用于标识和调整失有效心脏再同步治疗的系统

摘要

一种用于递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的植入式医疗设备系统和方法，包括：响应于所递送的CRT起搏，而确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的。确定夺获无效的原因，并且如果所确定的夺获无效的原因是失夺获，则调整安全裕度；并且如果所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化，则调整LV预激。监测有效心脏再同步治疗的变化可用于确认对CRT起搏的调整在解决无效夺获方面是有效的。

说明书

本文中的公开内容涉及用于心脏起搏治疗的递送的系统和方法，并且更具体地，涉及心脏再同步治疗的递送。

背景技术

在正常窦性心律(NSR)期间，通过由位于右心房壁中的窦房(SA)结产生的电信号来调节心跳。由SA结产生的每个心房去极化信号横跨心房扩散(引起心房的去极化和收缩)并且到达房室(A-V)结处。A-V结通过将心室去极化信号传播通过心室隔的希氏(His)束并且随后到达右心室和左心室的束支和浦肯野(Purkinje)肌纤维来作出反应。

心脏再同步起搏设备通过向两个心室或向一个心室递送起搏刺激来操作，获得或多或少同时的机械收缩和自心室的血液喷射的期望结果。理想地，递送到心室的每个起搏脉冲刺激诱发来自心室的响应。递送使心室响应的电刺激被通常称为夺获心室。出于各种原因，心脏起搏系统可能没有实现心室的有效夺获。例如，起搏引线和/或电极可能没有被放置在最佳位置中。感知到的房室延迟(SAV)、起搏的房室延迟(PAV)、右心室预激发也可影响心室是否被有效地夺获此外，在已经植入医疗设备之后，起搏引线可能发生迁移或移位。

发明内容

本文描述的示例性系统、方法和界面可以被配置成用于向患者递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的医疗设备系统和方法。监测CRT起搏的递送，以确定CRT起搏是否有效地夺获了患者的心脏。在失有效夺获(loss of effective capture)的事件期间，确定失夺获的原因，并且如果用户已授予设备进行自动更改的权限(即已启用自动更改)，则自动作出对CRT起搏的调整。例如，当无效夺获的原因被确定为失夺获时，可以增大与所递送的起搏相关联的安全裕度，并且如果增大安全裕度没有解决无效夺获，则可以作出关于是否存在非常低的有效CRT百分比的确定。如果确定存在低有效CRT百分比，则可以将起搏的递送切换到最小心室起搏模式，并且可生成警报。如果未启用左心室夺获管理特征，则不会对起搏作出任何更改，而是生成对事件的警报或观察。

当无效夺获的原因被确定为延迟左心室去极化(即，由于引线被定位在疤痕组织内或潜伏(latent)或无活性的组织内而导致)时，可增大左心室预激。如果LV预激的增大没有解决无效夺获，则将LV预激调整回基线LV预激，并且如果向量调整特征被启用，则调整用于递送起搏的向量。如果对向量的调整没有解决无效夺获，则可以作出有关是否存在非常低的有效CRT百分比的确定。如果确定存在低有效CRT百分比，则可以将起搏的递送切换到最小心室起搏模式，并且可生成警报。

在一个示例中，示例性系统和方法可包括用于递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的植入式医疗设备系统，该植入式医疗设备系统包括：植入式医疗设备壳体；至少一根引线，该至少一根引线具有引线体并且能够被电耦合到壳体；多个电极，该多个电极沿着设备壳体和至少一根引线的引线体中的一者或两者定位，以感测患者的心脏信号并递送CRT起搏；以及处理器，该处理器被定位在壳体内并被配置成：响应于所递送的CRT起搏来确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的，确定夺获无效的原因，并响应于所确定的夺获无效的原因是失夺获而调整安全裕度，并响应于所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化而调整LV预激。

在至少一个示例中，一种递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的方法，包括：响应于所递送的CRT起搏来确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的；确定夺获无效的原因；以及响应于所确定的夺获无效的原因是失夺获而调整安全裕度，并且响应于所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化而调整LV预激。

在另一示例中，一种存储指令的非瞬态计算机可读介质，该指令使得植入式医疗设备执行一种方法，该方法包括：响应于所递送的CRT起搏来确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的；确定夺获无效的原因；以及响应于所确定的夺获无效的原因是失夺获而调整安全裕度，并且响应于所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化而调整LV预激。

以上发明内容不旨在描述本公开的每一个实施例或每一种实现方式。通过参考以下结合所附附图获得的具体实施方式以及权利要求书，更完整的理解将变得明显和可理解。

附图说明

图1是示出根据本公开的实施例的示例性治疗系统的概念图，该示例性治疗系统包括示例性植入式医疗设备(IMD)，该示例性植入式医疗设备可用于向患者递送起搏治疗。

图2是图1的示例性IMD的更详细的概念图。

图3A是示例性IMD(例如图1-图2的IMD)的框图。

图3B是在图2的系统中采用以用于提供三个感测通道和对应的起搏通道的IMD(例如，IPG)电路系统和相关联的引线的一个实施例的又另一框图，其选择性地在心室起搏模式中起作用，从而提供心室夺获验证。

图4是用于确定电刺激是否有效地夺获心室的示例性方法的流程图。

图5以图形方式描绘了支持图4的流程图中所描绘的有效夺获测试的数据。

图6以图形方式描绘了在图4的流程图中使用的数据，其中没有发生有效夺获。

图7A-7C以图形方式描绘了支持图4的流程图中所描绘的有效夺获测试的数据。

图8是用于自动调整植入式医疗设备上的设置以更有效地夺获心室的另一示例性方法的流程图。

具体实施方式

在以下对说明性实施例的详细描述中，参考了所附附图，这些附图形成实施例的一部分，并且在这些附图中以说明方式示出了可实践的具体实施例。应当理解，可以采用其他实施例，并且可以作出结构改变而不背离(例如，仍落入)在此所呈现的本公开的范围。

将参照图1-图8来描述示例性系统和方法。对本领域技术人员将是显而易见的是，来自一个实施例的元件或过程可与其他实施例的元件或过程结合使用，并且使用本文中所阐述的特征的组合的此类方法和系统的可能的实施例不限于附图中所示和/或本文所描述的特定的实施例。进一步地，将认识到，本文中所描述的实施例可包括并不一定按比例示出的许多元件。更进一步地，将认识到，本文中的过程的时序以及各种元件的尺寸和形状可被修改但仍落在本公开的范围内，但是某些时序、一个或多个形状和/或尺寸、或元件的类型相对于其他时序、形状和/或尺寸、元件的类型可能是有利的。

本文描述的各种示例性系统、方法和界面可以被配置成用于向患者递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的医疗设备系统和方法。监测CRT起搏的递送，以确定CRT起搏是否有效地夺获了患者的心脏。在失有效夺获的事件期间，确定失夺获的原因，并且如果夺获管理特征被启用，则自动作出对CRT起搏的调整。例如，当无效夺获的原因被确定为失夺获时，可以增大起搏输出(幅度、脉冲宽度或两者)。在另一示例中，可以增大与所递送的起搏相关联的安全裕度。如果增大起搏输出或增大安全裕度都没有解决无效夺获，则可以作出关于是否存在非常低的有效CRT百分比的确定。如果确定存在低有效CRT百分比，则可以将起搏的递送切换到最小心室起搏模式，并且可生成警报。如果未启用左心室夺获管理特征，则不会对起搏作出任何更改，而是生成对事件的警报或观察。

当无效夺获的原因被确定为延迟左心室去极化(即，由于引线被定位在疤痕组织内或潜伏或无活性的组织内而导致)时，可增大左心室预激。如果LV预激的增大没有解决无效夺获，则将LV预激调整回基线LV预激，并且如果向量调整特征被启用，则调整用于递送起搏的向量。如果对向量的调整没有解决无效夺获，则可以作出有关是否存在非常低的有效CRT百分比的确定。如果确定存在低有效CRT百分比，则可以将起搏的递送切换到最小心室起搏模式，并且可生成警报。

图1是示出了可用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10的概念图。患者14可以是但不一定是人。治疗系统10可包括可以耦合至引线18、20、22和编程器24的植入式医疗设备16(IMD)。IMD 16可以是例如经由耦合到引线18、20、22中的一个或多个的电极向患者14的心脏12提供电信号的植入式起搏器、心脏复律器、和/或除颤器。

引线18、20、22延伸至患者14的心脏12中以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示的示例中，右心室(RV)引线18延伸通过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并进入冠状窦30到达与心脏12的左心室32的游离壁相邻的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。

