CN106659888B - 用于使用电描记图来识别绝缘破坏的医疗系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种能够感测心脏信号并递送心脏电刺激治疗的可植入医疗设备被启用以检测医疗电引线的短路。经由生理传感器来感测与患者的运动相关的生理信号。如果基于该生理信号满足了引线监测条件，则获取并分析心脏信号以便检测异常。响应于检测到该异常而检测该医疗电引线的该短路。

Description

用于使用电描记图来识别绝缘破坏的医疗系统和方法

技术领域

本公开总体上涉及被配置成用于递送电治疗的医疗设备。具体地，本公开涉及用于使用电描记图来检测医疗电引线绝缘破坏的设备和方法。

背景技术

用于递送治疗、监测患者的生理状况或其组合的各种可植入医疗设备(IMD)已经在临床上植入或者被提议用于临床植入患者体内。一些IMD可以采用承载刺激电极、感测电极、和/或其他传感器的一条或多条细长的电引线。IMD可以向如心脏、脑、胃、脊髓、骨盆底等各种器官、神经、肌肉或组织递送治疗或者监测其状况。可植入医疗引线可以被配置成用于允许将电极或其他传感器定位在所期望的位置处，以便递送电刺激或感测生理状况。例如，电极或传感器可以被承载在引线的远端部分处。引线的近端部分可以耦合至可植入医疗设备壳体，该可植入医疗设备壳体可以包含如信号生成电路和/或感测电路等电路。

如心脏起搏器或可植入复律除颤器(ICD)等一些IMD经由一条或多条可植入引线所承载的电极来将治疗电刺激提供至或者监测患者的心脏。引线可以是经静脉的，即，穿过一条或多条静脉植入到心脏中。其他引线可以是植入在心脏或血管之外的非经静脉的引线。在每种情况下，由IMD提供的电刺激可以包括如起搏脉冲、复律电击、或除颤电击等用于解决如心动过缓、心动过速或纤颤等异常心律的信号。

ICD通常具有响应于监测到心律和检测到治疗需要而递送低压治疗和高压治疗两者的能力。低压治疗可以包括心动过缓起搏、心脏再同步治疗(CRT)、以及抗心动过速起搏(ATP)。通常使用低压起搏电极(例如，递送5伏特或振幅更小的脉冲的尖端电极或环形电极)来递送低压治疗。

响应于检测到室性心动过速或心室纤颤而递送如复律电击或除颤电击等高压治疗。通常使用高压线圈电极和ICD的外壳(通常被称为“金属壳电极”或“外壳电极”)来递送高压治疗。高压电极通常具有比低压电极更大的表面面积并且递送高能量电击脉冲(对于承载心内除颤电极的经静脉的引线系统，通常在至少10焦耳和高达35焦耳的范围内；对于承载心外除颤电极的皮下引线系统，在至少65焦耳和高达80焦耳的范围内)。

耦合至ICD的单条引线可以承载多个电极，这些电极可以包括高压电极和低压电极中的任一者或两者。每一个电极都被耦合至延伸穿过细长引线体的电绝缘导体，以便促进每一个治疗递送电极与ICD内的脉冲生成电路的电连接。

发明内容

总体上，本公开涉及用于检测可植入医疗电引线的短路状况的技术。根据这些技术来进行操作的ICD执行心脏电信号分析，以便对响应于生理信号确定引线监测条件被满足做出响应而检测短路事件。

在一个示例中，本公开提供了一种可植入医疗设备(IMD)系统，该可植入医疗设备系统包括生理传感器、至少一条医疗电引线、以及被适配成耦合至该至少一条医疗电引线和该生理传感器的可植入医疗设备。生理传感器产生与患者的运动相关的生理信号。医疗电引线包括由医疗电引线承载的多个电极、以及多个电导体。该多个电导体中的每一个电导体被电连接至该多个电极中的对应电极。可植入医疗设备包括感测模块和控制器。当至少一条医疗电引线被耦合至可植入医疗设备时，感测模块被电耦合至该多个电导体。感测模块被配置成用于使用该多个电极中的至少一个电极来感测第一心脏信号。第一心脏信号包括伴随患者的心脏的去极化的第一多个心脏事件信号。IMD控制器被电耦合至感测模块和生理传感器，并且被配置成用于：响应于生理信号而判定引线监测条件是否被满足；在引线监测条件被满足时，获取第一心脏信号；对第一心脏信号进行分析，以便检测第一心脏信号的异常；以及响应于检测到异常而检测医疗电引线的短路。

在另一个示例中，本公开提供了一种方法，该方法包括：经由生理传感器来感测与患者的运动相关的生理信号；使用多个电极中的至少一个电极来感测第一心脏信号，第一心脏信号包括伴随患者的心脏的去极化的第一多个心脏事件信号；响应于生理信号而判定引线监测条件是否被满足；在引线监测条件被满足时，获取第一心脏信号；对第一心脏信号进行分析，以便检测第一心脏信号的异常；以及响应于检测到异常而检测医疗电引线的短路。

在另一个示例中，本公开提供了一种包括指令的计算机可读存储介质，这些指令当由IMD的控制器执行时使IMD进行以下各项：经由生理传感器来感测与患者的运动相关的生理信号；使用多个电极中的至少一个电极来感测第一心脏信号，第一心脏信号包括伴随患者的心脏的去极化的第一多个心脏事件信号；响应于生理信号而判定引线监测条件是否被满足；在引线监测条件被满足时，获取第一心脏信号；对第一心脏信号进行分析，以便检测第一心脏信号的异常；以及响应于检测到异常而检测医疗电引线的短路。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。本发明内容并不旨在提供对以下附图和说明内详细描述的装置和方法的独有或详尽解释。在以下附图和说明中阐述了一个或多个示例的进一步细节。

附图说明

图1是可植入医疗设备系统的示意性表示，该可植入医疗设备系统包括能够经由一条或多条可植入医疗引线来向心脏递送高压治疗和低压治疗的可植入医疗设备(IMD)。

图2是根据说明性实施例的图1中所示出的IMD的功能框图。

图3示出了心脏电描记图(EGM)记录，这些心脏电描记图记录展示了对应于短路状况的信号。

图4示出了远场EGM信号和差分EGM信号的记录，展示了根据一些实施例的一种用于检测短路(SC)噪声信号的技术。

图5是根据一个实施例的用于监测短路状况的方法的流程图。

图6是根据替代性实施例的用于检测和响应于SC状况的方法的流程图。

图7是图1中所示出的右心室引线的概念图。

图8是根据另一个示例的用于检测SC事件的方法的流程图。

图9是根据另一个示例的用于检测和响应于SC状况的方法的流程图。

图10是结合图9的流程图所描述的SC事件检测过程的概念图。

图11是用于检测呈间歇性的SC状况的方法的流程图。

图12是根据另一个示例的用于触发EGM信号分析以便进行SC事件检测的方法的流程图。

具体实施方式

总体上，本公开描述了用于检测IMD系统中的医疗电引线的短路状况的技术。当电极或其导体与IMD系统的另一个导体或电极进行电接触时，有时可能发生医疗电引线的短路状况。在递送如除颤电击等治疗期间发生的短路有可能阻止将充足能量递送至心脏，导致失败的治疗。由于心室纤颤是威胁生命的症状，所以需要对涉及高压电极或导体的潜在短路状况进行及时检测。可以定期执行引线阻抗测量，以便监测可能的短路状况、开路状况或其他引线状况。然而，因为短路状况可能是间歇性状况或偶发性状况，所以预定的引线阻抗测量可能并不总是检测短路状况。

根据本公开的ICD包括控制器，该控制器被配置成用于接收如心内电描记图(EGM)信号(经由心内电极)等心脏电信号、或者经由植入在心血管系统之外的电极来接收的心电图(ECG)信号。为了减小未检测到短路状况的可能性，控制器被配置成用于基于对心脏电信号的分析来检测短路状况。ICD获取心脏电信号并执行心脏电信号分析，以便对响应于生理信号确定引线监测条件被满足做出响应而检测短路事件。

在以下说明中，参照说明性实施例。应当理解的是，在不背离本公开的范围的情况下，可以利用其他实施例。如本文中所使用的，术语“模块”指专用集成电路(ASIC)、电子电路、执行一个或多个软件或固件程序的处理器(共享、专用或群组)和存储器、组合逻辑电路、或提供所描述的功能的其他适当部件。

图1是可植入医疗设备系统2的示意性表示，该可植入医疗设备系统包括能向心脏12递送高压治疗和低压治疗的可植入医疗设备(IMD)10。IMD 10经由引线14、16和18被耦合至心脏12。右心房引线14从IMD 10延伸到达右心房(RA)并且承载用于在RA中感测心脏电信号和递送起搏脉冲的远端电极20和22。此外，外壳电极26(也被称为金属壳电极)可以被形成作为IMD10的外壳的一部分或整个外表面，并且可以结合电极20和/或22而被用作有源电极以便在RA中递送起搏脉冲。

右心室引线16承载用于在RV中感测心脏电信号并递送起搏脉冲的尖端电极30和环形电极32。此外，RV引线16承载用于响应于从所感测到的心脏信号中检测到可电击快速心律失常而递送高压复律电击和除颤电击的高压线圈电极34和36(在本文中被称为RV线圈电极34和上腔静脉(SVC)线圈电极36)。此外，外壳电极或金属壳电极26可以与起搏/感测电极30和32一起使用，以便在电击治疗期间递送RV起搏脉冲或者结合线圈电极34和/或36而被用作有源电极。

