JP5736464B2 - 心臓陽極性電気刺激検出 - Google Patents

Description

本発明は心臓陽極性電気刺激検出システムおよび方法に関する。

電気刺激は、応答性心臓脱分極および付随的な心臓収縮を誘発するためまたは空間的に協調させるためなどで心臓に送出されうる。ペースメーカ、カルディオバータ、除細動器、心臓収縮性調節（ＣＣＭ）または心臓再同期治療（ＣＲＴ）デバイスなどの埋め込み型または他の携帯型心臓機能管理デバイスは、心臓血管機能を監視する機能、あるいは、応答性心臓収縮を誘発するためまたは空間的に協調させるためなどで心臓に対してこうした刺激を生成または提供する機能を含むように構成されうる。こうした電気刺激は、２つ以上の電極を介して送出されうる。たとえば、こうした電極は、埋め込み型心臓機能管理デバイスに接続されうる１つまたは複数の埋め込み型リードワイヤの遠位端にまたはその近くに配置されうる１つまたは複数の電極を含みうる。こうした電極はまた、埋め込み型心臓機能管理デバイスに配置された１つまたは複数の電極を含みうる。

電気刺激は、陰極性か、陽極性か、または陽極性と陰極性の組合せでありうる。陰極性刺激では、（たとえば、電極の配置構成で）より負の電極は、収縮性心臓組織を「捕捉して(capture)」、結果生じる心臓脱分極および付随的な心臓収縮を誘発する。陽極性刺激
では、（たとえば、電極の配置構成で）より正の電極は、結果生じる心臓脱分極および付随的な心臓収縮を誘発する。種々の因子が、陽極性刺激が起こるかまたは陰極性刺激が起こるかに影響を及ぼしうる。たとえば、陽極対陰極の相対的電極サイズは、陽極性刺激が起こるか、陰極性刺激が起こるか、陽極性と陰極性の組合せ刺激が起こるかを決定しうる。より小さな表面積を有する電極は、より大きな電極に比べて、近傍の組織を通して大きな電流密度を有しうる。より大きな電流密度は、結果生じる心臓脱分極および付随的な心臓収縮を誘起するために必要とされるエネルギーの閾値量を下げうる。

結果生じる心臓脱分極および付随的な心臓収縮を誘起するために必要とされるエネルギーの閾値量は、陽極性刺激対陰極性刺激では異なりうる。陰極性刺激は、結果生じる心臓収縮を誘起するために心臓組織を捕捉するという所望の結果を達成するために、少ないエネルギーを通常必要とするため、陽極性刺激に比べて好まれうる。このことは、埋め込み型デバイスの有効寿命が、その電池がどれだけ速く消耗するかに依存しうるためである。所望の刺激が少ないエネルギーを使用して達成されうる場合、それは、デバイスが外植される前に埋め込み型デバイスの有効寿命を延長する。こうした外植は、被検者を、ヘルスケアコストの増加、および、任意の侵襲的外科手技に関連する感染の潜在的なリスクにさらしうる。陽極性刺激対陰極性刺激におけるこれらのまた他の潜在的な差のせいで、特定の刺激が本質的に陽極性であるかどうかを検出することが有用でありうる。陽極性捕捉、陰極性捕捉、および左心室心臓興奮の説明は、参照によりその全体が本明細書に組込まれる非特許文献１に提供される。

Ｌｕの特許文献１では、陽極性刺激は、双極刺激パルスと、刺激中に陽極として機能する電極において検知される誘発反応との間に遅延が存在しないことによって検出される。
Ｂｊｏｒｌｉｎｇの特許文献２では、陽極性刺激は、ペースド脱分極積分（ＰＤＩ）初期化テストを使用して検出される。０．５ｍｓペーシング幅の場合、ペーシング振幅が変動し、誘発心臓電位図の一部分が積分されて、ＰＤＩを提供する。陰極性刺激の場合、ＰＤＩ対振幅は、２つの別個の平坦域を示し、対照的に、陽極性刺激の場合、３つの別個の平坦域が示される。

同様にＢｊｏｒｌｉｎｇの特許文献２では、陽極性刺激は、印加された刺激パルスと形態的特徴−形態的特徴は誘発反応信号の最小値である−との間の時間的距離を測定することによって検出される。Ｂｊｏｒｌｉｎｇの特許文献２は、左心室（ＬＶ）リング電極と、埋め込み型デバイスのエレクトロニクスを収容するケースハウジングのケース電極との間で心臓内電位図（ＩＥＭＧ）が測定されるとき、時間的距離が、陰極性捕捉より陽極性捕捉について短いこと、および、ＬＶ先端電極とケース電極との間でＩＥＭＧが測定されるとき、時間的距離が、陰極性捕捉より陽極性捕捉について長いことを述べる。

米国特許第６，６８７，５４５号 ＷＯ２００８／１３０２９３

J.Paul Mounsey and Stephan B. Knisley「ANODAL CAPTURE, CATHODAL CAPTURE, AND LEFT VENTRILCLAR CARDIAC EXCITATION」journal of Cardiovascular Electrophysiology, Vol.20, No.6, June 2009, pages650-652

陰極のみの捕捉と少なくとも部分的に陽極性の捕捉（たとえば、陽極性捕捉と陰極性捕捉の組合せ、または、２つの陽極であって、２つの陽極の一方だけが心臓組織を捕捉する、２つの陽極間、など）を識別するためなどの心臓陽極性電気刺激検出システムおよび方法が述べられる。

例１は、主題（たとえば、埋め込み型心臓機能監視デバイスなどの装置、方法、行為を実施するための手段、または、機械によって実施されると、機械に行為を実施させる命令を含む機械可読媒体など）を含むことができ、主題は、第１および第２のペーシング電極を使用して、送出用の電気刺激を放出するように構成された電気刺激エネルギー送出回路と、誘発反応（ＥＲ）心臓信号検知回路であって、第１および第２の検知電極を使用して、各電気刺激に応答して被検者のＥＲ信号を検知するように構成された、ＥＲ心臓信号検知回路と、ＥＲ心臓信号検知回路および電気刺激エネルギー送出回路に結合されたプロセッサ回路とを含むことができ、デバイスの動作モードにおいて、プロセッサ回路は、ＥＲ信号の特性を監視しながら電気刺激エネルギーを調整するように構成され、また、ＥＲ信号の特性が少なくとも１つの基準を満たすときに、少なくとも部分的に陽極性の捕捉の変化を識別することが可能である捕捉の変化を宣言するように構成される。