IMD 16可经由耦合到引线18、20、22中的至少一个的电极来感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号等。在一些示例中，IMD 16基于在心脏12内感知到的电信号来向心脏12提供起搏治疗(例如起搏脉冲)。IMD 16可操作用于调整与起搏治疗相关联的一个或多个参数，诸如例如脉冲宽度、振幅、电压、脉冲串长度等。进一步地，IMD 16可操作用于使用各种电极配置来递送起搏治疗，所述电极配置可以是单极的或双极的。IMD 16还可经由位于引线18、20、22中的至少一根引线上的电极来提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。进一步地，IMD 16可检测心脏12的心律失常(诸如，心室28、32的纤颤)，并以电脉冲的形式将除颤治疗递送至心脏12。在一些示例中，可对IMD 16进行编程以递送累进的治疗(例如，具有增大的能量水平的脉冲)，直到心脏12的纤颤停止为止。

在一些示例中，编程器24可以是手持式计算设备或计算机工作站，该编程器24可由用户(诸如医生、技术人员、另一临床医生、和/或患者)用于与IMD 16通信(例如，对IMD16编程)。例如，用户可以与编程器24交互，以检取关于在IMD 16内的和/或与所递送的起搏治疗相关联的一个或多个检测到的或指示的故障的信息。IMD 16和编程器24可经由使用本领域已知的任何技术的无线通信来进行通信。通信技术的示例可包括例如低频或射频(RF)遥测，但也可设想其他技术。

图2是更详细地示出了图1的治疗系统10的IMD 16和引线18、20、22的概念图。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合至治疗递送模块(例如，用于递送起搏治疗)、感测模块(例如，一个或多个电极，用以感测或监测心脏12的电活动以用于确定起搏治疗的有效性)、和/或IMD 16的任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近侧端可包括电触头，这些电触头电耦合到IMD 16的连接器块34中的相应的电触头。另外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于固定螺钉、连接销或另一种适当的机械耦合机构被机械地耦合到连接器块34。

引线18、20、22中的每根引线包括细长的绝缘引线体，该绝缘引线体可以携载通过隔离件(例如管状绝缘鞘)而彼此分开的多个导体(例如，同心盘绕导体、直导体等)。在示出的示例中，双极电极40、42被定位在引线18的远侧端附近。此外，双极电极44、46被定位成接近引线20的远侧端，且双极电极48、50被定位成接近引线22的远侧端。

电极40、44、48可采用环形电极的形式，并且电极42、46、50可采用分别可伸缩地安装在绝缘电极头52、54、56内的可伸长螺旋尖端电极的形式。电极40、42、44、46、48、50中的每一个可电耦合至其相关联的引线18、20、22的引线体内的导体(例如，螺旋的和/或直的)中的相应一个，并由此耦合至引线18、20、22的近侧端上的电触头中的相应一个。

电极40、42、44、46、48、50可进一步被用于感测伴随于心脏12的去极化和复极化的电信号(例如，电描记图(EGM)内的形态波形)。这些电信号经由相应的引线18、20、22而被传导至IMD 16。在一些示例中，IMD 16还可以经由电极40、42、44、46、48、50递送起搏脉冲，以引起患者的心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，如图2所示，IMD 16包括一个或多个壳体电极，诸如壳体电极58，该一个或多个壳体电极可与IMD 16的壳体60(例如，气密密封壳体)的外表面一体地形成或以其他方式耦合至壳体60。电极40、42、44、46、48、50中的任意电极可与壳体电极58相组合地用于单极感测或起搏。换言之，电极40、42、44、46、48、50、58中的任意电极可被结合使用，以形成感测向量，例如，可用于评估和/或分析起搏治疗的有效性的感测向量。可关于2011年12月23日提交并且转让给本发明的受让人的美国专利申请第61/580,058号看到感测和起搏的配置的示例，该申请的公开内容通过引用整体地结合于此，如通过优选地将LV尖端(即，电极46)-Rv线圈(即，电极62)用于起搏向量和感测向量而加以修改。本领域技术人员一般可理解，还可选择其他电极作为起搏和感测向量。电极44和64指的是权利要求中的第三和第四LV电极。

如参照图3A-图3B进一步详细描述的，壳体60可封围治疗递送模块，该治疗递送模块可包括用于生成心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测该患者的心律的感测模块。引线18、20、22还可以分别包括可采取线圈形式的细长电极62、64、66。IMD 16可以经由细长电极62、64、66和壳体电极58的任何组合来向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可以用于向心脏12递送心脏复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可以由任何适当的导电材料制成，诸如，但不限于铂、铂合金、和/或已知可用于植入式除颤电极的其他材料。由于电极62、64、66通常不被配置成递送起搏治疗，因此电极62、64、66中的任意电极可用于在起搏治疗期间感测电活动(例如，用于分析起搏治疗有效性)并且可与电极40、42、44、46、48、50、58中的任意电极组合使用。在至少一个实施例中，RV细长电极62可用于在起搏治疗的递送期间感测患者的心脏的电活动(例如，与壳体电极58结合，形成RV细长、线圈、或除颤电极至壳体电极向量)。

图1-图2中所示的示例性治疗系统10的配置仅是一个示例。在其他示例中，替代图1所示的经静脉引线18、20、22或除了图1所示的经静脉引线18、20、22之外，治疗系统可包括心外膜引线和/或贴片电极。进一步地，在一个或多个实施例中，IMD 16不需要被植入至患者14体内。例如，IMD 16可以经由经皮的引线将除颤电击和其他治疗递送到心脏12，这些经皮的引线通过患者14的皮肤延伸至心脏12内部或外部的各种位置。在一个或多个实施例中，系统10可采用无线起搏(例如，使用经由超声、电感耦合、RF等的到心脏内的起搏部件(多个)的能量传输)和使用在罐/壳体上和/或在皮下引线上的电极感测心脏激动。

在向心脏12提供电刺激治疗的治疗系统的其他示例中，此类治疗系统可以包括耦合到IMD 16的任何适当数量的引线，并且该引线中的每根引线可以延伸至心脏12内或附近的任何位置。例如，治疗系统的其他示例可包括如图1-图2中所示定位的三根经静脉引线。另进一步地，其他治疗系统可包括从IMD 16延伸进入右心房26或右心室28的单根引线，或延伸进入右心房26和右心室28中的相应一个的两根引线。

图3A是IMD 16的一个示例性配置的功能框图。如所示的，IMD 16可以包括控制模块81、治疗递送模块84(例如，其可以包括刺激发生器)、感测模块86和电源90。

控制模块81可以包括处理器80、存储器82以及遥测模块88。存储器82可以包括计算机可读指令，当例如由处理器80执行时，这些计算机可读指令使IMD 16和/或控制模块81执行本文所描述的归因于IMD 16和/或控制模块81的各种功能。进一步地，存储器82可包括任何易失性、非易失性、磁的、光的、和/或电的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器、和/或任何其他数字介质。存储器82包括与夺获管理有关的计算机指令。在美国专利第7,684,863号中简要地描述了示例性的夺获管理模块(诸如，左心室夺获管理(LVCM))，该专利通过引用被并入本文。关于起搏刺激的递送，夺获管理算法通常集中于起搏刺激的足够的能量递送。

控制模块81的处理器80可包括以下各项中的任一项或多项：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、和/或等效的分立或集成的逻辑电路系统。在一些示例中，处理器80可包括多个部件，诸如以下各项的任意组合：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、和/或一个或多个FPGA、以及其他分立或集成逻辑电路系统。归因于本文中的处理器80的功能可具体化为软件、固件、硬件、或它们的任意组合。

控制模块81可控制治疗递送模块84根据可存储在存储器82中的选定的一个或多个治疗程序向心脏12递送治疗(例如，诸如起搏之类的电刺激治疗)。更具体地，控制模块81(例如处理器80)可控制治疗递送模块84以递送电刺激，诸如例如具有由选定的一个或多个治疗程序(例如起搏治疗程序、起搏恢复程序、夺获管理程序等)指定的振幅、脉冲宽度、频率、或电极极性的起搏脉冲。如所示，治疗递送模块84例如经由相应引线18、20、22的导体或在壳体电极58的情况下经由设置在IMD 16的壳体60内的电导体而被电耦合至电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66。治疗递送模块84可以被配置用于使用电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66中的一个或多个电极生成诸如起搏治疗之类的电刺激治疗并向心脏12递送所述电刺激治疗。

例如，治疗递送模块84可经由分别被耦合到引线18、20、和22的环形电极40、44、48、和/或分别是引线18、20、和22的螺旋尖端电极42、46、和50来递送起搏刺激(例如，起搏脉冲)。进一步地，例如，治疗递送模块84可经由电极58、62、64、66中的至少两个来将除颤电击递送至心脏12。在一些示例中，治疗递送模块84可被配置成以电脉冲形式来递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其他示例中，治疗递送模块84可被配置成以其他信号的形式(诸如，正弦波、方波和/或其他基本上连续的时间信号)来递送这些类型的刺激中的一种或多种。