冠状窦(CS)引线18被示出为经由RA和冠状窦延伸到心脏静脉50中，该冠状窦用于对用于感测心脏信号和沿着左心室递送起搏脉冲的电极40和42进行定位。此外，在一些示例中，CS引线18可以承载用于沿着左心房定位的用于沿着左心房腔室进行感测和刺激的电极。而且，CS引线18可以承载沿着左心室定位的附加电极，例如，四个电极。另外，外壳电极或金属壳电极26可以结合电极40和/或42而被用作用于将起搏脉冲递送至LV的电极。

所描绘的右心脏腔室和左心脏腔室中或附近的位置仅仅是说明性的。可以代替或组合图1中所描绘的引线或所示出的电极中的一者或多者而使用其他引线和起搏/感测电极和/或高压电极。引线和电极配置不限于如在图1中所示出的经静脉的引线和经静脉的电极或心内电极。在一些实施例中，IMD系统可以包括皮下电极(这些皮下电极可由在胸腔和胸骨之外皮下地从IMD 10延伸的静脉外引线承载)或者胸骨下电极(这些胸骨下电极可由具有在胸骨和/或胸腔之下(例如，沿着胸骨的后侧)延伸的远端的静脉外引线承载)。

IMD 10被示出为能够在三个或所有四个心脏腔室中进行感测和刺激的多腔室设备。应当理解的是，可以对IMD 10进行修改，以便作为单腔室设备(例如，具有仅被定在RV中的引线)或者双腔室设备(例如，具有被定位在RA中的引线和被定位在RV中的引线)而进行操作。通常，IMD 10可以被具体化为包括用于递送至少一个高压治疗的引线系统和电极系统的任何单、双或多腔室设备，并且可以被配置成用于递送高压电击脉冲和低压起搏脉冲两者。

图2是根据说明性实施例的图1中所示出的IMD 10的功能框图。IMD 10包括感测模块102、治疗递送模块104、遥测模块106、存储器108、以及控制单元112(在本文中也被称为“控制器”112)。

感测模块102被耦合至用于感测心脏电描记图(EGM)信号的电极20、22、30、32、34、36、40、42以及外壳电极26(所有电极在图1中示出)。感测模块102监测心脏电信号，以便从电极20、22、26、30、32、34、36、40和42中的所选电极中感测伴随心肌组织的去极化的信号(例如，P波和R波)，从而监测心脏12的电活动。感测模块102可以包括开关模块，该开关模块用于选择使用可用电极中的哪些电极来感测心脏电活动。开关模块可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合用于选择性地将电极耦合至感测模块102的任何其他类型的切换设备。在一些示例中，控制器112经由感测模块102内的开关模块来选择用于充当感测电极的电极或感测向量。

感测模块102可以包括多个感测信道(例如，心房感测信道和心室感测信道)，该多个感测信道中的每一个感测信道可以选择性地耦合至电极20、22、26、30、32、34、36、40和42的对应组合，以便检测心脏12的特定腔室的电活动。每一个感测信道可以包括放大器，该放大器响应于在心脏12的对应腔室中感测到伴随心脏去极化的心脏信号而向控制器112输出指示。以此方式，控制器112可以接收对应于R波和P波在心脏12的各种腔室中的发生的感测事件信号。感测模块102可以进一步包括用于向控制器112提供数字化EGM信号的数字信号处理电路，在一些实施例中，这些数字化EGM信号可以用于确定EGM信号特征或者用于进行信号形态分析。为此，感测模块102可以例如使用模数转换器(ADC)或其他电路来将心脏信号数字化为定义顺序样本点的多位数字信号。

另外地或可替代地，不同感测信道可以被耦合至各种电极组合，以便提供近场(NF)感测向量和远场(FF)感测向量。如在本文中所使用的，FF信号是使用包括不位于同一心脏腔室中的电极的电极对所获得的信号。例如，至少一个电极位于正在对其感测事件的心脏腔室之外，或者在不同心脏腔室中或甚至在心脏之外。NF信号是使用感测电极对所获得的信号，该感测电极对都位于正在对其感测事件的同一心脏腔室中。例如，可以在用于感测心室R波的RV尖端电极30与RV环形电极32之间感测NF感测向量。可以在位于心室之外用于感测心室R波的RV线圈电极34与SVC线圈电极36之间感测FF感测向量。

感测模块102和控制器112被配置成用于监测患者的心律，以便确定治疗递送需要和对治疗递送进行定时。响应于检测到快速心律失常，控制器112控制治疗递送模块104根据存储在存储器108中的编程的治疗来递送治疗。

感测模块102可以包括阻抗监测电路105，该阻抗监测电路用于响应于驱动信号而测量在测量电极对20、22、30、32、34、36、40、42与外壳电极26之间的电流。驱动信号通常是低压信号，并且当使用低压驱动信号时，控制器112可以使用阻抗测量来检测短路状况或可检测的其他引线相关的问题。可以周期性地或者响应于失去起搏夺获或者起搏阈值的变化而执行这种低压阻抗测量，以便检测引线相关的问题。如将在本文中描述的，可以对阻抗监测进行控制和调整，以便促进识别短路状况(如由阻抗下降所证明的)。

在一些实施例中，感测模块102向控制器112提供用于检测可能的绝缘破坏和短路状况的数字化EGM信号。如以下进一步描述的，控制器112包括处理电路，该处理电路用于对EGM信号进行分析以便检测表征短路状态的特征噪声波形。具体地，将高优先级给予对可能引起被递送来治疗恶性快速心律失常的HV电击的短路的短路状况的监测。本文中描述了对短路状况的实时监测。然而，设想的是，可以在后处理期间执行对短路状况的识别。可以以规则的间期将数据时期(例如，10秒)存储在存储器108中或者基于所检测到的事件而触发的存储设备中。可以在IMD 10或外部设备150内对数据进行后处理。

治疗递送模块104被耦合至用于向患者的心脏递送电刺激治疗的电极20、22、26、30、32、34、36、40和42。在一些实施例中，治疗递送模块104包括低压(LV)治疗电路120，该低压治疗电路包括用于在心动过缓起搏、心脏再同步治疗(CRT)、以及抗心动过速起搏(ATP)期间生成并递送LV起搏脉冲的脉冲发生器。控制器112控制LV治疗电路120使用例如起搏电极20、22、30、32、40和/或42，根据编程的控制参数来递送起搏脉冲。因为电极20、22、30、32、40和42通常用于递送如起搏治疗等相比于高压治疗(即，由高压线圈电极32和34递送的复律治疗和除颤治疗)的相对低压治疗，所以他们通常被称为“低压”电极。然而，在一些实例中，LV电极20、22、30、32、40和42可以用于响应于对高压短路状况的检测而递送高压治疗。

治疗递送模块104包括用于生成并递送高压复律电击脉冲和除颤电击脉冲的高压(HV)治疗递送电路130。HV治疗递送电路130包括HV电容器132，这些HV电容器响应于检测到可电击心律(例如，室性心动过速或心室纤颤)而被充电。在确定HV电容器132已经达到目标电压之后，根据所编程的电击能量，HV治疗递送130经由所选HV电极(例如，线圈电极34、36和外壳电极26)来递送电击脉冲。

HV治疗电路130包括用于在HV治疗递送期间保护IMD 10免受短路故障的影响的短路(SC)保护电路。在一个实施例中，SC保护电路134在电击脉冲递送期间监测电流，并且响应于相对高电流(例如，非常低阻抗)，SC保护电路134例如通过电子开关来立即终止电击脉冲，以便防止对IMD 10的电路造成损坏。HV短路状况将阻止HV电击递送至心脏，并且将无法终止检测到的可电击节律。通过保护IMD电路免受SC故障的影响，控制器112保持可操作用于改变HV治疗递送，以便仍然治疗快速心律失常和/或控制治疗递送模块104递送替代性电刺激治疗。

响应于识别短路状况，控制器112可以将所使用的提供短路状况证明的电极向量和极性组合存储在存储器108中。可由临床医生检索并使用此信息来例如通过更换引线或者对治疗递送电极配置和极性进行编程来解决短路状况。可由控制器112使用此信息来选择用于递送未来HV和/或LV治疗的电极向量和极性。

治疗递送模块104包括HV切换电路136，该HV切换电路用于控制HV电容器132通过其进行放电的路径。HV切换电路136可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、以及适合用于选择性地将低压电极(例如，电极20、22、30、32、40和42)和/或高压电极(例如，电极34和36)和外壳电极26的组合耦合至HV治疗电路130的任何其他类型的切换设备。在一些示例中，控制器112选择使用HV线圈电极34、36和外壳电极26中任一者的电击向量。如以下将描述的，控制器112可以使用切换电路136来选择包括在电击向量中的电极的极性。

在一些实施例中，HV电容器可以同时被耦合至用于响应于HV短路状况而递送HV电击的多个起搏电极阴极(例如，LV电极20、22、30、32、40和42的任何组合或全部)。阳极可以是以下各项中的任何一项：线圈电极34、36，外壳电极26，或剩余LV电极20、22、30、32、40和42的组合，或特定IMD系统中可能可用的任何其他基于外壳或基于引线的电极。在一些实施例中，耦合至包括在LV治疗电路120中的电极20、22、30、32、40和42的起搏电容器可以用于分配(多个)HV电容器132上剩余的HV电荷，以尝试递送所需要的电击治疗。在这种情况下，起搏电容器额定为足够高电压，以便在所选电极当中分配电击能量。