例２では、例１の主題は、任意選択で、第１および第２のペーシング電極の少なくとも一方が、第１および第２の検知電極から離れるように構成されうる。
例３では、例１〜２の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、特性が、電気刺激と電気刺激に応答するＥＲ信号特徴との間の時間遅延を含むように構成されうる。

例４では、例１〜３の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、少なくとも１つの基準が、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフト、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフトの一方に対応する時間遅延の変化を特定するために選択されるように構成されうる。

例５では、例１〜４の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の右心室（ＲＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ
）電極を含み、第１の検知電極が、第１のＲＶ電極から離れる第２のＲＶ電極または第１のＬＶ電極から離れる第２のＬＶ電極の一方を含み、第２の検知電極が、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含むように構成されうる。

例６では、例１〜４の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第２のＬＶ電極を含み、第１の検知電極が、第１および第２のＬＶ電極から離れる第３のＬＶ電極を含み、第２の検知電極、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含むように構成されうる。

例７では、例１〜６の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、特性が、（１）電気刺激または電気刺激に応答する第１のＥＲ信号特徴と、（２）電気刺激に応答する後続の第２のＥＲ信号特徴との間の時間遅延を含み、第２のＥＲ信号特徴が、ＥＲ信号の第１の極小値を含むように構成されうる。

例８では、例１〜７の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、少なくとも１つの基準が、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフト、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフトの一方に対応する時間遅延の変化を特定するために選択されるように構成されうる。

例９では、例１〜８の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の右心室（ＲＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第１の検知電極が、第１のＲＶ電極から離れる第２のＲＶ電極または第１のＬＶ電極から離れる第２のＬＶ電極の一方を含み、第２の検知電極が、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含むように構成されうる。

例１０では、例１〜９の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、特性が、（１）電気刺激または電気刺激に応答する第１のＥＲ信号特徴と、（２）電気刺激に応答する後続の第２のＥＲ信号特徴との間の時間遅延を含み、第２のＥＲ信号特徴は、ＥＲ信号の第１の絶対最小値を含むように構成されうる。

例１１では、例１〜１０の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、少なくとも１つの基準が、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフト、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフト
の一方に対応する時間遅延の変化を特定するために選択されるように構成されうる。

例１２では、例１〜１１の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の右心室（ＲＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第１の検知電極が、第１のＲＶ電極から離れる第２のＲＶ電極または第１のＬＶ電極から離れる第２のＬＶ電極の一方を含み、第２の検知電極が、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含むように構成されうる。

例１３では、例１〜１２の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、特性が、電気刺激に応答する第１のＥＲ信号特徴と第２のＥＲ信号特徴との間で採取されるＥＲ信号の傾斜を含み、第１のＥＲ信号特徴はＥＲ信号の最小値を含み、第２のＥＲ信号特徴はＥＲ信号の次の最大値を含むように構成されうる。

例１４では、例１〜１３の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、少なくとも１つの基準が、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフト、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフト
の一方に対応する傾斜の変化を特定するために選択されるように構成されうる。

例１５では、例１〜１４の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の右心室（ＲＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第１の検知電極が、第１のＲＶ電極から離れる第２のＲＶ電極または第１のＬＶ電極から離れる第２のＬＶ電極の一方を含み、第２の検知電極が、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含むように構成されうる。

例１６では、例１〜１５の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第２のＬＶ電極を含み、第１の検知電極が、第１および第２のＬＶ電極から離れる第３のＬＶ電極を含み、第２の検知電極が、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含むように構成されうる。

例１７では、例１〜１６の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極、第２のペーシング電極、第１の検知電極、または第２の検知電極の少なくとも１つをさらに含みうる。

例１８では、例１〜１７の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、特性が、ＥＲ信号のＳ波の幅の指示を含むように構成されうる。
例１９では、例１〜１８の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、被検者の心臓の機械的活性化を表す心音信号を検知するように構成された心音検知回路を含みうる。プロセッサ回路は、任意選択で、心音信号において検出される少なくとも１つの心音のパラメータを監視し、電気刺激エネルギーを調整することに応答して、少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出し、監視される心音パラメータが、患者の血行動態性能が維持または改善されることを示すときに電気刺激調整を採用し、監視される心音パラメータが、被検者の血行動態性能の減少を示すときに電気刺激調整を拒否するように構成されうる。

例２０では、例１〜１９の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極、第２のペーシング電極、第１の検知電極、または第２の検知電極の少なくとも１つをさらに含みうる。

例２１では、例１〜２０の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、プロセッサ回路が、参照テンプレートを生成するための単極ペーシング構成であって、ＥＲ信号の特性が少なくとも１つの基準を満たすかどうかを判定するために、単極ペーシング構成と同じ陰極を共有する候補電極構成が単極ペーシング構成と比較される、参照テンプレートを生成するための単極ペーシング構成を使用するように、電気刺激エネルギー送出回路に指示するように構成されるように構成されうる。

例２２では、例１〜２１の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、心音検知回路を含むＥＲ検知回路を含みうる。心音検知回路は、任意選択で、被検者の心臓の機械的活性化を表す心音信号としてＥＲ信号を検知しうる。

例２３では、例１〜２２の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、電気刺激と電気刺激に応答する心音の特徴との間の時間遅延を含むＥＲ信号の特性を監視するように構成されたプロセッサ回路を含みうる。

例２４では、例１〜２３の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、電気刺激と、心音信号における心音の開始および心音信号における心音のピークの少なくとも一方との間の時間遅延を含むＥＲ信号の特性を監視するように構成されたプロセッサ回路を含み
うる。

例２５では、例１〜２４の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフト、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフトの少なくとも一方を含む少なくとも１つの基準に応じて、捕捉の変化を宣言するように構成されたプロセッサ回路を含みうる。