IMD 16可进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可使用开关模块85来例如经由数据/地址总线来选择可用的电极中的哪些被用于递送治疗(诸如，用于起搏治疗的起搏脉冲)，或可用的电极中的哪些被用于感测。开关模块85可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或适用于选择性地将感测模块86和/或治疗递送模块84耦合到一个或多个选定电极的任何其他类型的开关设备。更具体地，治疗递送模块84可包括多个起搏输出电路。可例如使用开关模块85来选择性地将多个起搏输出电路中的每一个起搏输出电路耦合至电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66中的一个或多个(例如，用于向起搏向量递送治疗的一对电极)。即，可使用开关模块85来将每个电极选择性地耦合到治疗递送模块的起搏输出电路中的一个。

感测模块86被耦合(例如，电耦合)至感测装置，该感测装置以及附加的感测装置可以包括电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66以便监测心脏12的电活动，例如，心电图(ECG)/电描记图(EGM)信号等。ECG/EGM信号可用于分析多个起搏事件。更具体地，ECG/EGM信号内的每个起搏事件的一个或多个形态特征可用于确定每个起搏事件是否具有预定水平的有效性。ECG/EGM信号可进一步用于监测心率(HR)、心率变异性(HRV)、心率震荡(HRT)、减速/加速能力、减速序列发生率、T波交替(TWA)、P波到P波的间期(也被称为P-P间期或A-A间期)、R波到R波的间期(也被称为R-R间期或V-V间期)、P波到QRS波群的间期(也被称为P-R间期、A-V间期或P-Q间期)、QRS波群形态、ST段(即，连接QRS波群和T波的段)、T波改变、QT间期、电向量等。

开关模块85还可以与感测模块86一起用于选择使用可用电极中的哪些可用电极来例如感测患者心脏的电活动(例如，使用电极40、42、44、46、48、50、58、62、64、66的任意组合感测患者心脏的一个或多个电向量)。在一些示例中，控制模块81可经由感测模块86内的开关模块(例如，通过经由数据/地址总线来提供信号)来选择用作感测电极的电极。在一些示例中，感测模块86可包括一个或多个感测通道，该一个或多个感测通道中的每一个可包括放大器。

在一些示例中，感测模块86包括通道，该通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽的通带的放大器。来自被选择用于耦合至该宽带放大器的选定感测电极的信号可被提供给多路复用器，并随后通过模数转换器转换成多位数字信号以作为EGM存储在存储器82中。在一些示例中，对此类EGM在存储器82中的存储可处于直接存储器存取电路的控制下。控制模块81(例如使用处理器80)可采用数字信号分析技术来表征存储在存储器82中的数字化信号，以分析和/或分类EGM信号的一个或多个形态波形，从而确定起搏治疗的有效性。例如，处理器80可被配置成确定或获得患者心脏的一个或多个电向量内的一个或多个感知到的形态波形的一个或多个特征，并在存储器82内存储该一个或多个特征，以用于在稍后的时间处确定起搏治疗的有效性。

如果IMD 16被配置成生成起搏脉冲并向心脏12递送起搏脉冲，则控制模块81可包括起搏器计时和控制模块，该起搏器计时和控制模块可被实现为硬件、固件、软件或其任何组合。起搏器计时和控制模块可包括与处理器80(诸如微处理器)分开的一个或多个专用硬件电路(诸如ASIC)、和/或由处理器80的部件(其可以是微处理器或ASIC)执行的软件模块。起搏器计时和控制模块可包括可编程计数器，该可编程计数器控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR以及单腔室起搏和双腔室起搏的其他模式相关联的基础时间间期。在前面提到的起搏模式中，“D”可指示双腔室，“V”可指示心室，“I”可指示被禁止的起搏(例如，无起搏)，而“A”可指示心房。起搏模式中的第一个字母可指示被起搏的腔室，第二个字母可指示在其中电信号被感知的腔室，而第三个字母可指示在其中提供对感测的响应的腔室。

由控制模块81内的起搏计时和控制模块定义的间期可以包括心房和心室起搏逸搏间期、感知到的P波和R波对重新开始逸搏间期的计时无效的不应期、和/或起搏脉冲的脉冲宽度。作为另一示例，起搏器计时和控制模块可定义消隐期，并且根据感测模块86提供信号，以消隐一个或多个通道(例如，放大器)达在向心脏12递送电刺激期间和之后的一时段。可响应于存储器82中所存储的数据，确定这些间期的持续时间。控制模块81的起搏器计时和控制模块还可确定心脏起搏脉冲的振幅。

在起搏期间，起搏器计时/控制模块内的逸搏间期计数器可在感测到R波和P波时被重置。治疗递送模块84(例如，包括刺激发生器)可以包括一个或多个起搏输出电路，该一个或多个起搏输出电路例如通过开关模块85被选择性地耦合到适于将双极或单极起搏脉冲递送到心脏12的腔室中的一个腔室的电极40、42、44、46、48、50、58、62或66的任意组合。控制模块81可在由治疗递送模块84生成起搏脉冲时重置逸搏间期计数器，并且由此控制对包括抗快速性心律失常起搏的心脏起搏功能的基本计时。

在一些示例中，控制模块81可作为中断驱动设备而操作，并且可响应于来自起搏器计时和控制模块的中断，其中，该中断可与感知到的P波和R波的出现以及心脏起搏脉冲的生成相对应。可由处理器80执行任何必要的数学计算，并且由起搏器计时和控制模块控制的值或间期的任何更新可在此类中断之后发生。存储器82的一部分可被配置为多个再循环缓冲区，该多个再循环缓冲区能保存一系列测得的间期，可由例如处理器80响应于起搏或感测中断的发生而分析这些测得的间期，以确定患者的心脏12目前是否正表现出房性或室性快速性心律失常。

控制模块81的遥测模块88可以包括用于与诸如本文参考图1描述的编程器24之类的另一设备通信的任何适当的硬件、固件、软件或其任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可以借助于天线(所述天线可以是内部和/或外部天线)来接收来自编程器24的下行链路遥测并向编程器24发送上行链路遥测。处理器80可例如经由地址/数据总线提供要通过上行链路传送至编程器24的数据和针对遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可以经由多路复用器向处理器80提供所接收的数据。在至少一个实施例中，遥测模块88可以被配置成：如果起搏治疗变得无效或效果变差(例如，不具有预定水平的有效性)，则传输警告或警报。

IMD 16的各种部件被进一步耦合到电源90，该电源90可包括可再充电的和不可再充电的电池。可选择不可再充电的电池以维持达若干年，而可再充电的电池可例如每天或每周从外部设备进行感应充电。

起搏(例如，LV和/或BV起搏)比率或百分比(它通常是起搏的心跳数除以心跳总数，通常被表示为心跳总数的百分比)可以是用于评估CRT的有效性的有用度量，但是在许多情况下，它可能会产生误导，因为如果例如心室起搏未能正确地改变电激动模式(pattern)，则高起搏比率或百分比可能不一定意味着CRT有效。对监测到的EGM信号中的诱发响应(例如，起搏的QRS波群)的自动逐个搏动分析可以用来确定起搏的心跳是否被有效起搏，从而用于为起搏比率提供更高的分辨率。例如，可以从起搏比率中排除已被起搏但被确定为未被有效起搏的心跳(例如，取决于固有激动和起搏激动之间的融合程度等)，从而提供对起搏功效和/或效率的更准确的度量，这可被称为起搏有效性比率。

基于特征的分类可在采用心脏起搏(例如，左心室融合起搏、双心室起搏等)的设备(例如，IMD 16)中启用逐个搏动节律分类并且可通过向医师提供有用的诊断指标来将值添加至设备。在这种基于特征的逐个搏动分类中涉及的计算代价可以是最低的并且可在设备(诸如，在本文参照图1-3B描述的IMD 16)的体系结构中实现。例如，与对于详细的模板匹配算法而言通常所需的多种密集的数学运算和归一相比，本文所描述的示例性方法可组合代数运算和比较和/或可每个搏动需要单次归一。

图3B是IMD 16的功能框图的又另一实施例。图3B描绘了双极RA引线22、双极RV引线18、和双极LV CS引线20，而没有与IPG电路31耦合的LA CS起搏/感测电极28和30，IPG电路31具有可编程模式和起搏领域已知的双心室DDD/R类型的参数。进而，传感器信号处理电路43间接地耦合至计时电路83，并且经由数据和控制总线耦合至微计算机电路系统33。在通常被划分成微计算机电路33和起搏电路83的功能框图中示出了IPG电路31。起搏电路83包括数字控制器/定时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、RF遥测收发机41、活动传感器电路35以及以下描述的多个其他电路和部件。