处理器112可以被具体化为包括以下各项中的任何一项或多项的处理器：微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或等效离散或集成逻辑电路。在一些示例中，处理器112可以包括多个部件，比如，一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA、以及其他离散或集成逻辑电路的任何组合。在本文中归属于控制器112的功能可以被具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。控制器112包括治疗控制单元，该治疗控制单元控制该治疗模块104根据可能存储在存储器108中的所选一个或多个治疗程序来向心脏12递送治疗。控制器112和相关联的存储器108经由数据/地址总线耦合至IMD10的各种部件。

存储器108存储控制器112用于控制感测模块102、治疗递送模块104和遥测模块106的间期、计数器或其他数据。这种数据可以包括控制器112用于检测心律并用于控制将治疗脉冲递送至心脏12的间期和计数器。存储器108还存储用于控制心脏感测功能的间期，比如，消隐间期和不应感测间期。由感测模块102所感测到的事件(P波和R波)可以基于其发生在消隐间期之外以及在不应感测间期之内或之外而被识别。

存储器108可以包括计算机可读指令，这些计算机可读指令当由控制器112执行时，使IMD 10执行贯穿本公开归属于IMD 10的各种功能。可以将计算机可读指令编码在存储器108内。存储器108可以包括非瞬态计算机可读存储介质(包括如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或其他数字介质等易失性、非易失性、磁的、光的或电的介质)，唯一例外的是瞬态传播信号。

快速心律失常检测算法可以存储在存储器108中并由控制器112执行以便检测室性心动过速(VT)、心室纤颤(VF)以及从如窦性心动过速(ST)和心房纤颤(A FIB)等心房或室上性快速心律失常中辨别这种室性快速心律失常(在本文中通常被称为“可电击节律”)从EGM信号中感测的心室事件间期(R-R间期)通常用于检测心律。所获得的如R波形态、转换速率、其他事件间期(例如，P-P间期和P-R间期)或其他传感器信号信息等附加信息可以用于检测、确认或辨别心律失常。对于使用EGM信号来进行的心律失常检测和辨别的示例，参照了共同转让的美国专利号5,354,316(Keimel(凯梅尔))、5,545,186(Olson(奥尔森)等人)、6,393,316(Gillberg(吉尔伯格)等人)、和8,401,629(Stadler(斯塔德勒)等人)。本文中所描述的用于检测短路状况并对其进行响应的技术可以在以上参照的专利中所公开的类型的设备中实施。

响应于检测到可电击节律，由治疗递送模块104在控制器112的控制下递送编程的治疗。在以上并入的‘186奥尔森专利中提供了对高压输出电路以及对高压电击脉冲递送的控制的描述。通常，分级菜单的心律失常治疗由内科医生提前编程到设备中并且存储在存储器108中。例如，在最初检测到室性心动过速时，可以选择并递送抗心动过速起搏治疗。在重新检测室性心动过速时，可以安排更具侵袭性的抗心动过速起搏治疗。如果重复尝试抗心动过速起搏治疗失败，那么之后可以选择HV复律脉冲。用于终止心动过速的治疗还可能随着检测到的心动过速的速率而变化，治疗侵袭性随着检测到的心动过速的速率的增大而增大。例如，如果检测到的心动过速的速率大于预设阈值，那么在递送复律脉冲之前，可以进行更少的抗心动过速起搏尝试。

如果识别到心室纤颤或者抗心动过速起搏无效，那么随后的治疗可以是递送一个或多个HV除颤电击脉冲(通常超过5焦耳，并且更通常地，在20焦耳到35焦耳的范围内)。可以采用更低的能量水平来进行复律。在不存在HV短路状况的情况下，可以响应于一个或多个初始脉冲无法终止纤颤而增大除颤脉冲能量。

此外，IMD 10可以被耦合至一个或多个生理传感器114。生理传感器可以包括压力传感器、加速度计、流量传感器、血液化学传感器、声学传感器、活动传感器、或者已知与可植入心脏刺激设备一起使用的其他生理传感器。生理传感器可由从IMD 10延伸的引线承载或并入IMD外壳之中或之上。传感器信号可以与EGM信号结合使用，以便检测和/或确认心律。

在一些示例中，由直接或间接指示心脏运动变化或其他身体运动变化的生理信号来触发EGM信号分析以便检测SC状况。心脏运动变化可以直接由加速度计或沿着引线14、16或18定位的其他运动传感器来确定。在其他实施例中，指示增大的心率或增大的心脏收缩力(比如，心室收缩血压振幅变化或胸阻抗测量或心脏阻抗测量变化)的心脏信号被用作对可能触发EGM信号分析以便进行SC事件检测的心脏运动变化的指示。

在仍其他示例中，将通常伴随有患者心率增大的增大的患者活动被用作增大的心脏运动的指示符。可以从包括在传感器114中的加速度计中确定患者活动。另外地或可替代地，可以沿着引线14、16和18中的一条或多条引线的引线体包括加速度计，以便检测由于患者活动而引起的增大的引线运动和/或可能导致偶发性短路状况的增大的心脏活动。增加的呼吸还可以是对可能影响SC状况的增大的运动的指示。由加速度计或者基于胸阻抗测量而检测的呼吸运动、导致呼吸增加的增大的患者活动、或者通常伴随增大的呼吸的增大的心率可以全都是用于触发EGM信号分析以便检测SC状况的指示符。在美国专利号5,957,861(Combs(库姆斯)等人)中总体上公开了使用胸阻抗测量来确定呼吸速率。

在一些患者中，当患者做出引起相对于引线的压力变化或者引起引线弯曲的特定姿势时，可能引起偶发性短路状况。多轴加速度计可以包括在传感器114中，以便确定患者姿势。除了或替代增大的心脏运动的证明，可以使用患者姿势来触发EGM信号分析以便检测SC状况。在共同转让的美国专利号5,593,431(Sheldon(谢尔登))中总体上公开了可以用于检测患者姿势变化的多轴加速度计。

遥测模块106用于无线地将IMD 10所累积的数据传输至如编程器、家庭监视器或手持式电器等外部设备150。由IMD 10使用的通信技术的示例包括低频或射频(RF)遥测，该低频或射频遥测可以是经由蓝牙、WiFi或MICS来建立的RF链路。IMD 10可以使用遥测模块106经由遥测链路152来从外部设备150处接收编程命令和算法。例如，外部设备150可以用于对控制器112所使用的短路检测参数进行编程。遥测模块106可由控制器112进行控制，以便响应于检测到短路状况而将患者或临床医生警告或通知递送至外部设备150。

IMD 10可以可选地配备有警报电路110，该警报电路用于通知患者或其他响应者IMD 10已经检测到患者警告状况。在一个实施例中，警报110可以发出可听声音或通知来警告患者或响应者需要立即医疗照顾。例如，当检测到短路状况(特别是涉及HV线圈电极34和36或其对应导体的短路)时，警报110可以用于通知患者、照料者、或其他响应者需要医疗照顾。在一些实施例中，警报110直接经由无线通信网络拨打紧急号码。

图3示出了EGM记录200，这些EGM记录展示了对应于短路状况的信号。在右心房尖端电极与右心房环形电极之间记录的NF EGM信号202被示出为不具有短路噪声信号。在RV线圈电极与SVC线圈电极之间记录的FF EGM信号204包括大噪声信号208和210，这些大噪声信号代表在与承载线圈电极的引线的绝缘破坏相关联的潜在短路状况期间呈现的信号事件。这些短路(SC)噪声信号208和210的振幅和前沿斜率很大；在真实的RR间期内是单一的；相比真实R波信号，极性是相反的；并且在RR间期的中心位置附近发生；与邻近紧接的前一个R波212和随后的R波214间隔开来。

当呈现了短路状况时，SC噪声信号可以是仅在对应于真实R波的邻近峰值之间发生的信号峰值。在更加罕见的情况下，在RR间期内(例如，在两个真实R波之间的EGM信号的基线间期内)发生多于一个(通常不超过两个)短路信号事件。相应地，短路信号事件可以被识别为越过SC检测阈值的事件。SC检测阈值被设置为用于基于振幅和/或极性来将SC信号事件与真实R波区分出来。SC信号事件的定时和数量可以用于检测潜在短路状况并且将SC信号事件与其他类型的噪声区分出来。在一个实施例中，响应于至少一个EGM信号事件而检测SC状况，该至少一个EGM信号事件的振幅越过短路检测阈值并且是在振幅不越过SC检测阈值的两个邻近事件之间发生的两个SC信号事件中的最大值之一。这两个邻近事件可以对应于定义RR间期的正常的R波。在RR间期内(例如，沿着RR间期的基线部分)发生的两个短路信号事件的最大值代表在由于引线绝缘破坏而引起的短路状况期间呈现的噪声信号的类型。