例２６では、例１〜２５の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極が第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第２のペーシング電極が第２のＬＶ電極を含むように構成されうる。

例２７では、例１〜２６の１つまたは任意の組合せの主題は、任意選択で、第１のペーシング電極がＬＶ電極を含み、第２のペーシング電極が右心室（ＲＶ）電極を含むように構成されうる。

例２８は、主題（たとえば、埋め込み型心臓機能監視デバイスなどの装置、方法、行為を実施するための手段、または、機械によって実施されると、機械に行為を実施させる命令を含む機械可読媒体など）を含むことができ、または、主題を任意選択で含むために、例１〜２７の１つまたは任意の組合せの主題と組合されることができ、主題は、第１および第２のペーシング電極を使用して、送出用の電気刺激を放出するように構成された電気刺激エネルギー送出回路と、誘発反応（ＥＲ）心臓信号検知回路であって、第１および第２の検知電極を使用して、各電気刺激に応答して被検者のＥＲ信号を検知するように構成され、第１のペーシング電極は第１および第２の検知電極から離れる、ＥＲ心臓信号検知回路と、ＥＲ心臓信号検知回路および電気刺激エネルギー送出回路に結合されたプロセッサ回路とを含むことができ、デバイスの自動閾値モードにおいて、プロセッサ回路は、ＥＲ信号の特性を監視しながら電気刺激エネルギーを漸次的に増加させるまたは漸次的に減少させるように構成され、また、ＥＲ信号の特性が少なくとも１つの基準を満たすときに、少なくとも部分的に陽極性の捕捉の変化を識別することが可能である捕捉の変化を宣言するように構成され、特性は、電気刺激に応答する第１のＥＲ信号特徴と第２のＥＲ信号特徴との間で採取されるＥＲ信号の傾斜を含み、第１のＥＲ信号特徴はＥＲ信号の第１の極小値を含み、第２のＥＲ信号特徴はＥＲ信号の次の極大値を含み、少なくとも１つの基準は、傾斜の指定された減少が陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフトに対応する、または、傾斜の指定された増加が少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフトに対応する、の少なくとも一方であるように傾斜の変化を特定するために選択され、第１のペーシング電極は、陽極として第１の右心室（ＲＶ）電極を含み、第２のペーシング電極は、陰極として第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第１の検知電極は、第１のＬＶ電極から離れる第２のＬＶ電極を含み、第２の検知電極は、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含む。
例２９は、主題（たとえば、埋め込み型心臓機能監視デバイスなどの装置、方法、行為を実施するための手段、または、機械によって実施されると、機械に行為を実施させる命令を含む機械可読媒体など）を含むことができ、または、主題を任意選択で含むために、例１〜２８の１つまたは任意の組合せの主題と組合されることができ、主題は、第１および第２のペーシング電極を使用して、送出用の電気刺激を放出するように構成された電気刺激エネルギー送出回路と、誘発反応（ＥＲ）心臓信号検知回路であって、第１および第２の検知電極を使用して、各電気刺激に応答して被検者のＥＲ信号を検知するように構成され、第１のペーシング電極は第１および第２の検知電極から離れる、ＥＲ心臓信号検知回路と、ＥＲ心臓信号検知回路および電気刺激エネルギー送出回路に結合されたプロセッサ回路とを含むことができ、デバイスの自動閾値モードにおいて、プロセッサ回路は、ＥＲ信号の特性を監視しながら電気刺激エネルギーを漸次的に増加させるまたは漸次的に減少させるように構成され、また、ＥＲ信号の特性が少なくとも１つの基準を満たすときに、
少なくとも部分的に陽極性の捕捉の変化を識別することが可能である捕捉の変化を宣言するように構成され、特性は、電気刺激に応答する第１のＥＲ信号特徴と第２のＥＲ信号特徴との間で採取されるＥＲ信号の傾斜を含み、第１のＥＲ信号特徴はＥＲ信号の第１の極小値を含み、第２のＥＲ信号特徴はＥＲ信号の次の極大値を含み、少なくとも１つの基準は、傾斜の指定された増加が陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフトに対応する、または、傾斜の指定された減少が少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフトに対応する、の少なくとも一方であるように傾斜の変化を特定するために選択され、第１のペーシング電極は、陽極として第１の左心室（ＬＶ）電極を含み、第２のペーシング電極は、陰極として第２のＬＶ電極を含み、第１の検知電極は、第１および第２のＬＶ電極から離れる第３のＬＶ電極を含み、第３のＬＶ電極は、第２のＬＶ電極より第１のＬＶ電極に近く、第２の検知電極は、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含む。

これらの例は、任意の並べ替えまたは組合せで組合されうる。本概要は、本特許出願の主題の概要を提供することを意図される。本概要は、本発明の排他的または網羅的な説明を提供することを意図されない。詳細な説明は、本特許出願に関するさらなる情報を提供するために含まれる。

必ずしも一定比例尺に従って描かれていない図面では、同じ数字は、異なる図において類似のコンポーネントを述べる場合がある。異なる添え字を有する同じ数字は、類似のコンポーネントの異なる例を示す場合がある。図面は、一般に、本文書で論じる種々の実施形態を、制限としてではなく例として示す。