晶体振荡器电路47为起搏电路320提供基本计时时钟，而电池29提供电力。上电复位电路45响应于电路到电池的用于定义初始的操作条件的初始连接，并且类似地响应于检测到低电池条件而重置设备的操作状态。参考模式电路37生成用于起搏电路320内的模拟电路的稳定电压参考和电流，而模拟-数字转化器ADC和多路复用器电路39使模拟信号和电压数字化以提供来自感测放大器55的心脏信号的实时遥测，以供经由RF发射器和接收器电路41进行上行链路传输。电压参考和偏置电路37、ADC和多路复用器39、上电复位电路45和晶体振荡器电路47可对应于在目前市售的植入式心脏起搏器中的目前使用的那些部件中的任意部件。

如果将该IPG编程为频率应答模式，则由一个或多个生理传感器输出的信号被用作频率控制参数(RCP)以导出生理逸搏间期。例如，与在所描绘的示例性IPG电路31中的患者活动传感器(PAS)电路35中获得的患者的活动水平成比例地调整逸搏间期。患者活动传感器316被耦合至IPG壳体，并且可采取本领域熟知的压电晶体换能器的形式，并且其输出信号被处理并用作RCP。传感器316响应于感知到的身体活动而生成电信号，这些电信号由活动电路35处理并被提供给数字控制器/定时器电路83。活动电路35和相关联的传感器316可对应于美国专利第5,052,388号和第4,428,378号中公开的电路系统。类似地，可结合诸如氧合传感器、压力传感器、pH传感器和呼吸传感器(所有这些都公知用于提供频率应答起搏能力)之类的替代类型的传感器来实践本发明。替代地，QT时间可用作频率指示参数，在这种情况下不需要额外的传感器。类似地，还可在非频率应答起搏器中实践本发明。

借助于遥测天线57和相关联的RF收发器41来完成去往和来自外部编程器的数据传输，RF收发器41用作解调所接收的下行链路遥测和传输上行链路遥测两者。如起搏领域所公知的，上行链路遥测能力将通常包括用于传输所存储的数字信息(例如，操作模式和参数、EGM直方图、和其他事件、以及指示心房和心室中所感知的和起搏的去极化的发生的心房和/或心室电活动和标记通道脉冲的实时EGM)的能力。

微计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟，并且分别包含处理器上RAM和ROM芯片82A和82B。此外，微计算机电路33包括单独的RAM/ROM芯片82C以提供额外的存储器容量。微处理器80通常以减小的功率消耗模式来进行操作，并且是中断驱动的。微处理器80响应于限定的中断事件而被唤醒，该限定的中断事件可包括由数字定时器/控制器电路83中的定时器生成的A-触发(TIRG)信号、RV-触发信号、LV-触发信号，以及由感测放大器电路55生成的A-事件信号、RV-事件信号和LV-事件信号等等。通过微计算机电路33借助于数据和控制总线306根据编程(programmed-in)的参数值和操作模式来控制由数字控制器/定时器电路83进行倒计时(time out)的间期和延迟的特定值。此外，如果被编程成作为频率应答起搏器来操作，则可以例如每周期或每两秒提供定时中断，以便允许微处理器分析活动传感器数据并更新基本A-A、V-A或V-V逸搏间期(如适用)。此外，微处理器80还可以用于限定可变的、可操作的AV延迟间期以及递送至每个心室的能量。

在一个实施例中，微处理器80是适合于以常规方式取得并执行存储在RAM/ROM单元314中的指令的定制微处理器。然而，所设想的是，其他实现可适用于实践本发明。例如，现成的可购得的微处理器或微控制器、或者定制的专用硬接线逻辑或状态机型电路可以执行微处理器80的功能。

数字控制器/定时器电路83在微计算机33的总体控制下进行操作以便控制起搏电路320内的计时功能和其他功能，并且包括一组计时电路和相关联逻辑电路，描绘了该一组计时电路和相关联逻辑电路中的与本发明有关的某些电路。所描绘的计时电路包括URI/LRI定时器83A、V-V延迟定时器83B、用于对过去的V-事件到V-事件间期或V-事件到A-事件间期或V-V传导间期进行计时的固有间期定时器83C、用于对A-A、V-A和/或V-V起搏逸搏间期进行计时的逸搏间期定时器83D、用于对自在前的A-事件或A-触发起的A-LVp延迟(或A-RVp延迟)进行计时的AV延迟间期定时器83E、用于对心室后时间段进行计时的心室后定时器374、以及日期/时间时钟376。

AV延迟间期定时器83E加载有用于一个心室腔的适当延迟间期(即，使用已知方法所确定的A-RVp延迟或A-LVp延迟)，用于对从在前的A-起搏或A-事件的开始进行倒计时。间期定时器83E触发起搏刺激递送，并且可基于一个或多个在先的心动周期(或是根据针对给定患者经验地导出的数据集合)。

事件后定时器374对在RV-事件或LV-事件或RV-触发或LV-触发之后的心室后时间段或在A-事件或A-触发之后的心房后时间段进行倒计时。事件后时间段的持续时间还可以被选择作为存储在微计算机33中的可编程参数。心室后时间段包括PVARP、心房后心室消隐期(PAVBP)、心室消隐期(VBP)、心室后心房消隐期(PVARP)和心室不应期(VRP)，但是也可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路系统而适当地定义其他时段。心房后时间段包括心房不应期(ARP)(在所述心房不应期期间，出于重置任何AV延迟的目的而忽略A-事件)以及心房消隐期(ABP)(在所述心房消隐期期间，禁用心房感测)。应当注意的是，心房后时间段和AV延迟的开始可与每个A-事件或A-触发的开始或结束基本上同时开始，或者在A-触发的情况下，可以在A-触发之后的A-起搏结束时开始。类似地，心室后时间段和V-A逸搏间期的开始可以与V-事件或V-触发的开始或结束基本上同时开始，或者在V-触发的情况下，在可以在V-触发之后的V-起搏结束时开始。微处理器80还可选地计算AV延迟、心室后时间段和心房后时间段，其随着响应于RCP(多个)而建立的基于传感器的逸搏间期和/或随着固有心房率而变化。

输出放大器电路51包括RA起搏脉冲发生器(以及LA起搏脉冲发生器，如果提供LA起搏的话)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器，或者与目前在提供心房和心室起搏的市售心脏起搏器中使用的那些中的任一个相对应。为了触发RV-起搏或LV-起搏脉冲的生成，数字控制器/定时器电路83在A-RVp延迟的超时(在RV预激的情况下)时生成RV-触发信号或在A-LVp延迟的超时(在LV预激的情况下)时生成LV-触发，所述A-RVp延迟的超时和A-LVp延迟的超时由AV延迟间期定时器83E(或V-V延迟定时器83B)提供。类似地，在由逸搏间期定时器83D计时的V-A逸搏间期结束时，数字控制器/定时器电路83生成触发RA-起搏脉冲的输出的RA-触发信号(或触发LA-起搏脉冲的输出的LA-触发信号，如果提供的话)。

输出放大器电路51包括开关电路，以用于将来自引线导体与IND_罐(IND_CAN)电极20之间的选定起搏电极对耦合至RA起搏脉冲发生器(和LA起搏脉冲发生器，如果提供的话)、RV起搏脉冲发生器和LV起搏脉冲发生器。起搏/感测电极对选择和控制电路53选择要与输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器耦合的引线导体和相关联的起搏电极对，以用于完成RA、LA、RV和LV起搏。

感测放大器电路55包含与在用于心房和心室起搏和感测的当代心脏起搏器中目前被采用的那些感测放大器中的任意感测放大器相对应的感测放大器。如在上述引用的、共同转让的'324专利中所述的，在本领域中已经很普遍的是使用非常高阻抗P波和R波感测放大器来放大由心脏去极化波前的通过而跨感测电极对所生成的电压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波、以及振幅阈比较来从背景电噪声中区分P波或R波。数字控制器/定时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。

感测放大器通常在向起搏系统的起搏电极中的任意电极递送起搏脉冲之前、期间和之后的消隐期期间与感测电极解耦合，以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括消隐电路，该消隐电路用于在ABP、PVABP和VBP期间将引线导体和IND_罐电极20的选定对与RA感测放大器(以及LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器的输入解耦合。感测放大器电路55还包括开关电路，该开关电路用于将选定的感测电极引线导体和IND_罐电极20耦合至RA感测放大器(以及LA感测放大器，如果提供的话)、RV感测放大器和LV感测放大器。再次，感测电极选择和控制电路53选择待与输出放大器电路51和感测放大器电路55内的心房和心室感测放大器耦合的导体和相关联的感测电极对，以用于沿着所期望的单级和双极感测向量完成RA、LA、RV和LV感测。