标记信道206描绘了感测到的事件和测量的事件间期。在之前的R波之后的心动过速检测间期内发生噪声信号208和210时，大的SC噪声信号208和210被感测为如在标记信道上所指示的心动过速事件(TS)216。如果在SC噪声信号208(该SC噪声信号已经被错误地感测为R波)之后的在心动过速检测间期内感测到随后的R波214，那么也可以将该随后的R波感测为心动过速事件218。如此，SC噪声信号208和210可能导致R波过度感测和假阳性室性心动过速(VT)或心室纤颤(VF)检测。可能造成不必要地使用IMD电池能量的不必要治疗。如果使用与SC噪声信号相关联的RV线圈电极和SVC线圈电极中的一者或两者来递送治疗，那么治疗能量可能短路，过早耗尽电池能量。如果响应于适当检测到的VT或VF而递送治疗，那么短路状况可能阻止将充足的复律治疗或除颤治疗递送至患者。

然而，特征SC噪声信号208、210可以用于监测短路状况。SC噪声信号208、210可能不同于其他类型的噪声，比如，低振幅肌肉噪声、电磁干扰(EMI)噪声、或者与引线导体断裂相关联的噪声。相比SC噪声信号208、210的单个噪声尖峰，其他类型的噪声可能出现在噪声信号的持续突发或短暂突发中。相比在RR间期的中间部分内发生的相对高振幅SC噪声信号208、210，其他类型的噪声的振幅可能相对低并且可能相对于真实的感测到的R波而位于EGM信号中。此外，在RV线圈电极与SVC线圈电极之间感测到的FF EGM信号上感测到的SC噪声信号的极性通常与真实R波信号相反。

可以监测多个EGM信号，以便识别SC状况。如在图3中所示出的，可以与FF EGM信号204同时监测可能是心房信号或心室信号的NF EGM信号202。相比在NF心室EGM信号上感测到的R波，在FF EGM信号上感测到的真实R波通常具有相对更低的斜率和/或更低的振幅。因此，可能更容易地将高振幅、高斜率SC噪声信号与FF EGM信号上的真实R波区别开来。在一些实施例中，可以感测FF和NF EGM信号两者，以便使得能够在感测到的事件之间进行比较。噪声信号208和210在FF EGM信号204上非常显著并且基本上不存在于NF EGM信号202中。相应地，可以将满足其他SC检测标准且在NF EGM信号202上未感测到的信号208、210检测为SC噪声信号。

图4示出了FF EGM信号302(RV线圈到SVC线圈)和差分EGM信号312的记录300，展示了根据一些实施例的一种用于检测SC噪声信号的技术。在振幅(绝对值)相对小得多的R波304之后，在RR间期内观察到大的SC噪声信号306。EGM信号302中的R波通常具有一致的振幅和极性。

从原始EGM信号302中计算差分EGM信号312。仍然清楚地观察到SC噪声信号316，并且相比在原始EGM信号302中，SC噪声信号316与R波信号314的振幅差异甚至更加明显。差分EGM信号312是一阶差分信号，其中，通过计算原始EGM信号样本点之间的连续振幅差异(例如，{n–(n-1)})来确定每一个差分信号样本点的振幅。尽管此处示出了一阶差分信号，但是设想的是，更高阶差分信号可以用于将SC噪声信号从邻近的真实R波信号中区分并识别出来。

在一些实施例中，可以逐样本地将原始EGM信号和/或差分EGM信号312的振幅与用于检测SC信号306和/或316的SC检测阈值进行比较。在其他实施例中，可以将遵循R波感测信号的定时的峰值振幅与SC检测阈值进行比较。真实R波和SC信号306两者都将被检测为R波。如此，从感测模块102中的感测放大器处接收的R波感测信号的定时可以用于开始搜索随后的信号峰值。如果所感测到的信号的峰值振幅大于SC检测阈值，那么该信号被检测为SC事件。

可以采用各种方式来设置SC检测阈值。由于预期SC噪声信号306、316与真实R波之间的差异很大，所以可以将标称阈值(例如，在所示出的示例中，在50到100A/D单位的范围内)设置为SC检测阈值。在其他实施例中，可以基于感测到的R波振幅来设置特定于患者的阈值。可以将峰值振幅与之前的峰值振幅进行比较，例如，可以将差分信号312的SC噪声信号316的峰值与差分信号312的紧接的前一个峰值314的峰值振幅进行比较，以便将信号316识别为SC噪声信号。如果接连的峰值振幅值(其可以是绝对值)之间的差异大于预定阈值，则将更大的峰值检测为SC噪声信号。

可替代地，可以确定多个之前的R波振幅的测量，例如，之前的R波的滑动平均值或其他分布测量，并且可以将其用于设置SC检测阈值。例如，可以将SC检测阈值设置为大于一个或多个之前的R波振幅的某个百分比。在一个说明性示例中，SC检测阈值比12个R波峰值振幅的滑动平均值大20％。在另一个实施例中，用于设置SC检测阈值的非参数方法可以包括：确定期望数量的连续R波峰值振幅，以及使用第n个最高峰值振幅值。例如，可以确定最近的12个R波峰值振幅，并且第3个最高峰值振幅值可以用于设置SC检测阈值。当对峰值振幅进行比较时，可以使用绝对值。

如果将原始EGM信号302用于识别SC噪声信号，那么可以将SC检测阈值设置为极性与典型的R波峰值或典型的QRS信号振幅范围相反的某个阈值。例如，在正常感测状况(即，没有噪声信号)期间，可以使用原始EGM信号来确定指定时间范围(例如，大约10秒)内的最小振幅值和最大振幅值。如果该范围例如在最小值-50A/D单位与最大值10A/D单位之间，那么可以将SC检测阈值定义为越过正极性阈值(例如，+25A/D单位)的任何信号。换言之，可以建立允许对EGM信号的“正常”振幅和极性范围之外的突然极性变化进行检测的SC检测阈值。

除了基于振幅和/或基于极性的SC检测阈值以外，可以建立基于定时的SC检测阈值。可以在感测到的R波之后的预定间期处设置SC检测窗口。例如，如在差分信号312的一部分的放大视图318中所示出的，可以将SC检测窗口326设置为开始于感测到的R波320之后的预定间期324。例如，SC检测窗口326可以开始于R波感测信号320之后的约100至300ms处，并且其持续时间可以是约100至300ms。如果在SC检测窗口326内感测到或识别到超过SC检测振幅阈值(使用原始信号和/或差分信号)的单个信号322或者两个信号中的最大值，那么信号322可以被检测为SC信号。可以在不越过SC检测阈值的信号事件(即，对应于真实R波的信号事件)之后设置SC检测窗口326。

可以应用附加标准，该附加标准要求在随后的监测窗口内仅发生单个感测到的事件。例如，可以在疑似SC噪声信号322之后的预定下一个时间窗口328内感测到通常感测到的R波330或根本感测不到信号。由于期望在RR间期的中间部分中发生SC噪声信号322，所以可以将下一个时间窗口328设置为大约等于所期望的RR间期(至少为RR间期的一半的窗口)，或者该下一个时间窗口可以等于响应于将SC噪声信号322错误地感测为R波而开始的SC噪声检测窗口326。用于检测与绝缘破坏相关联的SC信号的这种基于定时的标准可以用于明确地识别特征高振幅、通常可能在真实的RR间期的中间部分中发生的单个噪声尖峰、或者(在一些情况下)两个邻近的真实R波之间的两个SC信号事件中的最大值。

图5是根据一个实施例的用于监测短路状况的方法的流程图400。流程图200旨在展示IMD 10的功能操作，并且不应当被解释为反映实践所描述的方法所需的软件或硬件的特定形式。据信，将主要通过IMD中所采用的特定系统架构以及通过设备所采用的特定检测方法和治疗递送方法来确定软件的特定形式。在考虑到在本文中的公开的情况下，在任何现代IMD的背景下提供软件、硬件、和/或固件以完成所描述的功能在本领域的技术人员的能力之内。可以至少部分地在非瞬态计算机可读介质中实施结合本文中所呈现的流程图所描述的方法，该计算机可读介质存储用于使可编程处理器执行所描述的方法的指令。这些指令可以被实施为一个或多个软件模块，该一个或多个软件模块可由其自己执行或者由控制器112结合其他软件与治疗递送模块104和感测模块102协作执行。

在框401处，感测EGM信号。在一个实施例中，EGM信号是FF EGM。用于监测SC状况的FF EGM信号将通常包括至少一个HV线圈电极并且可以处于两个HV线圈电极(比如，图1中所示出的RV线圈34和SVC线圈36)之间。参照图2中所示出的IMD 10，感测模块102向控制器112提供数字化FF EGM信号，以便监测SC信号。

在框402处，控制器112计算原始数字化EGM信号的差分信号。设想的是，在一些实施例中，除了差分EGM信号以外或作为其替代，SC检测标准可以应用于原始数字化EGM信号。然而，如以上所描述的，期望差分信号提供R波信号振幅和斜率与SC噪声信号振幅和斜率之间的更大差异，这可以增大SC噪声信号检测的可靠性。

在框404处，建立SC检测阈值。SC检测阈值可以包括如以上所描述的基于振幅的阈值(包括极性变化检测)和基于定时的阈值的任何组合。例如，标称振幅阈值和SC检测窗口可由控制器112应用来检测SC噪声信号。可替代地，可由控制器112使用之前感测到的R波来计算特定于患者的振幅阈值。可以基于之前测量的RR间期来计算特定于患者的SC检测窗口。可以随着时间推移使用滑动平均值、m个值中的第n个最大值、或者R波振幅和RR间期的其他更新测量来更新特定于患者的振幅阈值和SC检测窗口。