心臓機能管理システムおよびそれが使用される環境の所定の部分の例を示す図。 「拡張双極(extended bipolar)」ペーシング構成で使用するなどのための、右心室（ＲＶ）血管内リードワイヤおよび左心室／冠状静脈洞（ＬＶ／ＣＳ）血管内リードワイヤに対して、ヘッダ部において接続された埋め込み型デバイスの例を示す図。 「ワイド双極(wide bipolar)」ペーシング構成で使用するなどのための、ＲＶ血管内リードワイヤおよびＬＶ／ＣＳ血管内リードワイヤに対して、ヘッダ部において接続された埋め込み型デバイスの例を示す図。 少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例を示すフローチャート。 少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例を示すフローチャート。 少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例を示すフローチャート。 少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例を示すフローチャート。 陰極性のみの捕捉から生じるＥＲ信号の複数のトレースならびに陽極性捕捉と陰極性捕捉の組合せから生じるＥＲ信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 （１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 図６に示すような、ＥＲ信号の第１の負のピークの時間的シフトを使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例を示すフローチャート。 （１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ（後続の時間差を決定するための電極構成と異なる電極構成が、参照時間差を得るために使用されうる）。 図８に示すような、ＥＲ信号の絶対最小値の負のピークの時間的シフトを使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例９００を示すフローチャート。 （１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 図１０に示すような、ＥＲ信号のＳ波傾斜の変化を使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例を示すフローチャート。 「ワイド双極」ペーシング構成で使用して得られうるような、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 「ワイド双極」ペーシング構成で使用して得られうるような、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 図１３に示すような、ＥＲ信号のペース−活性化遅延の変化を使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例を示すフローチャート。 陰極性のみの捕捉から生じる心音信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 陽極性捕捉と陰極性捕捉の組合せから生じる心音信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフ。 埋め込み型心臓律動管理デバイスの所定部分の別の例を示す図。

図１は、心臓機能管理システム１００およびそれが使用される環境の所定の部分の例を示す。ある例では、システム１００は、生理的機能を監視するかまたは治療を送出するための、外部（たとえば、装着可能）医療デバイスあるいは埋め込み型心臓律動または機能管理デバイス１０２などの携帯型医療デバイス、ローカル外部インタフェースデバイス１０４、および、オプションのリモート外部インタフェースデバイス１０６を含みうる。

ある例では、埋め込み型デバイス１０２は、心房検知回路１０８、心房側治療回路１１０、心室側検知回路１１２、心室側治療回路１１４、コントローラ回路１１６、メモリ回路１１８、通信回路１２０、電池１２１などの電力源、電池状態回路１２３、患者または他の被検者の身体活動信号を検知するように構成された活動センサ１１３、および、被検者の、身体活動信号と異なる生理的信号を検知するように構成された生理的センサ１１５を含みうる。

ある例では、心房検知回路１０８は、心房内電極または心房脱分極情報を含む内因性心房心臓信号の検知を可能にする任意の他の電極などの電極に結合されうる。心房側治療回路１１０は、ペーシング、心臓再同期治療（ＣＲＴ）、心臓収縮性調節（ＣＣＭ）治療、除細動／カルディオバージョンショック、あるいは１つまたは複数の心房に対する他のエネルギーパルスを送出するなどのための、これらのまた他の電極に同様に結合されうる。ある例では、心房検知回路１０８または心房側治療回路１１０は、右心房と左心房の両方とインタフェースするなどのために多重化または複製されうる。

ある例では、心室側検知回路１１２は、心室内電極または心室脱分極情報を含む内因性心室心臓信号の検知を可能にする任意の他の電極などの電極に結合されうる。心室側治療回路１１４は、ペーシング、心臓再同期治療（ＣＲＴ）、心臓収縮性調節（ＣＣＭ）治療、除細動／カルディオバージョンショック、あるいは１つまたは複数の心室に対する他のエネルギーパルスを送出するなどのための、これらのまた他の電極に同様に結合されうる。ある例では、心室側検知回路１１２または心室側治療回路１１４は、右心室と左心室の両方とインタフェースするなどのために多重化または複製されうる。

ある例では、活動センサ１１３は、被検者の身体的活動を示す被検者の加速度を検知するなどのために、単一軸または複数軸加速度計を含みうる。活動センサ１１３はまた、加速度信号を処理し、結果生じる身体活動信号を提供するように構成されたセンサインタフェース回路を含みうる。ある例では、身体活動信号は、被検者の身体運動を示しうる。ある例では、活動センサ１１３はまた、被検者の姿勢、心音、または加速度信号から入手可
能な他の情報を検知するなどのための１つまたは複数の他の目的で使用されうる。

ある例では、生理的センサ１１５は、インピーダンスまたは他のセンサなどの呼吸センサを含むことができ、呼吸センサは、被検者の胸部などにテストエネルギーを送出し、胸部インピーダンスなどを示す応答性電圧信号であって、呼吸（たとえば、毎分換気量）、心臓収縮、または胸部流体蓄積に関する情報を提供するためにフィルタリングされうる、応答性電圧信号を検知するように構成された電極を含みうる。

コントローラ回路１１６は、検知された心臓信号から情報を受信するなどのために、心房検知回路１０８および心室側検知回路１１２に結合されうる。コントローラ回路１１６はまた、被検者の身体的活動または運動レベルに関する情報を受信するために活動センサ１１３に結合されうる。コントローラ回路１１６はまた、他の生理的情報を受信するなどのために生理的センサ１１５に結合されうる。ある例では、こうした他の生理的情報は、被検者の心拍数または心拍間隔、一回拍出量に関する情報を提供するなどのための心臓収縮信号、または心臓収縮信号から入手可能な他の情報を含みうる。ある例では、他の生理的情報は、被検者の呼吸数または呼吸間隔、一回換気量に関する情報を提供するなどのための呼吸信号、または呼吸信号から入手可能な他の情報を含みうる。ある例では、コントローラ回路１１６は、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）回路などの信号プロセッサ回路を含みうる。

ある例では、コントローラ回路１１６は、治療パルスのタイミングを取った送出を誘発する制御またはトリガー信号を提供するなどのために心房側治療回路１１０および心室側治療回路１１４に結合されうる。ある例では、コントローラ回路１１６は、１つまたは複数の他の治療（たとえば、徐脈ペーシング、抗頻脈性不整脈ペーシング（ＡＴＰ）、心臓収縮性調節（ＣＣＭ）治療、心臓再同期治療（ＣＲＴ）、心房または心室除細動ショック治療）または機能（たとえば、ペーシング閾値エネルギーを自動的に決定するための自動閾値機能、心房を捕捉するペーシングエネルギーを自動的に調整するための自動捕捉機能など）と組合されるなどして、治療が効率的に送出されることを可能にするのに役立つ制御を提供するように構成されうる。ある例では、これは、コントローラ回路１１６内に専用モジュールを設けること、あるいは、コントローラ回路１１６を構成するために有形機械可読媒体上に実行可能な、インタープリット可能な、またはその他の方法で実施可能なコードを設けることを含みうる。