由RA感测放大器感知到的RA-感测信号中的右心房去极化或P波导致被传送至数字控制器/定时器电路83的RA-事件信号。类似地，由LA感测放大器(如果提供的话)感知到的LA-感测信号中的左心房去极化或P波导致被传送至数字控制器/定时器电路83的LA-事件信号。由心室感测放大器感知到的RV-感测信号中的心室去极化或R波导致被传送至数字控制器/定时器电路83的RV-事件信号。类似地，由心室感测放大器感知到的LV-感测信号中的心室去极化或R波导致被传送至数字控制器/定时器电路83的LV-事件信号。RV-事件信号、LV-事件信号、以及RA-事件信号、LA-感测信号可以是应答的(refractory)或不应的(non-refractory)，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是由真正的R波或P波触发。

本文描述的示例性方法和/或设备可以通过分析与针对患者心脏的一个或多个所监测的电向量的起搏事件相对应的感知到的形态波形的一个或多个特征，来跟踪或监测起搏治疗的有效性。如本文使用的，感知到的形态波形可对应于通过在递送起搏刺激之后的预定的或选定的时间段或感测窗口(例如，200毫秒)内发生的起搏事件。感知到的形态波形可以例如由起搏刺激的递送和/或固有传导所导致。

图4描绘了用于确定CRT起搏的起搏有效性的诊断方法500。具体而言，将起搏事件的递送之后的形态特征与绝对水平(即非患者特有的阈值)进行比较。例如，本文所述的示例性系统和方法在起搏治疗期间监测患者心脏的一个或多个电向量，分析每个起搏事件是否具有预定水平的有效性。在一个或多个实施例中，在CRT中仅起搏LV或双心室(BV)起搏期间，评估LV电极-RV线圈向量的形态特征。示例性LV电极-RV线圈向量可包括电极对，诸如LV尖端(例如，电极46)至RV线圈(例如，电极62)、或LV环形(例如，电极54)至RV线圈(例如，电极62)。选择包括LV起搏阴极和另一电极(诸如RV线圈或IMD 16外壳或壳体)的监测向量是有利的。例如，如果在LV尖端发生LV起搏，则优选地采用Lv尖端-Rv线圈或Lv尖端-设备外壳的监测向量。

在框502处，作出关于当前或最新的心室事件是否是起搏事件的确定。如果设备未递送起搏事件，则遵循“否”路径，返回到框502以继续检查下一起搏事件。如果已经发生起搏事件，则“是”路径继续到可选框504，使得可以将来自监测向量的电描记图数据存储到存储器中。框504是可选的，因为数据存储可以独立于方法500中阐述的计算机指令而自动发生。图5中描绘了由起搏事件而导致的示例性EGM数据。如所示，电刺激(例如，双心室起搏脉冲)在时间＝0处通过医疗电引线被递送到心脏组织，同时以180Hz的示例性采样频率(每个样本5.56ms)对数据采样。紧接在递送起搏刺激之前，感知用作参考值的基线数据值(BL)。在图5的示例中，设备在紧接起搏刺激的递送之前和之后的消隐期期间保持基线数据值，因此也可以在保持期期间(即，紧接在递送起搏刺激之后)感知到BL。例如，BL EGM振幅为-1，并且最小EGM振幅为-110，其中单位等于模数转换器(ADC)的最低有效位(LSB)电压。作为说明，如果ADC的满标度电压范围为8毫伏(mV)，并且ADC具有8位分辨率，则LSB电压为8*1000/(2

从EGM解析出形态特征，并将该形态特征用于确定起搏是否有效地夺获心室。示例性的形态特征包括在递送起搏时的EGM振幅的最大值(Max)、最大值的计时(Tmax)、最小值(Min)、最小值的计时(Tmin)、基线值(BL)。在从递送起搏开始的预先指定的宽度(即200ms)的时间窗口内评估形态特征。

为了确定起搏刺激是否有效地夺获心室，根据框506、508、510、516、518和520处体现的数学关系中的一个或多个来评估感知到的数据。在框506处，作出关于相对于有效夺获的第一条件是否被满足的确定。下方呈现的第一条件从Tmax中减去Tmin，并且随后确定结果是否大于预定的阈值(T)，诸如30ms。第一条件的方程如下：

Tmax-Tmin>30ms

如果Tmax–Tmin不大于30ms，则“否”路径继续至框514，在框514中起搏刺激被宣称无效地夺获心室。相反，如果Tmax–Tmin>30ms，则“是”路径继续至框508。由于Tmax-Tmin等于78.4-33.4ms(等于45ms)，因此图5所呈现的数据提供了该条件被满足的示例。在框508处，作出了关于是否满足第二条件的确定。第二条件的方程如下：

LL<|Max-BL|/|BL-Min|

下限(LL)和上限(UL)分别与形态特征的比率上限和比率下限相关联。示例性LL可以是0.2并且在0.1到0.33的范围中，并且示例性UL可以是5.0并且在3.0到10.0的范围中。优选地，LL被设置为0.125并且UL被设置为8.0。

最大值(Max)和最小值(Min)与诸如振幅之类的特定EGM形态特征相关联。比率|Max-BL|/|BL-Min|包括除以BL-Min的绝对值的Max-BL的绝对值。如果框508处的第二条件未被满足，则“否”路径继续至框518，在框518中作出关于是否(|Max-BL|/|Min-BL|)≤LL的确定。如果(|Max-BL|/|Min-BL|)≤LL未被满足，则“否”路径继续至框514，并且声明心室起搏刺激没有诱发心室的有效夺获。相反，来自框518的“是”路径继续至框520，在框520中作出关于BL是否小于|Min/8|的确定。如果BL不小于|Min/8|，则来自框520的“否”路径继续至框514，在框514中电刺激被宣称无效地夺获心室。如果BL小于|Min/8|，则“是”路径继续至可选框510。

来自框508的“是”路径也继续至框510，框510确定Tmin是否小于预先选定的值，诸如60ms。该预先选定的值可以是40ms-80ms之间的任何值。如果Tmin不小于60ms，则“否”路径继续到可选框516，在框516中作出关于Max-Min是否大于3.5mV的另一确定。如果Max-Min大于3.5mV，则存在有效夺获，并且“是”路径继续至框512，在框512中心室刺激被宣称夺获了心室。来自框516的“否”路径继续至框514，在框514中作出了心室刺激被确定没有有效地夺获心室的确定。

返回至框510，如果Tmin小于60ms，则“是”路径继续至框512，在框512中有效夺获被宣称。每次在框512处宣称有效夺获时，有效夺获计数器均增加1。在有效夺获监测期间，有效夺获计数器被持续地维持并且更新。有效夺获监测确定起搏刺激是有效还是无效。有效夺获监测跟踪在起搏治疗期间来自心脏组织的响应。

有效夺获监测可被持续地执行，或更优选地被周期性地执行(例如，100次搏动/小时(hr)、每日一次等)，以便于节省电池寿命。优选地，有效夺获监测以每小时100次搏动被执行，并且由正常起搏计时(而非ECT的理想计时条件)组成。有效夺获监测(即，每小时100次搏动)作为有效夺获搏动的百分比被报告至用户。用户可应用所关注的阈值的任何选择(例如，90％等)。

在监测时段之后，可通过将有效夺获计数器除以起搏搏动总数来计算有效夺获的度量。该方法随后返回至框502处监测下一起搏事件。

为了确定有效LV夺获是否可在理想条件下发生，在用户的指导下(例如，在患者睡觉时，诸如在夜间)周期性地(例如，每天等)或响应于对无效夺获的持续观察，执行有效夺获测试(ECT)。通常，理想条件涉及以足够的振幅和时间递送起搏刺激。

ECT的结果可用于解释全天观察到无效夺获的原因。例如，如果左心室引线移位，如果LV起搏的位置处出现疤痕组织，或者如果BV起搏包括对RV的大量预激，则即使在理想条件下也可能无法获得有效的LV夺获。