在框406处，控制器112通过将SC检测阈值标准应用于差分信号来在FF EGM信号事件中监测SC噪声信号(在本文中也被称为“SC事件”)。如果在决策框408处检测到SC噪声信号，那么可以在框410处增大SC事件计数器。可以将导致增大SC事件计数器的原始和/或差分EGM信号例如与标记信道数据一起存储在IMD存储器108中，以便稍后由临床医生或其他专家进行检索和审阅从而确认短路状况。如在框412处所确定的，如果SC事件计数器达到阈值事件计数，那么在框414处生成警告信号。患者警告可由IMD 10生成，并且/或者可以经由无线遥测来将遥测警告信号传输至外部设备150，以便将检测到的SC状况通知患者或临床医生。在一些实施例中，在框414处，单个检测到的SC噪声信号可以触发警告。在其他实施例中，在触发警告之前，可能需要阈值数(例如，三个或更多个SC事件)。

图6是根据替代性实施例的用于检测和响应于SC状况的方法的流程图500。在框501处，获取EGM信号(通常是包括RV线圈电极34和SVC线圈电极36的FF EGM信号)。在框502处，由控制器112计算原始EGM信号的差分信号。在框504处，控制器112例如根据编程的标称值和/或测量的R波振幅、R波极性、RR间期或其任何组合来建立SC检测阈值，以便检测SC噪声信号。在框506处，如之前在本文中所描述的，控制器112通过将SC检测阈值标准应用于差分信号来在EGM信号中检测SC噪声。

如果在框508处检测到至少一个SC信号事件，那么控制器112对感测模块102执行的阻抗(Z)监测进行调整，以便增大测量与短路状况相关联的阻抗变化的可能性。通常一天一次、或者也许每六个小时一次或者以其他某个周期间期来执行阻抗监测。响应于在框508处检测到一个或多个SC信号，控制器112对感测模块102执行的阻抗监测进行调整，以便包括对FF EGM感测向量路径的频繁阻抗测量，或者无论哪个EGM感测路径被用于检测(多个)SC信号事件。例如，可以每小时、每30分钟、每15分钟、或者以比感测模块102使用的之前的阻抗监测时间表相对更频繁的其他某个周期间期来测量阻抗。在检测到SC噪声信号之后，可以在某个时间间期(例如，12或24小时)内以频繁的间期(例如，每30分钟)来执行增大频率的阻抗监测。

除了调整阻抗监测的频率以外，可以在框512处设置阻抗监测窗口，以尝试在SC噪声信号的预期时间(即，大约为RR间期的中间部分或基线部分)内或附近测量感测路径的阻抗。相应地，可以在框512处设置大约对应于如以上结合图4而描述的SC检测窗口的阻抗测量窗口。可以在阻抗测量窗口内连续地或者在阻抗测量窗口内重复地(例如，在测量窗口内的两次或更多次)测量阻抗。应当认识到的是，在被设置为用于具体地识别阻抗变化的阻抗测量窗口之内或之外均可能发生阻抗监测，该阻抗变化可能在与SC信号相关联的RR间期的中间部分或基线部分内发生。

在框514处，控制器112判定是否满足SC检测标准。SC检测标准可以包括检测到的预定数量的SC信号事件，并且可以包括对感测路径的阻抗变化的检测。相比一个或多个之前的阻抗测量，阻抗变化可以是阻抗减小，在阻抗测量窗口之内或之外发生。

在框516处，响应于检测到SC状况而生成警告。除了生成警告以外，可以在框518处监测替代性感测向量，以便检测SC状况。可由控制器112监测一个或多个替代性EGM感测向量，以便检测SC噪声信号。例如，如果在RV线圈电极与SVC线圈电极之间感测到的FF EGM信号上检测到SC噪声信号，那么可以监测在RV线圈电极与RV尖端电极或RV环形电极之间感测到的EGM信号和在SVC线圈电极与RV尖端电极或RV环形电极之间感测到的EGM信号两者，以便判定不同的感测路径是否不导致SC噪声信号检测。可以使其他可用的LV感测/起搏电极与RV线圈或与SVC线圈成对，直到识别到不导致SC噪声信号检测的路径为止。应当认识到的是，对于不同的感测路径，可以使用不同的SC检测阈值。

如果在框520处可以识别到不包括SC噪声信号的替代性感测路径，那么在框522处，可由控制器112使用此信息来设置治疗递送向量。例如，如果SVC线圈到RV尖端的感测路径不导致SC噪声信号检测但是RV线圈到RV尖端的感测路径确实导致SC噪声信号检测，那么HV治疗递送向量可以被选择为包括SVC线圈并且不包括RV线圈，以便递送HV复律电击或除颤电击。以此方式，控制器112可以使用SC状况检测结果来识别治疗递送路径并控制治疗递送模块104根据需要使用可能不包括短路状况的路径来递送治疗(至少是高压治疗)。

图7是图1中所示出的RV引线16的概念图。RV线圈电极34和SVC线圈电极36被示出为沿着电绝缘引线体60的外部延伸。RV线圈导体62是从RV线圈电极34延伸到达近端引线连接器(未示出)的绝缘导体。SVC线圈导体64是从SVC线圈电极36延伸到达近端引线连接器的绝缘导体。RV线圈导体62在引线体60内延伸，该引线体穿过SVC线圈电极36。如果RV线圈导体62与SVC线圈电极36之间的电绝缘被破坏，那么在SVC线圈电极36与导体62之间可能发生短路状况。在另一个示例中，RV线圈导体62与SVC线圈导体64之间的电绝缘的破坏可能导致短路状况。在标准低压阻抗监测期间，可能检测不到引线16的这些高压电极部件之间的电短路，并且该电短路可能由于引线运动或移位而呈间歇性。在图3中所示出的SC噪声信号208、210可以表征可能在RV线圈导体62与SVC线圈电极36之间或在RV线圈导体62与SVC线圈导体64之间发生的短路状况的类型。

图8是根据另一个示例的用于检测SC事件的方法的流程图550。在框551处，由感测模块102获取EGM信号。在一个示例中，在框551处，在RV线圈电极34与SVC线圈电极36(两者在图1中示出)之间获取FF EGM，以便检测结合图7所描述的短路状况的类型。RV线圈电极和SVC线圈电极由同一条引线承载，并且每一个线圈电极具有从近端引线连接器延伸到达对应电极的绝缘导体。更一般地，在任何两个电极之间获取在框551处获取的EGM信号，该任何两个电极由单条引线承载并且每一个电极都被耦合至在引线体内彼此挨着延伸或者挨着沿着引线体被定位的另一个电极延伸的绝缘导体。绝缘导体之一的绝缘破坏可能引起导体和另一个电极之间的短路，比如，以上所描述的RV线圈电极导体与SVC线圈电极之间的绝缘破坏。如果发生两个导体的绝缘的破坏，那么在这两个导体之间(比如，在如以上所描述的RV线圈导体与SVC线圈导体之间)可能发生短路。在本文中所公开的方法可用于在电极与导体之间或者在医疗电引线的两个导体之间检测这种类型的短路状况。

在框552处，监测EGM信号，以便检测信号的高斜率。高斜率可能基于如以上所描述的越过阈值的一阶或更高差分信号。在一个示例中，在框552处，控制器112基于被确定为一对连续EGM信号样本点之间的振幅差异的单个样本点差异来检测高斜率。如果单个样本点差异超过SC阈值，那么检测可能作为SC事件的高斜率。在其他实施例中，可以将接连本点差异之和与SC阈值进行比较。例如，可以将至少连续两对连续样本点之间的振幅差异之和与SC阈值进行比较(即，和＝(n₊₁–n)+(n₊₂–n₊₁)…)。

在框554处，控制器112验证了在EGM信号的基线部分期间对在框552处所检测到的高斜率进行检测。如在本文中所使用的心脏电信号的“基线部分”指该信号在与心室的心肌去极化阶段相关联的QRS段之外发生的一部分。在伴随心室去极化阶段的R波之间发生基线部分。基线部分可以包括在QRS段之前的P波(伴随心房去极化阶段)以及在QRS段之后的T波(伴随心室去极化阶段)。在某些情况下，P波通常是不可以在FF EGM信号上辨别的低振幅信号。T波可以是可观察的，但是相比R波，其通常是低振幅和低斜率信号，并且相比SC噪声信号，其斜率和振幅低得多。由于心房收缩而引起的引线运动可能使间歇性SC噪声信号由于在引线导体和通常与引线导体相绝缘的附近电极之间或者在两个引线导体之间的短路而在EGM信号上出现。

基线部分被验证为至少先于所检测到的高斜率，以便验证高斜率沿着检测到的信号的前沿。在基线部分期间发生的SC噪声信号208、210的高斜率前沿允许将SC噪声信号208、210与相对更低前沿R波信号212、214区别出来。EGM信号的基线部分可以可选地被验证为在检测到除了之前检测到的高斜率以外的高斜率之后发生。在框556处，响应于检测到超过SC阈值的信号斜率以及验证在EGM信号的基线部分期间检测到该斜率而检测SC事件。可以在进行单个SC事件检测时或者在检测到要求的最小数量的SC事件时对SC状况进行检测和响应(例如，通过生成警告和/或选择避免SC状况的治疗向量)。相应地，可以结合对在本文中所公开的SC状况的响应(包括生成警告、选择避免短路状况的治疗向量或者以其他方式调整治疗递送、和/或调整阻抗监测协议)而实施用于检测在图8中所示出的SC事件的方法或者在本文中所呈现的其他流程图。

