。

12.根据权利要求1所述的设备，其中所述响应信号包括从不同组的电极中获取的多个响应信号，所述不同组的电极沿血管内导线的长度彼此纵向偏移。

13.一种用于电极位移检测的方法，包括：

响应于被传输的子捕获电测试刺激，接收从主体获取的胸内电响应信号，在第一时间周期和第二时间周期期间传输所述测试刺激并且获取所述响应信号，在各自的第一时间周期和第二时间周期期间，所述主体处于不同的第一姿态位置和第二姿态位置中；和

在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从所述主体获取的姿态指示信号；和

处理与所述第一时间周期和第二时间周期之间的响应信号的改变有关的信息，以计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示；和

当病人在所述第一时间周期和第二时间周期之间从横卧姿态位置转变至直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内胸阻抗的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移；和

将电极位移的指示提供给用户或自动化过程。

14.根据权利要求13所述的方法，还包括：

接收使用左心室/冠状窦(LV/CS)导线电极获取的胸阻抗信号；和

衰减所述胸阻抗信号的心脏收缩分量和呼吸分量，以获取所述主体的基于直流胸阻抗的胸液状态指示；和

当从姿态检测器电路中接收的所述姿态指示信号表明在所述第一时间周期和第二时间周期之间病人从横卧姿态位置转变为直立姿态位置时，响应于在特定的时间周期内所述主体的基于直流胸阻抗的胸液状态指示的减少超过特定的阈值，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，

接收胸内电响应信号，包括接收：

第一胸内电响应信号，使用位于第一血管内导线上的电极获取该第一胸内电响应信号；以及

第二胸内电响应信号，使用位于分开的第二血管内导线上的电极获取该第二胸内电响应信号；

检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间的第一响应信号的改变；

检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间的第二响应信号的改变；和

评估所述第一响应信号的改变与所述第二响应信号的改变之间的比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。

16.根据权利要求15所述的方法，其中，

所述接收胸内电响应信号的步骤包括：接收使用位于第三血管内导线上的电极获取的第三胸内电响应信号，所述第三血管内导线与所述第一血管和第二血管内导线分开；

在检测在所述第一时间周期和第二时间周期之间第三响应信号的改变；和

评估所述第一响应信号的改变、所述第二响应信号的改变和所述第三响应信号的改变的两两比较值，以计算在所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示，其中所述电极位移的指示是导线特定的。

17.根据权利要求13所述的方法，还包括：

在所述第一时间周期和第二时间周期期间接收从主体获取的姿态指示信号；和

响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号和所述响应信号，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

18.根据权利要求17所述的方法，还包括：

响应于所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述姿态指示信号与所述响应信号之间的计算出的相关性，声明在所述第一时间周期和第二时间周期之间电极发生位移。

19.根据权利要求13所述的方法，还包括：

计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的姿态和电响应信号之间的函数关系；和

评估该函数关系以计算所述第一时间周期和第二时间周期之间的所述主体内的电极位移的指示。