メモリ回路１１８は、制御パラメータ値、生理的データ、実施可能コードまたは命令、あるいは他の情報を記憶するなどのためにコントローラ回路１１６に結合されうる。通信回路１２０は、ローカル外部インタフェースデバイス１０４またはリモート外部インタフェースデバイス１０６などの外部デバイスとの無線周波数（ＲＦ）または他の無線通信を可能にするなどのためにコントローラ回路１１６に結合されうる。

ある例では、電池１２１は、埋め込み型デバイス１０２用の電力を提供するために１つまたは複数の電池を含みうる。ある例では、電池１２１は、外部デバイスから埋め込み型デバイス１０２への無線経皮的電力伝送などによって充電式でありうる。電池状態回路１２３は、電池１２１およびコントローラ回路１１６のそれぞれに通信可能に結合されて、たとえば、どれだけの量のエネルギーが電池１２１内に貯蔵されたままかを示す電池状態情報を決定しうる。コントローラ回路１１６は、少なくとも部分的に電池状態情報などに基づいて埋め込み型デバイス１０２の動作を変更するように構成されうる。

ある例では、ローカル外部インタフェースデバイス１０４は、プロセッサ１２２および情報を表示するかまたはユーザ入力を受信するためのグラフィックユーザインタフェース（ＧＵＩ）１２４または同様なデバイス、ならびに、通信またはコンピュータネットワー
クを通じてリモート外部インタフェースデバイス１０６との有線または無線通信を可能にするなどのための通信回路を含みうる。同様に、リモート外部インタフェースデバイス１０６は、プロセッサ１２６および情報を表示するかまたはユーザ入力を受信するためのグラフィックユーザインタフェース（ＧＵＩ）１２８または同様なデバイス、ならびに、通信またはコンピュータネットワークを通じてローカル外部インタフェースデバイス１０４との有線または無線通信を可能にするなどのための通信回路を含みうる。

システム１００が、携帯型または埋め込み型デバイス１０２内の（たとえば、コントローラ回路１１６によって提供される）処理能力、ローカル外部インタフェースデバイス１０４内の（たとえば、プロセッサ１２２によって提供される）処理能力、およびリモート外部インタフェースデバイス１０６内の（たとえば、プロセッサ１２６によって提供される）処理能力を含むため、本文書で論じる種々の機能または方法は、こうした場所の任意の場所で実装されうる、または、こうした機能または方法のタスクは、こうした場所の２つ以上の場所の間で分散されうる。

図２は、右心室（ＲＶ）血管内リードワイヤ２０２および左心室／冠状静脈洞（ＬＶ／ＣＳ）血管内リードワイヤ２０４に対して、ヘッダ部２０１において接続された埋め込み型デバイス１０２の例を示す。ある例では、ＲＶリードワイヤ２０２は、ＲＶ先端電極２０６、ＲＶリング電極２０８、ＲＶコイル電極２１０、またはＲＶ／上大静脈（ＳＶＣ）コイル電極の１つまたは複数を含みうる。ある例では、こうした電極は、別個にアドレス指定可能でありうる。たとえば、ＲＶリング電極２０８は、ＲＶリング電極２０８およびＲＶ先端電極２０６を使用して「専用双極(dedicated bipolar)」ペーシングまたは検知
電極構成を提供するなどのためにＲＶコイル電極２１０から別個にアドレス指定可能でありうる。別の例では、ＲＶリング電極２０８およびＲＶ先端電極２０６は、ＲＶコイル電極２１０およびＲＶ／ＳＶＣコイル電極なしで設けられうる。ある例では、ＬＶ／ＣＳリードワイヤ２０４は、ＬＶ先端電極２１２およびＬＶリング電極２１４の一方または両方を含みうる。ある例では、埋め込み型デバイス１０２は、埋め込み型デバイス１０２のエレクトロニクスユニットの缶(様の密閉ハウジングの導電性部分上に配置された「缶(can)」電極２１６などの電極、または、埋め込み型デバイス１０２のエレクトロニクスユニットのハウジングから延在する絶縁性「ヘッダ(header)」上に配置された導電性部分上に配置された「ヘッダ(header)」電極２１８を含みうる。

図２は、「拡張双極(extended bipolar)」ペーシング構成の例を示し、ペーシングパルスは、ＬＶリング電極２１４とＲＶリング電極２０８との間、または、ＬＶ先端電極２１２とＲＶリング電極２０８との間で送出されうる。こうした拡張双極ペーシング構成の考えられる結果は、陽極電極（たとえば、ＲＶリング電極２０８）が小さな表面積を有し、陽極の近くで大きな電流密度をもたらすときに起こりうるような、心腔間陽極性捕捉でありうる。こうした心腔間陽極性捕捉は、非意図的または意図的でありうる。

非意図的であるとき、陽極性捕捉は、臨床医がリアルタイムに認識することが難しく、臨床医が埋め込み型デバイス１０２を不適切にプログラムすることをもたらしうる。たとえば、自動閾値テスト中、ペーシングエネルギーパルスが送出された後のある期間中に取得される誘発反応（ＥＲ）内因性心臓信号の形態の変化などによって、捕捉の喪失（ＬＯＣ）が検出されるまで、ペーシングエネルギーが下げられうる。しかし、大きなエネルギーパルスがＲＶリング電極２０８において陽極性捕捉をもたらした例では、誘発反応信号の形態の変化は、捕捉の完全な喪失によるのではなく、ＲＶリング電極２０８における陽極性捕捉の喪失（たとえば、陽極性捕捉および陰極性捕捉から陰極性のみの捕捉へのシフト）によって起こりうる。陽極性捕捉および陰極性捕捉から陰極性のみの捕捉へのシフトが、自動閾値測定スキーマによって不適切にも完全な捕捉の喪失とみなされる場合、後続のペーシングは、決定された大き過ぎるペーシング閾値電圧を超えて送出されうる。これ
は、埋め込み可能デバイス１０２が非充電式電池で電力供給されるなどの場合に埋め込み可能デバイス１０２の有効寿命を短縮しうる。