结合图8所描述的方法以及在本文中所公开的其他方法涉及从承载心内电极的经静脉引线中所获取的且被监测用于检测SC事件的EGM信号。然而，设想的是，在本文中所公开的用于检测SC状况的方法可以用于检测心外引线或非经静脉的引线中(比如，在皮下、胸骨下、心包、心外膜、或者其他心外或非经静脉的引线中)的SC状况。在框551处，可以使用承载多个电极的心外或血管外可植入医疗电引线来获取心电图(ECG)信号。可以使用在本文中所公开的技术通过在由非经静脉的引线(例如，植入在皮下或在胸部之内但在心脏之外)承载的电极之间感测ECG信号来检测电极与导体之间或两个导体之间的SC状况。

图9是根据另一个示例的用于检测和响应于SC状况的方法的流程图600。在框601处，由感测模块102例如在RV线圈电极与SVC线圈电极之间获取FF EGM信号。在框602处，建立基线限制并将其存储在ICD存储器108中，以便由控制器用于识别落入FF EGM信号的基线变化内的信号样本。可以将基线限制建立为标称值。例如，可以将基线限制建立为连续信号样本点之间小于0.1mV(或其他值)的振幅变化。

可替代地，可以通过在连续感测到的R波之间的获取的FF EGM信号的基线部分期间确定信号样本振幅来建立基线限制。例如，可以在连续感测到的R波之间测量RR间期，并且可以在RR间期的中间部分内设置基线窗口。可由IMD 10自动地确定、由IMD 10自动地确定并由用户确认、或者由与编程器(例如，图2中示出的外部设备150)交互的用户手动地选择从其中确定信号样本点振幅和差异以便建立基线限制的基线部分。

所建立的基线限制可能需要在所建立的振幅限制和/或样本点差异限制内的最小数量的信号样本点来确认EGM信号的基线部分。在一个示例中，对于至少五个连续的信号样本点(或其他所选数量的点)，在信号样本点的每一个连续对之间的振幅差异必须小于0.1mV，以便验证这五个样本点是EGM信号的基线部分。可替代地，可以将基线限制建立为预定数量的连续样本点的每一个连续对之间的接连差异的最大和。基线限制可能需要大量连续样本点中满足振幅或差异限制的预定义数量的样本点(即，Y个样本点中的X个样本点，例如，7个样本点中的5个样本点)。振幅或差异限制可以被选择为足够高以解释在EGM信号的基线部分期间的P波或T波期间发生SC事件的可能性。

在框604处，建立SC阈值，以便检测SC噪声信号的特性的EGM信号的高斜率。可以将SC阈值建立为连续EGM信号样本点之间的差异阈值。两个连续样本点之间的大差异指示在图3中示出的SC噪声信号208、210的前沿的相对高斜率。沿着噪声信号208、210的前沿的这种非常陡的斜率典型地高于如在图3中所看到的噪声信号208、210的后沿。更低斜率后沿之后的高斜率前沿将SC噪声信号208、210与R波212、214区分出来，这些R波具有相对更低的前沿斜率并且在其前沿斜率与后沿斜率之间的差异可能较小。

在一个示例中，用于检测SC噪声信号的高斜率的SC阈值是两个连续样本点之间至少为5mV的振幅差异。可以将在框604处设置的SC阈值设置为标称值或者基于从R波212、214(图3)中确定的斜率。例如，可以将SC阈值设置为R波的斜率加上大于R波斜率的固定值或百分比。可由IMD 10自动地确定、由IMD 10自动地确定并由用户确认、或者由与编程器(例如，图2中所示出的外部设备150)交互的用户手动地选择SC阈值。

在框608处，通过确定连续信号样本点之间的差异来在FF EGM信号中监测SC状况。可以针对检测SC事件所需的预定数量的样本点确定接连样本点差异并将其存储在存储器缓冲器中。检测SC事件所需的该数量的样本点包括判定是否满足用于检测高斜率的SC阈值所需的第一数量的点以及在EGM的基线部分期间验证满足SC阈值所需的第二数量的点。连续样本点之间指示紧接被确认为在EGM基线部分内的样本点之前的事件信号的高斜率前沿的差异的突然变化是对SC事件的检测的证明。因此，如果一个或多个样本点差异满足SC阈值，那么根据需要存储接连样本点振幅差异(或信号样本点振幅)，以便与基线限制标准进行比较。

如在框610处所确定的，如果连续样本点振幅变化大于SC阈值，那么在框612处对之前的样本点进行分析，以便判定它们是否在所建立的基线限制内。在一个说明性示例中，如果两个连续样本点之间的振幅差异大于5mV，那么将之前的五个连续样本点之间的接连差异与所建立的基线限制(例如，0.1mV)进行比较。在框612处，如果这五个之前的接连差异全部都小于0.1mV，那么满足基线限制。

应当认识到的是，在一些情况下，可能在满足SC阈值要求的样本点与满足基线限制要求的样本点之间发生一个或多个样本点。例如，EGM信号可能开始从基线增大但是并不达到基线部分之后的两个或更多个样本点的SC阈值差异。相应地，用于检测SC事件的标准可以包括：对预定义时间间期内的基线部分以及在满足SC阈值要求的样本点之前的多个样本点进行验证。

如果不满足SC阈值或基线限制中任一者，那么控制器继续通过回到框608来在FFEGM中监测SC事件。如果在决策框610和612处，满足SC阈值和基线限制标准两者，那么在框614处，基于由大样本点振幅差异证明的高斜率来检测SC事件，该大样本点振幅差异处于由低样本点振幅差异证明的EGM信号的经确认的基线部分之后。可以在框614处增大SC事件计数器，从而使得在框618处达到阈值SC事件计数之后在框620处生成SC警告。可替代地，在框620处，可以基于在框614处检测到的单个SC事件来生成SC警告。如之前所描述的，IMD 10可以改变治疗向量以便不包括短路和/或调整阻抗监测协议以便响应于检测到SC事件而收集SC状况的附加证明。

图10是EGM信号700的概念图，该EGM信号包括根据结合图9所描述的检测过程和/或如以下所描述的该过程的变化而被检测为SC事件的SC噪声信号701。SC噪声信号701被示出为在EGM信号700的基线部分706之后，并且具有高斜率前沿702和相对更低斜率后沿704。基于连续信号样本点N 714与N₊₁ 712之间超过所建立的SC阈值的样本点差异708来检测高斜率前沿702。当满足SC阈值的这种要求时，控制器对之前的信号样本(例如，样本点N_-1至N_-5，或者另一数量的之前的样本点)进行分析，以便判定点N和N₊₁的高斜率状况之前的样本点是否是基线样本点。

可以将样本点的每一个连续对(N_-1–N_-2、N_-2–N_-3、N_-3–N_-4等)之间的差异与基线振幅差异限制710进行比较。如果点N_-1与N_-5之间的所有四个连续样本点差异在基线振幅差异限制710内，那么根据此说明性示例的所建立的基线限制，点N_-1至N_-5被验证为EGM信号700的基线部分。在图10中，基线部分样本点706紧接满足SC阈值的样本点N和N₊₁之前。如以上所指示的，可由一个或多个介入样本点来将满足基线标准的样本点从满足SC阈值的样本点分离。因此，如果Y个之前的样本点中的X个样本点落入基线限制标准内，或者如果可以在预定义数量的样本点或早于满足SC阈值要求的点712和714的时间间期内验证基线部分，那么可以验证基线部分。

应当认识到的是，可以构想许多算法来确认在满足SC阈值的样本点之前的预定数量的样本点是基线点。例如，可以对样本点振幅之间的接连差异进行求和，并且将其与基线限制进行比较。在一些示例中，控制器验证基线部分706在前沿702(被检测为满足SC阈值的样本点)之前的预定最小数量的样本点(或最小时间期间)内延伸。在一个示例中，控制器验证至少紧接样本点N 714和N+1 712之前的样本点N-1处于基线部分706内。对之前的基线部分706的验证验证了满足SC阈值的样本点N和N₊₁沿着信号峰值720的前沿702，SC噪声信号的区别特性。

一旦满足与在经验证的基线部分706期间检测到高前沿斜率702相关的两个标准，信号701就可以被检测为SC事件。可以结合如之前所描述的开始于感测到有效R波时或之后的一定间隔开的时间的SC事件搜索窗口来应用这些标准。可以从同一EGM信号700或者使用不同电极(在同一条引线上或在不同引线上)所感测的不同FF或NF EGM信号中感测用于设置SC事件搜索窗口的R波。IMD的感测模块被配置成用于响应于从EGM信号中感测到R波信号而生成心脏感测事件信号。IMD控制器112可以被配置成用于设置具有从感测模块处接收的R波感测事件信号之后在时间上间隔开的起点的SC检测窗口以及仅在SC检测窗口内检测SC事件。