可以针对仅LV起搏或BV起搏执行ECT测试。执行ECT的方式取决于患者是否正经历心房纤颤(AF)。AF通常会导致起搏行为切换到不跟踪心房激动的起搏模式(例如DDI、DDIR、VVI、或VVIR起搏模式)。当不在AF中时，设备通常以跟踪心房激动的起搏模式操作，使得SAV和PAV是相关的起搏计时参数。例如，如果患者不再AF中，则仅LV起搏采用非常短的PAV(例如10ms)或SAV(例如10ms)。替代地，如果患者正经历AF，则仅LV起搏采用超速(overdrive)频率。将测试搏动(例如5个测试搏动等)递送到心室，以根据图4和所附文本中所呈现的标准确定是否有效地夺获了心室。例如，如果有效地夺获了75％的测试搏动(诸如5个搏动中的4个)，则针对该天ECT通过。针对该天ECT通过意味着有效夺获至少在理想条件下是可能的。

BV测试在LV测试之后。对于BV测试，如果患者不在AF中，则使用非常短的PAV或SAV以及当前编程的VV延迟，而如果患者处于AF中，则采用超速频率。同样，以BV起搏递送5个测试搏动，并且5个中的4个必须通过有效LV夺获。如果形态特征满足有效夺获测试(ECT)，则LV起搏搏动或BV起搏搏动被认为提供有效夺获。ECT可以包括以下关系中的一个、两个或三个：

Tmax-Tmin>30ms(1)

0.2<|Max-BL|/|BL-Min|<5或(|Max-BL|/|Min-BL|≤LL并且BL<|Min/8|)以及(2)

Tmin<60ms or Max-Min>3.5mV(3)

所有计时参数都是从起搏被递送的时间开始测得的。

表1总结了示例性方法500的诊断数据。诊断数据的两个不同示例(如图5和图6所示的)描绘了来自心动周期的QRS波群的R波。R波，心室的去极化，通常具有大于心动周期的任何其他波的振幅，并且由从基线起并返回基线的快速偏离所表征。

图5示出了在正偏转之前的负偏转，而图6示出了在信号的负偏转之前的正偏转。当曲线下降到基线以下时，发生负偏转。负偏转指示所记录的远场波远离引线上的电极中的一个电极行进。相比之下，如图6所示的，当曲线上升到基线以上时，发生正偏转。正偏转意味着所记录的远场波朝向电极行进。

现在转到ECT标准的应用，由于成功地通过了图4的框506、508和510，所以图5中呈现的起搏数据递送了有效的起搏以夺获心室。由于关于框506，Tmax-Tmin不大于30ms，所以图6中呈现的起搏数据未有效地夺获心室。表1列出了ECT标准以及图5和图6中呈现的起搏数据的每个结果。

表1

可以将起搏搏动分类为有效夺获或无效夺获的条件方便地显示为二维散点图。图7A-7C支持在图4的流程图中找到的条件。图7A-7B描绘了LV尖端-RV线圈EGM。该EGM振幅沿Y轴从-128延伸到128，而X轴从0延伸到0.2秒。针对每个刺激显示了诸如BL、Min、Max、Tmin、Tmax之类的数据，并将该数据与有效夺获的标准进行比较。数据随后被映射到图7C的散点图上。如所示，根据从图7A递送的刺激，有效夺获存在于框定区域内，而如从图7B递送的电刺激诱发的，无效夺获存在于框定区域外。注意，有效夺获的第三标准(Tmin<60ms或Max-Min>3.5mV)未被包括在该图形描绘中，并且在一个或多个其他实施例中对于有效夺获确定而言不是必需的。

图8是根据本公开的示例的植入式医疗设备中的递送心脏再同步治疗的示例性方法的流程图。如图8所示，在根据本公开的示例的心脏再同步治疗的递送期间，处理器80确定由递送的CRT起搏导致的有效夺获是否小于预定阈值达最新的时间段(例如，5天)(框902)。如上所述，示例性预定阈值可以被设置为80％，并且可以在例如98％至50％的范围内。另外，尽管可以将最新的时间段设置为5天，但是应该理解，最新的时间段可以在1小时到14天之间。在另一示例中，预定阈值可以与所递送的CRT起搏的百分比有关。例如，如果递送了90％的CRT起搏，但只有80％有效，则可以将该10％的“增量(delta)”与百分比增量阈值进行比较。

处理器80从存储器82访问无效夺获的原因(框904)。例如，在Ghosh等人的美国专利第9,320,905号中描述了一种用于将失夺获或潜伏(latency)确定为无效夺获的原因的示例方法，该专利通过引用以其整体被并入。在根据本公开的另一示例中，为了将失夺获确定为无效夺获的原因，处理器80可以确定在预定的时间段期间V起搏(VP)搏动的百分比与有效CRT的百分比之间的差异是否大于或等于差异阈值，诸如，例如在最近的24小时期间的5％。

如果V起搏(VP)搏动的百分比与有效CRT的百分比之间的差异大于或等于差异阈值，则处理器80还可以确定是否满足两个附加要求中的至少一个。例如，处理器80可以进一步确定是否(1)自植入以来的预定时间段(诸如，例如14天)期满，LCVM夺获阈值已不可用达预定的天数(诸如，例如最近14天内有9天)，并且LVCM夺获阈值不可用达最近一天，或者是否(2)针对当前LV路径和LV脉冲宽度，在预定的天数(诸如，例如14天)内最小LVCM夺获阈值与最大LVCM夺获阈值之间的差异大于或等于最小/最大差异阈值，诸如，例如当前振幅安全裕度减去25伏。

以此方式，根据一个示例，如果处理器80确定V起搏(VP)搏动的百分比与有效CRT的百分比之间的差异大于或等于差异阈值，并且满足附加要求(1)和附加要求(2)中的至少一个，则无效夺获的原因(框904)可被确定为失夺获(框906)。

当无效夺获的原因被确定为失夺获(框906)时，处理器80确定LVCM特征是否以打开或启用，以及LV安全裕度是否已被编程为“自动”(框908)。如果LVCM被确定为未被启用(框908中的“否”)，则处理器80可生成警报或对所确定的无效夺获的观察(框910)，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。

如果LVCM被确定为被启用(框908中的“是”)，则处理器80可将振幅的基线安全裕度增大到超过心室夺获所需的振幅预定水平，诸如，例如0.5伏(框912)。在附加示例中，安全裕度可以是脉冲宽度、或振幅和脉冲宽度的组合。在另一示例中，处理器可以执行夺获管理算法，以在LVCM被确定为被启用(框908中的“是”)的情况下确定经调整的夺获阈值。当使用经调整的安全裕度或经调整的夺获阈值递送起搏时，处理器80随后确定是否已解决无效夺获(框914)。例如，为了确认对安全裕度的调整在解决无效夺获方面是有效的，处理器80可以监测起搏治疗达预定的时间段，诸如，例如24小时，并且确定在该24小时时段期间是否存在有效CRT的改变。作为另一示例，为了确定有效CRT的改变，在等待预定数量的搏动(例如，诸如两个搏动)以使得设备能够转换到经调整的输出之后，后续地分析预定数量的后续搏动以获得24小时时段期间的有效CRT，诸如，例如5个搏动。

在一个示例中，如果确定5个后续搏动中少于4个导致有效夺获，则确定没有发生改变，因此未解决无效夺获(框914中的“否”)。重置初始编程(框915)，包括将LV安全裕度或夺获阈值从经调整的值重置为初始值以及适当时重置VV延迟或LV起搏向量，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。另一方面，如果确定5个搏动中有4个或更多个导致有效夺获，则确定发生了变化，因此解决了无效夺获(框914中的“是”)。结果，继续以经调整的LV安全裕度或夺获阈值递送起搏治疗，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。在一个示例中，安全裕度或夺获阈值可后续地在LVCM或LV安全裕度被重新编程时被重置。

以此方式，如果无效夺获的原因被确定为失夺获，则处理器80可以从基线设置调整安全裕度或夺获阈值，并且如果使用经调整的安全裕度或夺获阈值未解决无效夺获，则返回到基线安全裕度。另外，如果确定未启用或关闭LVCM，则处理器80仅生成警报或观察而无需进行任何调整。

根据一个示例，为了将延迟的去极化确定为无效夺获的原因(框922)，即，由于引线被定位在疤痕组织内或在潜伏或无活性的组织内，处理器80可以确定是否满足预定数量的延迟去极化要求。例如，延迟去极化要求可以包括(1)设备的CRT被编程为自适应双心室起搏治疗或自适应双心室和左心室起搏治疗，并且该设备的CRT包括对VV延迟的控制。此外，该要求可包括(2)CRT起搏有效达5个仅LV起搏周期中的4个，并且Tmin>100ms(>13个样本)达5个仅LV起搏周期中的至少4个，以及(3)在预定时间段期间心室起搏的百分比与有效CRT的百分比之间的差异大于或等于阈值，诸如，例如在24小时时段内为5％。