図２の拡張双極ペーシング構成などにおいて非意図的心腔間陽極性捕捉の考えられる結果の別の例として、心室間遅延の非意図的否定がもたらされうる。たとえば、臨床医は、ＲＶペースとＬＶペースとの間の非ゼロ心室間遅延によって分離される個々のＲＶペースおよびＬＶペースを送出するために図２の拡張双極電極構成を使用することを意図する場合がある。こうした心室間遅延は、左心室（ＬＶ）オフセットと呼ばれうる。ある例では、臨床医は、ＲＶペースを（たとえば、ＲＶ先端電極２０６とＲＶリング電極２０８との間で）放出する少し前にＬＶペースを（たとえば、ＬＶリング電極２１４とＲＶリング電極２０８との間で）放出したいと思う場合がある。放出されるＬＶペースと放出されるＲＶペースとの間のこうした非ゼロ時間は、通常、左心室心臓収縮が右心室心臓収縮より異常に遅いかまたは右心室心臓収縮から異常に遅延する場合など（心臓による不十分な血液ポンピングをもたらしうる）に有用でありうる。ＲＶペースの少し前にＬＶペースを放出することによって、左心室収縮が、右心室収縮と協調され、それにより、左心室と右心室の両方が、非ゼロ心室間遅延を有するこうしたペースを放出しない場合に比べて同時に収縮する。しかし、陽極性捕捉が、（たとえば、ＬＶリング電極２１４とＲＶリング電極２０８との間での）ＬＶペース中に右心室で（ＲＶリング電極２０８などで）起こる場合、右心室と左心室は共に、ＬＶペースパルスと引き続くＲＶペースパルスとの間の非ゼロ遅延によってではなく、同時にペースされることになる（先行するＬＶペースパルスによって陽極性捕捉が起こるため、後続のＲＶペースパルスは有効でない場合がある）。こうした例では、右心室と左心室との間の空間的協調を提供する意図的な心臓再同期化は存在せず、結果生じる右心室の収縮より遅い左心室の収縮は、血行動態悪化、たとえば、左心室と右心室が意図されるように適切に協調された場合に得られるのに比べて効率的でない血液のポンピングをもたらしうる。さらに、過剰な右心室ペーシングは、患者のうっ血性心不全状態を徐々に悪化させうると思われる。陽極性捕捉をもたらすような非意図的なＲＶペースパルスまたは先行する陽極性捕捉によって効果的でなくされる後続のＲＶ双極ペースパルスの送出は、望ましくない可能性がある。

対照的に、いくつかの例では、陽極性捕捉が意図されうる。たとえば、ある患者において、ＬＶペースパルスとＲＶペースパルスとの間のゼロ遅延は、より効率的な血液のポンピングを促進するために共に収縮するよう左心室と右心室を空間的に協調させるときに望ましい可能性がある。ペーシングパルスがＲＶリング電極２０８とＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の一方との間で送出される拡張双極ペーシングの例では、陽極性捕捉が、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の一方における陰極性捕捉と同時にＲＶリング電極２０８で起こる場合、両心室ペーシングは、各心室を局所的に捕捉する単一ペースパルスによって提供されことができ、両心室ペーシングまたは心臓再同期化を実施するエネルギー効率的な方法を提供しうる。同様に、ペーシングパルスがＲＶリング電極２０８とＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の両方との間で送出される拡張双極ペーシングの例では、陽極性捕捉が、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の両方における陰極性捕捉と同時にＲＶリング電極２０８で起こる場合、「３部位(triple site)」両心室ペーシングは、３つの異なる場所で各心室を局所的に捕捉す
る単一ペースパルスによって提供されことができ、３つの異なるペーシング部位において同時にペーシングすることによって心臓を再同期することができ、ある患者にとって有利でありうる。別の例では、陽極性捕捉および陰極性捕捉が、たとえばＲＶなどの同じ心腔で起こる「２部位(double site)」ペーシングが、得られうる。

図３は、ＲＶ血管内リードワイヤ２０２およびＬＶ／ＣＳ血管内リードワイヤ３００に対してヘッダ部２０１において接続された埋め込み型デバイス１０２の例を示す。ある例では、ＲＶリードワイヤ２０２は、ＲＶ先端電極２０６、ＲＶリング電極２０８、ＲＶコ
イル電極２１０、またはＲＡ／上大静脈（ＳＶＣ）コイル電極の１つまたは複数を含みうる。３つ以上の電極を含みうる例証的な例では、４極ＬＶ／ＣＳリードワイヤ３００は、（たとえば、近位から遠位へと挙げられる）ＬＶリング電極３０２Ａ、３０２Ｂ、および３０２ＣならびにＬＶ先端電極３０２Ｄなどの電極３０２Ａ〜３０２Ｄを含みうる。ある例では、４極ＬＶ／ＣＳリードワイヤ３００の本体は、冠状静脈洞に挿入されるのに十分に薄く、それにより、電極３０２Ａ〜３０２Ｄの１つまたは複数は、ＣＲＴを提供するなどのために、大心臓静脈内またはＬＶ側方自由壁の近くなど、左心室に関連する所望の場所に位置決めされうる。リードワイヤ３００の本体はまた、電極３０２Ａ〜３０２Ｄの１つまたは複数に対して側方機械的偏移力を与えるなどのために、リードワイヤ３００の遠位部がそこに存在する血管構造の壁に接してこうした１つまたは複数の電極を位置決めするなどのために、電気刺激による心臓組織のよりよい捕捉またはよりよい内因性心臓信号検知を促進するなどのために、わずかに螺旋状に延びる傾向などの形状記憶特性を有する遠位部を含みうる。

ある例では、電極３０２Ａ〜３０２Ｄ間の間隔は重要でありうる。たとえば、最も近位のＬＶリング電極３０２Ａと最も遠位のＬＶ先端電極３０２Ｄとの間の間隔は、約３０ミリメートルまたはさらに３５ミリメートル離れうる。図３は、ペーシングパルスが近位のＬＶリング電極３０２Ａと遠位のＬＶ先端電極３０２Ｄとの間で送出されうるような「ワイド双極」ペーシング構成の例を示す。こうしたワイドペーシング構成の考えられる結果は、陽極電極（たとえば、ＬＶ先端電極３０２Ｄ）が小さな表面積を有し、陽極の近くで大きな電流密度をもたらすときに起こりうるような、心腔内陽極性捕捉でありうる。こうした心腔内陽極性捕捉は、非意図的または意図的でありうる。