在一些示例中，可以应用附加标准来将噪声信号701检测为短路事件。例如，可能需要后沿704的斜率小于前沿702的斜率。例如并不限于通过以下方式来检测后沿704的相对更低斜率：搜索信号峰值720、确定在峰值720之后发生的样本点振幅差异、以及将(多个)样本点振幅差异与峰值720之前沿着前沿702的样本点振幅差异进行比较。

例如，可以将后沿样本点振幅差异与差异708进行比较，以便验证该斜率小于前沿斜率。可替代地，可以将后沿样本点振幅差异与基线部分706之后以及峰值720之前的两对或更多对连续样本点之间的两个或更多个接连差异进行比较，或者与用于检测高斜率前沿702的SC阈值进行比较，以便验证比沿着前沿702的斜率更低的沿着后沿704的斜率。可替代地，可以将在峰值720之后发生的样本点振幅的接连差异之和与在峰值720之前发生的连续样本点振幅差异的阈值或之和进行比较。以此方式，相对更低斜率后沿704可以被确认为紧随在EGM信号700的基线部分706期间发生的高斜率前沿702。

对高斜率前沿和更低斜率后沿的确认可以基于确定前斜率702与后斜率704的差异或比值以及将该差异或比值与SC阈值进行比较。在一些实例中，SC噪声信号的后沿斜率大约为前沿斜率的25％。相比而言，R波后沿斜率可以类似于或者甚至大于R波前沿斜率。SC事件检测标准可能需要后沿斜率704低于前沿斜率或者低于前沿斜率702的预定百分比(例如，50％)。可替代地，如果后沿斜率至少等于或大于前沿斜率或者前沿斜率的百分比，那么该信号不被检测为SC事件并且可能是R波。以此方式，可以基于SC噪声信号701的前沿斜率与后沿斜率之间的差异相对大于R波的前沿斜率和后沿斜率之间的差异来将SC噪声信号701从R波中区别出来。

除了或替代验证斜率相对低于前沿702的后沿704，控制器可以验证紧随高斜率前沿702(或更低斜率后沿704)的第二基线部分722。相应地，在一些示例中，验证在FF EGM信号的基线部分期间发生高斜率前沿702包括：验证前沿702之前的基线部分706以及验证前沿702之后的基线部分722。

可以使用用于验证基线部分706的相同或相似的标准来验证基线部分722。例如，可能需要一个或多个连续样本点对之间的振幅差异小于基线阈值，或者可以将连续样本点之间的接连差异之和与基线阈值进行比较。验证在EGM信号700的基线部分期间发生了高斜率前沿702可以包括：验证在满足SC阈值之后的预定时间间期或许多样本点内返回到基线部分722。以此方式，在EGM信号的经验证的基线部分期间发生的特征高斜率前沿信号可以被检测为SC事件。

图11是用于检测呈间歇性的SC状况的方法的流程图800。在一些实例中，由于患者身体运动、心脏运动、呼吸运动、或者身体姿势的变化而引起的引线运动、弯曲或压力的变化对医疗电引线(比如，图1中所示出的引线14、16或18中的任何引线或者可能存在于其他ICD系统中的其他皮下引线、肌肉下引线或胸骨下引线)施加唯一应力。引线运动、弯曲或压力的变化可能导致不连续的SC状况，即，仅在唯一应力期间存在或者更有可能在唯一应力期间呈现自己。当SC状况取决于患者身体的运动或姿势时，由于在例行引线阻抗测量或者定期执行的其他引线完整性测试期间可能检测不到该状况，所以及时检测间歇性SC状况的可能性减小。

相应地，可以触发用于检测SC事件的EGM(ECG)信号分析在检测到有可能将唯一应力强加到使间歇性SC状况的存在显现的(多条)引线上的状况时发生。在图11的框802处，从生理传感器处感测生理信号。该信号与患者运动相关，该运动可以是心脏运动、呼吸运动或身体运动。在框804处，从生理信号中确定运动度量。运动度量可以是对心脏运动、呼吸运动或患者身体运动(包括身体姿势)已经改变或增大的指示。在没有预期限制的情况下，运动度量的示例包括心率、呼吸速率、患者活动、收缩血压(心室或心房)以及身体姿势。在框804处，可以确定预期随着正在增大的心脏运动、正在增大的呼吸运动、和/或正在增大的患者活动而变化的任何度量。身体姿势的变化可能不直接指示运动增大，而在一些示例中被用作除了或替代引线应力、压力或弯曲的可能揭示间歇性SC状况的可能变化的其他与运动相关的指示符的运动度量。确定身体姿势可以包括：确定身体姿势的变化或者监测特定身体姿势(例如，左侧卧姿势或者预期增大SC事件的可能性的其他特定姿势)。

在框806处，将运动度量与用于检测引线监测条件的标准进行比较。可以定义各种标准，以便基于以可能揭示间歇性SC状况的方式变化的或者达到可能揭示间歇性SC状况的水平的运动度量来判定引线监测条件何时被满足。用于检测引线监测条件的标准可以包括作为应用于给定运动度量的固定阈值(其是可以是可编程的)的触发阈值。例如，触发阈值可以被定义为在至少8个连续心动周期(或者其他预定持续时间或其他预定数量的心动周期)内大于100bpm的心率。

在另一个示例中，当运动度量落入预期度量范围之外时，该度量可能满足引线监测条件标准。预期范围可以基于滑动平均值或之前建立的基线度量值。可以将基线心率建立为预定义数量的心动周期内的滑动RR间期平均值。如果预定义数量的连续RR间期(例如，十个RR间期)中的每一个连续RR间期都至少小于基线RR间期平均值的X％，那么满足引线监测条件。引线监测条件标准可以包括阈值心率、呼吸速率、血压、患者活动或者被检测为相比对应的基线值或滑动平均值增大了预定百分比或者在预定义的时间间期内维持的其他运动度量。应当认识到的是，可以基于从生理传感器中确定的度量来构想用于检测引线监测条件的标准的许多定义，这些定义指示心脏、呼吸或身体运动增大和/或特定身体姿势的变化。

除了与运动相关的触发以外，在框808处执行的引线阻抗测量可以触发引线监测。当在周期计划的基础上测量引线阻抗时，代表从之前的引线阻抗测量的很大减小(例如，引线阻抗减小50％)的引线阻抗测量可能触发在框806处获取用于进行信号分析的心脏信号。

一旦在框806处基于达到触发阈值和/或满足其他标准而满足引线监测条件，就在框810处通过感测模块102来获取一个或多个EGM(或ECG)信号。在一个示例中，在RV线圈电极34与SVC线圈电极36(图1)之间获得EGM信号。在其他示例中，可以在由共同引线承载的HV电极与起搏/感测电极之间或者在HV电极与IMD外壳电极26之间获得其他EGM或ECG信号。

在框812处，实时获取并分析EGM信号(其可能是FF信号)，以便检测EGM信号的表征医疗引线的短路的异常。可替代地，可以将EGM信号的一个或多个n秒时期存储在IMD存储器108中，并根据用于检测EGM信号的表征SC状况的异常的算法来对其进行后处理。如以上结合图4、图5、图8、图9和图10而描述的，可以响应于基于振幅的、基于极性的、基于定时的、和/或基于斜率的SC事件检测阈值来从EGM信号中检测SC事件。在一个示例中，在框812处执行的用于检测信号异常的EGM信号分析包括：确定差分信号以及将差分信号的振幅与SC事件检测阈值进行比较。在另一个示例中，EGM信号分析包括：确定在EGM信号的基线部分期间发生的信号的前沿斜率以及将前沿斜率与SC事件检测阈值进行比较。

在仍另一个示例中，EGM信号分析包括：确定信号的前沿斜率与后沿斜率之间的差异或比值以及将该差异或比值与SC事件检测阈值进行比较。还可以在框812处执行的EGM信号分析期间确定信号的极性和/或在EGM信号的基线部分期间(即，在感测到的R波之间)超过基于振幅的或基于斜率的阈值的信号的数量，以便基于如以上所描述的所需数量的检测到的SC事件来检测SC状况。

如果检测到SC事件的所需数量的异常特性，那么在框814处检测用于获取正在被分析的EGM信号的医疗引线的短路。IMD 10可以响应于检测到短路而采取行动，比如，生成警告和/或调整治疗递送向量选择。

在一些情况下，当引线被盘绕在皮下袋中的IMD 10之下时，可能出现SC状况。可能在引线体内延伸的导体与IMD外壳26之间发生短路。这种类型的短路是SC状况的示例，在一些实例中，该SC状况可能取决于身体姿势。例如，如果IMD 10被植入在左侧皮下袋中，并且引线沿着IMD外壳26的一部分延伸，当患者处于侧卧位置时引线上增大的压力可能增大SC状况可能增大当患者直立时可能不呈现的SC状况的可能性。可以通过R波振幅减小或者R波在相应电极与ICD外壳26之间感测到的EGM(或ECG)信号上消失来识别引线导体与ICD外壳26之间的SC状况。

应当理解的是，除了在框812处执行的EGM信号分析以外，可以执行其他引线监测测试，比如，可以在满足引线监测触发阈值的时间期间内以增大的频率执行的引线阻抗测试。

相比如周期性引线阻抗测量等其他引线监测测试，在框812处执行的EGM信号分析可能需要更多的处理功率和时间，并且出于此原因，在连续或频繁计划的基础上执行该EGM信号分析是不切实际的。通过仅在基于与患者运动相关的生理信号来指示增大的引线应力、弯曲或压力的时间间期内触发处理密集型EGM信号分析，可以以最高成功概率来检测SC状况，同时节省处理功率和时间。