以此方式，根据一个示例，如果处理器80确定满足延迟去极化要求(1)-(3)，则无效夺获的原因(框904)被确定为延迟LV去极化(框922)，并且作为结果，潜伏补救标志被设置并且处理器80将LV预激从基线值增大到经调整的值(框924)。例如，处理器80可以停止对VV延迟的自动控制(例如，根据例行地更新VV延迟的算法)，并且使VV延迟被增大预定值至最大值，例如，例如将VV延迟增大20ms高至60ms的最大值。在另一示例中，可以将偏移应用于由自动算法确定的VV延迟。例如，如果CRT算法选择为20的VV延迟，则此新特征将自动地将VV延迟增大到40ms。

在最初将VV延迟增大20ms之后，作出关于是否由于使用增大的LV预激而导致解决了无效夺获的确定(框926)。例如，为了确认对LV预激的调整在解决无效夺获方面是有效的，处理器80可以监测起搏治疗达预定的时间段，诸如，例如24小时，并且确定在该24小时时间段期间是否存在有效CRT的改变。作为另一示例，处理器80可以分析预定数量的后续递送的起搏搏动，诸如，例如五个递送的起搏搏动，并确定这些搏动是否导致有效夺获。

在一个示例中，如果确定五个后续递送的搏动中有四个导致有效夺获，则确定无效夺获被解决(框926中的“是”)，并且确认增大的LV预激并且重复该过程(框902)，其中CRT起搏以经调整的VV延迟被递送达预定的时间段，诸如，例如24小时。如果确定五个后续递送的搏动中少于四个导致有效夺获，并且当前VV延迟小于60ms，则再次将VV延迟增大20ms，并分析接下来的五个起搏搏动以获得有效夺获，并且重复该过程。另一方面，如果确定五个后续递送的起搏中少于四个导致有效夺获，并且当前VV延迟不小于60ms，则确定无效夺获未被解决(框926中的“否”)，通过CRT算法恢复对VV延迟的控制，移除潜伏补救标志并且将潜伏补救标志延迟一时间段，诸如，例如24小时。

以此方式，如果确定发生了有效CRT的变化并且因此确定通过对LV预激的调整而解决了无效夺获(框926中的“是”)，则针对被递送为具有经调整的LV预激的CRT重复该过程，以确定在下一时间段期满之后有效夺获是否小于预定阈值(框902)。

另一方面，如果确定未发生有效CRT的变化，并因此确定未通过对LV激励的调整而解决无效夺获(框926中的“否”)，则处理器80将经调整的LV预激返回到基线LV预激并且确定当前设备设置是否指示允许LV起搏向量调整(框928)。如果当前设备设置指示不允许向量调整(框928中的“否”)，则重置初始编程(框915)，包括将LV安全裕度从经调整后值重置为初始值以及适当时重置VV延迟或LV起搏向量，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。

如果当前设备设置指示允许向量调整(框928中的“是”)，则处理器80使设备将感测向量从在电极40、42、44、46、48、50、58之间形成的基线感测向量切换为在电极40、42、44、46、48、50、58之间形成的另一感测向量(框930)，并且在使用经调整的起搏向量递送起搏时，确定是否已解决无效夺获(框932)。例如，为了确认对起搏向量的调整在解决无效夺获方面是有效的，处理器80可以监测起搏治疗并确定是否存在有效CRT的改变，如上所述。如果确定发生了有效CRT的变化，并因此确定解决了无效夺获(框932中的“是”)，则通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。

另一方面，如果确定未发生有效CRT的变化并且因此确定无效夺获未被解决(框932中的“否”)，则处理器80将起搏向量调整回基线起搏向量，并且重置初始编程(框915)，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。

以此方式，如果无效夺获的原因被确定为延迟的LV去极化，则处理器80可以从基线LV预激设置调整LV预激，并且如果无效夺获未因经调整的LV预激而被解决，则将LV预激返回到基线设置。处理器80随后确定当前设备设置是否指示允许向量调整，并且如果确定向量调整被指示为被允许，则处理器80可以将当前起搏向量从基线起搏向量切换到经调整的起搏向量，并且后续地确定无效夺获是否由于对起搏向量的调整而被解决。

图9是根据本公开的示例的植入式医疗设备中的递送心脏再同步治疗的示例性方法的流程图。图9的方法包括权利要求8的方法的所有特征，为简洁起见，在此不再重复。但是，图9的示例的不同之处在于，图9的示例包括用于在失夺获被确定为无效夺获的原因时确定无效夺获是否被解决的附加特征。在一个示例中，这样的附加特征可以指示对表示增大水平的LV夺获失败的LV失夺获的增加的关注，该LV失夺获导致有害的仅RV起搏。

具体而言，如图9所示，如果无效夺获未因对安全裕度或夺获阈值的调整而被解决(框914中的“否”)，或者如果不允许向量调整(框928中的“否”)，或者如果未解决无效夺获(框932中的“否”)，则处理器80可以确定所确定的有效CRT是否小于最小有效CRT阈值(框916)。如果当前确定的有效CRT不小于最小有效CRT阈值(框916中的“否”)，则通过在下一个时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。尽管描述了在所递送的CRT和有效CRT之间使用最小增量，但是在另一示例中，该确定可以与所递送的CRT和有效CRT之间存在较大的增量相关联。

在一个示例中，处理器916可以基于多个特征来作出所确定的有效CRT是否小于最小有效CRT阈值的确定(框916)，所述多个特征诸如是(1)有效CRT是否被确定为在给定时间段内小于预定百分比，诸如，例如在最近一天期间的10％的有效CRT，(2)在预定的时间段(诸如，例如48小时)中未调整LV起搏向量，(3)有效CRT在给定的天数内大于预定阈值，诸如，例如大于50％的有效CRT达最近3天中的一或多天，以及(4)有效的CRT事件(episode)在给定的时间段(诸如，例如5天)内被确定。

如果不满足附加特征(1)-(4)中的所有特征，则确定当前确定的有效CRT不小于最小有效CRT阈值(框916中的“否”)，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。另一方面，如果满足所有附加特征(1)-(4)，则当前确定的有效CRT被确定为小于最小有效CRT阈值(框916中的“是”)，处理器80可以将起搏模式切换到最小心室起搏(MVP)模式(框918)，生成警报或对所确定的无效夺获的观察(框920)，并且通过在下一时间段期满之后确定有效夺获是否小于预定阈值(框902)来重复该过程。

MVP通过减少不必要的右心室起搏来操作，以促进固有传导。在MVP模式协议期间，除非未感知到固有心室事件，否则递送仅心房起搏。当在两个连续的心房事件之间未感知到心室事件时，可以在第二个心房事件之后递送心室备用起搏脉冲，以避免另一个心搏停止的心动周期。当发生指定数量的仅心房起搏周期而未感测到心室事件时，起搏设备将切换到双腔起搏模式，并递送按照编程的心房心室(AV)延迟协调的心房和心室起搏脉冲。

以此方式，如果无效夺获的原因被确定为失夺获，则处理器80可以从基线设置调整安全裕度，并且如果使用经调整的安全裕度没有解决无效夺获，则返回到基线安全裕度并且确定在基线设置下是否存在非常低百分比的有效CRT。如果确定在基线设置下存在非常低百分比的有效CRT，则处理器80可以将当前LV起搏切换到MVP模式并生成警报。如果确定未启用或关闭LVCM，则处理器80仅生成警报或观察而无需进行任何调整。

如果无效夺获的原因被确定为延迟的LV去极化，则处理器80可以从基线LV预激设置调整LV预激，并且如果无效夺获未因经调整的LV预激而被解决，则将LV预激返回到基线设置。处理器80随后确定当前设备设置是否指示允许向量调整，并且如果确定向量调整被指示为被允许，则处理器80可以将当前起搏向量从基线起搏向量切换到经调整的起搏向量，并且后续地确定无效夺获是否由于对起搏向量的调整而被解决。另一方面，如果向量调整未被指示为被允许，则处理器80可以确定在基线设置下是否存在非常低百分比的有效CRT。如果确定在基线设置下存在非常低百分比的有效CRT，则处理器80可以将当前LV起搏切换到MVP模式并生成警报。如果确定未启用或关闭LVCM，则处理器80仅生成警报或观察而无需进行任何调整。

本公开中所描述的技术(包括归因于IMD 16、编程器24、处理器80、和/或各构成部件的那些技术)可以至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现。例如，这些技术的各方面可在一个或多个处理器内实现，该一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路系统，以及具体化在编程器(诸如，医生编程器或患者编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备)中的此类部件的任何组合。术语“模块”、“处理器”或“处理电路系统”一般可指独立的或结合其他逻辑电路系统的任何前述逻辑电路系统、或任何其他等效电路系统。