非意図的であるとき、同時で心腔内の（たとえば、ＬＶ先端電極３０２Ｄにおける）陽極性捕捉および（たとえば、ＬＶリング電極３０２Ａにおける）陰極性捕捉は、左心室を通って伝播する２つの内因性心臓信号活性化波形をもたらしうる。（たとえば、ＬＶリング電極３０２Ａにおける）左心室内の単一部位ペーシングが、右心室心臓収縮および左心室心臓収縮をよりよく協調させるために所望される患者の場合、こうした２部位陽極性および陰極性捕捉は、左心臓再同期化の利益を制限するまたは減少させる場合がある、あるいはさらに、こうした左心臓再同期化がない場合に普通なら得られるのに比べて効率的でない血液ポンピングをもたらす場合がある。この例証的な例は、１つまたは複数の部位における陽極性捕捉および１つまたは複数の部位における陰極性捕捉を使用する３つ以上の部位におけるペーシングに拡張されうる。

対照的に、意図的であるとき、同時で心腔内の（たとえば、ＬＶ先端電極３０２Ｄにおける）陽極性捕捉および（たとえば、ＬＶリング電極３０２Ａにおける）陰極性捕捉は、左心室を通って伝播する２つの内因性心臓信号活性化波形をもたらすことができ、左心室の改善された空間的協調または左心室と右心室との改善された空間的協調（改善された血管ポンピングをもたらす場合がある）を提供することによってある患者に利益をもたらす場合がある。さらに、利益を受けうるこうした患者の場合、２部位心腔内陽極性および陰極性捕捉は、（たとえば、２つの別個の陰極性捕捉ペースパルスが２つの部位に送出された場合に）普通なら使用されるのに比べて少ないエネルギー（たとえば、単一ペースパルスのエネルギー）を使用して達成することができる。この例証的な例は、１つまたは複数の部位における陽極性捕捉および１つまたは複数の部位における陰極性捕捉を使用する３つ以上の部位におけるペーシングに拡張されうる。

意図的でないとき、陽極性捕捉はまた、埋め込み型デバイス１０２の他の機能に影響を及ぼしうる。ある例では、埋め込み型デバイス１０２は、Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｅｍａｋｅｒｓ，Ｉｎｃ．に譲渡され、参照によりその全体が本明細書に組込まれる「ＡＮＯＤＡＬ ＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＤＥＴＥＣＴＩＯＮ ＡＮＤ ＡＶＯＩＤＡＮＣＥ」と
いう名称の米国特許出願第１２／７２４，７２９号に記載されるような自動ベクトル選択（ＡＶＳ）能力を含むように構成されうる。ある例では、ＡＶＳは、電気刺激を送出する、内因性電気心臓信号を検知する、または電気刺激を送出すると共に内因性電気心臓信号を検知するなどのために、「最良の(best)」電極構成（「ベクトル(vector)」と呼ばれることがある）を自動的に選択しうる。電気刺激のための「最良の」電極構成を選択するために、１つまたは複数の基準が提供されうる。ある例では、特定の電極構成を使用して捕捉を得るための閾値電圧は、ＡＶＳにおいて異なる電極構成を比較するなどのために、単独でまたは１つまたは複数の他の基準と共にＡＶＳ用の基準として使用されうる。ある例では、特定の電極構成が、横隔膜神経刺激―通常望ましくない横隔膜のしゃっくり様収縮を誘発しうる―をもたらすことなく、結果生じる所望の心臓収縮を捕捉しうるかどうかに関する情報が、ＡＶＳにおいて異なる電極構成を比較するなどのために、単独でまたは１つまたは複数の他の基準と共にＡＶＳ用の基準として使用されうる。本発明者等は、とりわけ、特定の電極構成が、陽極性捕捉、陰極性捕捉、または陽極性捕捉と陰極性捕捉の両方の１つまたは複数をもたらすかどうかに関する情報が、いくつかの理由の任意の理由で、ＡＶＳにとって有用な入力でありうることを認識した。ある例では、こうした情報は、上述したような少なくとも２つの異なるローカル部位から陽極性捕捉と陰極性捕捉の組合せを意図的に提供する、または、上述したようなこうした同時の陽極性捕捉と陰極性捕捉を意図的に回避するなどのために、２つ以上の電極の構成を意図的に選択するために使用されうる。ある例では、特定の電極構成が、陽極性捕捉、陰極性捕捉、または陽極性捕捉と陰極性捕捉の両方の１つまたは複数をもたらすかどうかに関する情報が、横隔膜神経刺激を回避する、または、横隔膜神経刺激を回避しながら所望の捕捉形態を促進する電極構成を選択するなどのためにＡＶＳにとって有用な入力でありうる。たとえば、ＡＶＳの文脈で、陽極が横隔膜神経刺激をもたらしている電極でないことを保証することが望ましい場合がある。

図４Ａは、少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例４００を示す。４０２にて、第１の誘発反応遅延値が確立されうる。ある例では、これは、放出されるペースパルスと、結果生じる誘発反応信号またはその特徴（たとえば、第１の負のピーク、最大の負のピーク、Ｓ波の傾斜、またはＳ波幅）との間の時間を（たとえば、推定される陽極性刺激状態について）検出することを含みうる。単一拍動についての検出される時間間隔が使用されうる、または、複数の拍動についてのこうした検出される時間間隔の中心的傾向が使用されうる。推定される陽極性刺激状態は、捕捉がより小さな表面積の電極で起こることを保証するために非常に異なる表面積の電極を使用することなどによって使用されうる。たとえば、これは、小さな表面積のリード電極と大きな表面積の「缶(can)」電極との間で
単極ペーシング構成を使用することを含みうる。小さな表面積のリード電極が負電極として使用される場合、陰極性刺激が推定されうる。小さな表面積のリード電極が正電極として使用される場合、陽極性刺激が推定されうる。ある例では、第１の誘発反応遅延を確立することは、ユーザ入力から、あるいは、製造業者固有のまたは他の予め指定された値から参照誘発反応遅延値を受信することを含みうる。