图12是根据另一个示例的用于触发心脏信号分析以便进行SC事件检测的方法的流程图900。在框902处，使用感测电极向量(例如，在RV尖端电极32与RV环形电极32之间或者在LV电极40与42之间)来感测R波。尽管可能使用比如在RV尖端电极32与外壳电极26之间的FF EGM信号，但是NF EGM信号可以用于感测R波，以便用于检测引线监测触发状况。

在框904处，IMD控制器112响应于从感测模块102处接收的R波感测事件信号而确定心率(HR)度量。由控制器112对RR间期进行分析，以便在框906处基于增大的HR来检测引线监测条件。在一个示例中，响应于低于固定阈值(例如，小于650ms)的RR间期而在所需数量的连续RR间期(例如，至少五个RR间期)内检测引线监测条件。

在另一个示例中，响应于RR间期相比之前建立的基线RR间期或滑动平均值RR间期减小20％而检测引线监测条件。可以在测试期间(如根据活动传感器信号来确定的)内建立基线RR间期。滑动平均值可以被计算为之前的10个、20个、100个或其他数量的RR间期的平均值或者在之前的十秒、二十秒、一分钟或其他时间间期内测量的RR间期的平均值。

在仍另一个示例中，响应于检测到加速的心率而检测引线监测条件。当要求数量的连续RR间期被确定为是接连减小的间期时，可以检测加速的心率。例如，如果五个RR间期中的每一个RR间期比第i个之前的RR间期(其可以是紧接的前一个RR间期)小10ms，那么检测到加速的心率。

可以将这些或其他RR间期标准定义为用于在框906处将增大的或正在增大的心脏运动检测为用于通过EGM/ECG信号分析来触发引线监测的条件。用于检测引线监测条件的标准包括需要心率的逐渐增大或持续增大的证明，从而使得心率的增大基于真实的心率增大而不是由于在用于检测引线监测条件的EGM信号上过度检测噪声、T波或其他信号伪像而引起的错误的短暂RR间期。换言之，将用于基于增大的心率来检测引线监测条件的标准定义为用于促进如与仅对由过度感测噪声信号而引起的错误的短暂RR间期相反的对真实的心率增大的检测。

在框908处，获取EGM/ECG信号，以便响应于在框906处引线监测条件被满足而进行引线监测。EGM信号可以是使用HV电极来获取的FF EGM信号。例如，可以获取RV线圈电极34与SVC线圈电极36之间的FF EGM信号、RV线圈电极34与外壳电极26之间的FF EGM信号、和/或SVC线圈电极36与外壳电极26之间的FF EGM信号。

在一些示例中，除了获取一个或多个用于监测SC状况的一个或多个EGM信号以外，在框910处收集一系列引线阻抗测量结果。例如，可以在一个或多个心动周期内以预定间期进行引线阻抗测量。因为可能在心动周期的任何部分内发生SC事件，所以可以在涵盖至少一个心动周期的时间期间内获取一系列阻抗测量结果。在一个示例中，在两秒或更多的时间间期内每10ms应用阻抗测量驱动信号来获取一系列阻抗测量结果，以尝试检测在心动周期内的任何点处发生的短路。

在框912处，可以实时获取并分析(多个)EGM信号，以便检测信号异常，例如，SC噪声信号或者减小或消失的R波。可替代地，可以将一个或多个EGM信号时期(例如，10秒、30秒、60秒或更多)存储在IMD存储器108中，以便由IMD控制器112或者由外部设备(比如，用于检测信号异常的外部设备150)根据本文中所公开的示例中的任何示例来对EGM信号进行后处理。

可以基于所需数量的信号异常(例如，从所获取的EGM信号中检测的SC事件、从引线阻抗测量结果系列中确定的引线阻抗减小、减小的R波振幅、或其任何组合)来检测SC状况。如果在框914处检测到SC状况，那么IMD 10可以执行如在框916处生成SC状况警告和/或调整治疗递送向量选择等动作。

由此，已经在前述说明中参照具体实施例来呈现了用于检测SC事件以及响应于SC状况的医疗设备和相关联的方法。本领域的普通技术人员可以基于本文中所提供的教导来构想对说明性实施例的各种组合或修改。例如，可以采用不同于结合附图所示出和描述的顺序或组合来执行在本文中所公开的技术。应当理解的是，可以在不脱离本公开和以下权利要求书的范围的情况下对参考实施例做出各种修改。

Claims (12)

1.一种可植入医疗系统，包括：

生理传感器，所述生理传感器产生与患者的运动相关的生理信号；

至少一条医疗电引线，所述至少一条医疗电引线包括：

由所述至少一条医疗电引线承载的多个电极；以及

多个电导体，所述多个电导体中的每一个电导体被电连接至所述多个电极中的对应电极；

可植入医疗设备，所述可植入医疗设备被适配成耦合至所述至少一条医疗电引线，所述可植入医疗设备包括：

感测模块，当所述至少一条医疗电引线被耦合至所述可植入医疗设备时，所述感测模块被电耦合至所述多个电导体，所述感测模块被配置成用于使用所述多个电极中的至少一个电极来感测第一心脏信号，所述第一心脏信号包括伴随所述患者的心脏的去极化的第一多个心脏事件信号；以及

控制器，所述控制器被电耦合至所述感测模块和所述生理传感器，并且被配置成用于：

响应于所述生理信号而判定引线监测条件是否被满足；

在所述引线监测条件被满足时，获取所述第一心脏信号；

对所述第一心脏信号进行分析，以便检测所述第一心脏信号的异常；以及

响应于检测到所述异常而检测所述医疗电引线的短路。

2.如权利要求1所述的系统，其中，所述生理传感器包括以下各项之一：压力传感器、加速度计、以及用于产生与所述患者的心脏的运动相关的生理信号的电极对，

其中，所述控制器被配置成用于响应于所述生理信号通过从所述生理信号确定所述患者的心脏的运动的度量并且将所述度量与引线监测触发阈值进行比较来判定所述引线监测条件是否被满足。

3.如权利要求1所述的系统，其中，所述生理传感器包括感测电极对，所述感测模块被电耦合至所述感测电极对并且被配置成用于使用所述感测电极对来感测第二心脏信号，所述第二心脏信号包括伴随所述患者的心脏的去极化的第二多个心脏事件信号，

其中，所述控制器被配置成用于响应于所述生理信号通过检测所述第二多个心脏事件信号的速率的增大来判定所述引线监测条件是否被满足。

4.如权利要求2所述的系统，其中，所述生理传感器还包括感测电极对，所述感测模块被电耦合至所述感测电极对并且被配置成用于使用所述感测电极对来感测第二心脏信号，所述第二心脏信号包括伴随所述患者的心脏的去极化的第二多个心脏事件信号，

其中，所述控制器被配置成用于响应于所述生理信号通过检测所述第二多个心脏事件信号的速率的增大来判定所述引线监测条件是否被满足。

5.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述生理传感器包括产生与身体姿势相关的信号的多轴加速度计，

其中，所述控制器被配置成用于响应于所述多轴加速度计信号而响应于所述生理信号判定引线监测条件是否被满足。

6.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述控制器被配置成用于通过以下方式来检测所述第一心脏信号的所述异常：确定所述心脏信号的斜率；将所述心脏信号的所述斜率与短路阈值进行比较；并且在所述心脏信号的所述斜率超过所述短路阈值时将所述异常检测为所述医疗电引线内的短路事件。

7.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述控制器被配置成用于通过以下方式来检测所述第一心脏信号的所述异常：从所述第一心脏信号确定差分信号，将所述差分信号的振幅与短路阈值进行比较，并且在所述差分信号超过所述短路阈值时将所述异常检测为所述医疗电引线内的短路事件。

8.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述控制器被配置成用于响应于在所述第一心脏信号的基线部分期间检测到所述第一心脏信号的所述异常而检测所述医疗电引线的所述短路。

9.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述控制器被配置成用于确定所述第一多个心脏事件信号的振幅并且响应于检测到所述第一多个心脏事件信号的减小的振幅而检测所述第一心脏信号的所述异常。

10.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述控制器被配置成用于通过以下方式来检测所述异常：在所述第一心脏信号的在所述第一多个心脏事件信号中的心脏事件信号之间的基线部分期间确定前信号斜率、信号振幅、后信号斜率、信号极性、以及信号数量中的至少一项。

11.如权利要求1至4中任一项所述的系统，其中，所述控制器被进一步配置成用于响应于检测到所述医疗电引线的所述短路而执行动作，所述动作包括以下各项中的至少一项：

响应于检测到所述短路事件而生成警告信号；以及

响应于检测到所述短路事件而调整治疗递送路径。

12.一种用于检测医疗电引线的状况的方法，包括：

经由生理传感器感测与患者的运动相关的生理信号；

使用多个电极中的至少一个电极来感测第一心脏信号，所述第一心脏信号包括伴随所述患者的心脏的去极化的第一多个心脏事件信号；

响应于所述生理信号而判定引线监测条件是否被满足；

在所述引线监测条件被满足时，获取所述第一心脏信号；

对所述第一心脏信号进行分析，以便检测所述第一心脏信号的异常；以及

响应于检测到所述异常而检测所述医疗电引线的短路。