此类硬件、软件和/或固件可在相同的设备内或在分开的设备内实现以支持本公开所描述的各种操作和功能。此外，所描述的单元、模块或部件中的任何单元、模块或部件可一起被实现，或可被单独地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件部件、软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。

当在软件中实现时，归因于本公开中描述的系统、设备和技术的功能可具体化为计算机可读介质(诸如，RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存存储器、磁数据存储介质、光数据存储介质，等等)上的指令。可由一个或多个处理器执行这些指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。

已经参照说明性实施例提供了本公开，并且本公开不旨在以限制性意义进行解释。如先前所述，本领域技术人员将会认识到，其他各种说明性应用可以使用本文所描述的技术来利用本文所描述的装置和方法的有益特性。说明性实施例的各种修改以及本公开的附加实施例在参照本说明书时将会是显而易见的。

实施例1：一种用于递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的植入式医疗设备系统，包括：植入式医疗设备壳体；至少一根引线，该至少一根引线具有引线体并且能够被电耦合到壳体；多个电极，该多个电极沿着设备壳体和至少一根引线的引线体中的一者或两者定位，以感测患者的心脏信号并递送CRT起搏；以及处理器，该处理器被定位在壳体内并被配置成：响应于所递送的CRT起搏，而确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的；确定夺获无效的原因；并响应于所确定的夺获无效的原因是失夺获，而调整安全裕度和夺获阈值中的一个；并响应于所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化，而调整LV预激。

实施例2：实施例1的系统，其中，处理器被配置成：确定左心室夺获管理(LVCM)特征是否被启用，响应于LVCM未被启用而生成警报，并响应于LVCM特征被启用而调整安全裕度和夺获阈值中的一个。

实施例3：实施例1和2中任一项的系统，其中，处理器被配置成：响应于在执行对安全裕度和夺获阈值中的一个的调整以及对LV预激的调整中的一者之后CRT起搏被递送，而确定是否发生有效CRT的变化；响应于确定发生有效CRT的变化，而确定无效夺获被解决；并且响应于确定未发生有效CRT的变化，而确定无效夺获未被解决。

实施例4：实施例1-3中任一项的系统，其中，处理器被配置成：将LV预激从基线LV预激调整为经调整的LV预激；响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于确定无效夺获未被解决，而将LV预激从经调整的LV预激调整为基线LV预激；响应于确定无效夺获未被解决，而确定与调整用于递送CRT起搏的向量相关联的向量调整特征是否被启用；并且响应于确定向量调整特征被启用，而调整用于递送CRT起搏的向量。

实施例5，实施例4的系统，其中，处理器被配置成：响应于确定向量调整特征未被启用，而确定无效CRT是否小于最小有效CRT阈值；并响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例6：实施例4的系统，其中，处理器被配置成：响应于具有经调整的向量的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于无效夺获响应于具有经调整的向量的CRT起搏被递送而未被解决，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；并响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例7：实施例1-6中任一项的系统，其中，处理器被配置成：将安全裕度从基线安全裕度调整为经调整的安全裕度；响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于确定无效夺获未被解决，而将安全裕度从经调整的安全裕度调整为基线安全裕度；响应于无效夺获响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送而未被解决，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；并且响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例8：实施例7的系统，其中，处理器被配置成：确定左心室夺获管理(LVCM)特征是否被启用，响应于LVCM未被启用而生成警报，并响应于LVCM特征被启用而调整安全裕度。

实施例9：实施例1-8中任一项的系统，其中，调整安全裕度包括将安全裕度从基线安全裕度调整为经调整的安全裕度，并且调整LV预激包括：将LV预激从基线LV预激调整为经调整的LV预激，并且处理器被配置成：响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于确定无效夺获响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送而未被解决，而将LV预激从经调整的LV预激调整为基线LV预激；响应于无效夺获响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送而未被解决，而确定与调整用于递送CRT起搏的向量相关联的向量调整特征是否被启用；响应于确定向量调整特征被启用，而调整用于递送CRT起搏的向量；响应于具有经调整的向量的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于无效夺获响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送而未被解决，而将安全裕度从经调整的安全裕度调整为基线安全裕度；响应于无效夺获响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送而未被解决，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；并且响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例10：实施例9的系统，其中，处理器被配置成：响应于向量调整特征未被启用，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；并响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例11：实施例10的系统，其中，处理器被配置成：确定左心室夺获管理(LVCM)特征是否被启用，响应于LVCM未被启用而生成警报，并响应于LVCM特征被启用而调整安全裕度。

实施例12：一种递送心脏再同步治疗(CRT)起搏的方法，包括：响应于所递送的CRT起搏，而确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的；确定夺获无效的原因；以及响应于所确定的夺获无效的原因是失夺获而调整安全裕度和夺获阈值中的一个，并且响应于所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化而调整LV预激。

实施例13：实施例12的方法，进一步包括：确定左心室夺获管理(LVCM)特征是否被启用；响应于LVCM未被启用而生成警报；以及响应于LVCM特征被启用，而调整安全裕度和夺获阈值中的一个。

实施例14：实施例12和13中任一项的方法，进一步包括：响应于在执行对安全裕度和夺获阈值中的一个的调整以及对LV预激的调整中的一者之后CRT起搏被递送，而确定是否发生有效CRT的变化；响应于确定发生有效CRT的变化，而确定无效夺获被解决；以及响应于确定未发生有效CRT的变化，而确定无效夺获未被解决。

实施例15：实施例12-14中任一项的方法，进一步包括：将LV预激从基线LV预激调整为经调整的LV预激；响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于确定无效夺获未被解决，而将LV预激从经调整的LV预激调整为基线LV预激；响应于确定无效夺获未被解决，而确定与调整用于递送CRT起搏的向量相关联的向量调整特征是否被启用；以及响应于确定向量调整特征被启用，而调整用于递送CRT起搏的向量。

实施例16：实施例15的方法，进一步包括：响应于确定向量调整特征未被启用，而确定无效CRT是否小于最小有效CRT阈值；以及响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例17：实施例15的方法，进一步包括：响应于具有经调整的向量的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于无效夺获响应于具有经调整的向量的CRT起搏被递送而未被解决，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；以及响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例18：实施例12-17中任一项的方法，进一步包括：将安全裕度从基线安全裕度调整为经调整的安全裕度；响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于确定无效夺获未被解决，而将安全裕度从经调整的安全裕度调整为基线安全裕度；响应于无效夺获响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送而未被解决，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；以及响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例19：实施例18的方法，进一步包括：确定左心室夺获管理(LVCM)特征是否被启用；响应于LVCM未被启用而生成警报；以及响应于LVCM特征被启用，而调整安全裕度。

实施例20：实施例12中任一项的方法，其中，调整安全裕度包括将安全裕度从基线安全裕度调整为经调整的安全裕度，并且调整LV预激包括将LV预激从基线LV预激调整为经调整的LV预激，该方法进一步包括：响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于确定无效夺获响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送而未被解决，而将LV预激从经调整的LV预激调整为基线LV预激；响应于确定无效夺获响应于具有经调整的LV预激的CRT起搏被递送而未被解决，而确定与调整用于递送CRT起搏的向量相关联的向量调整特征是否被启用；响应于确定向量调整特征被启用，而调整用于递送CRT起搏的向量；响应于具有经调整的向量的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送，而确定无效夺获是否被解决；响应于无效夺获响应于具有经调整的安全裕度的CRT被递送而未被解决，而将安全裕度从经调整的安全裕度调整为基线安全裕度；响应于无效夺获响应于具有经调整的安全裕度的CRT起搏被递送而未被解决，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；以及响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例21：实施例20的方法，进一步包括：响应于向量调整特征未被启用，而确定有效CRT是否小于最小有效CRT阈值；以及响应于有效CRT小于最小有效CRT阈值，而切换到最小心室起搏模式，并生成警报和对无效夺获的确定的观察中的至少一者。

实施例22：实施例20和21中任一项的方法，进一步包括：确定左心室夺获管理(LVCM)特征是否被启用；响应于LVCM未被启用而生成警报；以及响应于LVCM特征被启用，而增大安全裕度。

实施例23：一种非瞬态计算机可读介质，所述非瞬态计算机可读介质存储指令，所述指令使植入式医疗设备执行方法，该方法包括：响应于所递送的CRT起搏，而确定与所递送的CRT起搏相关联的夺获是无效的；确定夺获无效的原因；以及响应于所确定的夺获无效的原因是失夺获而调整安全裕度和夺获阈值中的一个，并且响应于所确定的夺获无效的原因是延迟的左心室(LV)去极化而调整LV预激。