４０４にて、陽極性捕捉情報がそれについて所望されるペーシング電極構成が指定されうる。陽極性捕捉情報を判定するための情報を得るための対応する誘発反応検知電極構成が指定されうる。これは、陽極性捕捉がそれについて判定されるペーシング電極の近くに配置される検知電極を選択することを含みうる。

４０６にて、ペースが、指定されたペーシング電極構成を使用して拍動間ベースなどで放出されうる。
４０８にて、対応するＥＲは、指定された検知電極構成を使用して拍動間ベースなどで検知されうる。対応するＥＲは、放出されたペースパルスと、４０２にて参照ＥＲ遅延を決定するために使用されたＥＲ特徴と同様のＥＲ特徴との間などでＥＲ遅延を決定するた
めに使用されうる。ＥＲ遅延は、単一拍動から決定されうる、または、複合ＥＲ遅延は、いくつかの各拍動について計算されるような、ＥＲ遅延値の中心的傾向を使用することなどによって計算されうる。

４１０にて、４０８にて決定されたＥＲ遅延または複合ＥＲ遅延は、４０２にて決定された参照ＥＲ遅延と、または、１拍動または拍動のグループについて４０８にて以前に計算された遅延と比較されうる。

４１２にて、結果生じる差が、１つまたは複数の基準と比較されうる。差が１つまたは複数の基準を超える場合、４１４にて、陽極性捕捉が宣言され、そうでなければ、４１６にて、陽極性捕捉が全く存在しないことが宣言されうる。

図４Ｂは、図４Ａに関して上述した陽極性捕捉と同様の少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例４２０を示すが、図４Ａに関して述べた拍動間動作に的を絞る代わりにペーシングエネルギー閾値テストに的を絞る。図４Ｂにおいて、４０２にて、参照ＥＲ遅延値が、図４Ａに関して上述したように確立されうる。図４Ｂの４０４にて、ペーシングおよび検知電極構成が、図４Ａに関して上述したように確立されうる。図４Ｂの４０６にて、１つまたは複数のペースパルスが、図４Ａに関して上述したように放出されうる。４０８にて、対応するＥＲ信号が、図４Ａに関して上述したように、指定された検知電極構成を使用して検知されうる。４１８にて、ＥＲ遅延値が、図４Ａの４１０に関して上述したように測定されうる。４２１にて、ペーシングエネルギー（たとえば、振幅、パルス幅など）が、利用可能なペーシングエネルギー値のセット内の隣接値にペーシングエネルギーを漸次的にステップダウン（または、ステップアップ）することなどによって調整されうる。４２２にて、新しいペーシングエネルギーが、使用されて、別のペースが放出され、結果生じるＥＲが検知され、放出されたペースと、４１８および４０２にて先に使用されたＥＲ特徴と同様のＥＲ特徴との間などで、結果生じるＥＲ遅延値が測定されうる。４２４にて、ＥＲ遅延値が、ペーシングエネルギーの以前の値における対応する値と比較されうる。４２６にて、現在のＥＲ遅延値と以前のＥＲ遅延値との差の大きさが、閾値量を超えることなどによって、１つまたは複数の基準を満たす場合、４２８にて、陽極性捕捉が宣言され、プロセスフローは、１つまたは複数の指定された検出基準が満たされる（たとえば、指定された「Ｙ個のうちのＸ個の(X of Y)」拍動が別の捕捉を宣言される）まで繰返すために、４２１に戻りうる。４２６にて、現在のＥＲ遅延値と以前のＥＲ遅延値との差の大きさが１つまたは複数の検出基準を満たさない場合、４３０にて、拍動が陽極性捕捉を示さないこが宣言され、プロセスフローは、１つまたは複数の指定された検出基準が満たされる（たとえば、指定された「Ｙ個のうちのＸ個の(X of Y)」拍動が別の捕捉を宣言される）まで繰返すために、４２１に戻りうる。

図４Ｃは、図４Ａに関して上述した陽極性捕捉と同様の少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例４４０を示すが、図４Ａの拍動間動作に的を絞る代わりにペーシングエネルギー閾値テストに的を絞る。４０２にて、参照ＥＲ遅延値が、図４Ａに関して上述したように決定されうる。４０４にて、ペーシングおよび検知電極構成が、図４Ａに関して上述したように指定されうる。ペーシングエネルギー閾値テストは、図４Ａに関して上述したように、４０６にてペースを放出することなどによって開始しうる。４０８にて、結果生じるＥＲ信号が、図４Ａに関して上述したように検知されうる。４１８にて、ＥＲ遅延値が、図４Ａに関して上述したように測定され、記憶されうる。４２１にて、ペーシングエネルギーが、図４Ｂに関して上述したようにステップダウン（または、ステップアップ）されるなどで調整されうる。閾値テストペーシングエネルギー限界（たとえば、ペーシングエネルギーがステップダウンされる下限またはペーシングエネルギーがステップアップされる上限）に達しない場合、プロセスフローは、４０６に戻り、そうでなければ、プロセスフローは、４４４に進みうる。４４４にて、ペーシングエネルギー閾値テストが終
了する。ペーシングエネルギー閾値テスト中に使用された種々のペーシングエネルギーに対応する記憶されたＥＲ遅延値は、同様のグループ（たとえば、類似のＥＲ遅延値を示すグループ）に分割されうる。４４６にて、同様のグループの間に有意の差が存在するかどうかが判定されうる。有意の差が存在する場合、４４８にて、ＥＲ遅延値は、４０２にて決定されたＥＲ遅延参照値と比較されうる。その差が１つまたは複数の基準を満たす場合（たとえば、参照値が陽極性捕捉を表し、差が、参照値に関して指定された値より小さくなる場合）、４５２にて、陽極性捕捉が宣言されうる。そうでなければ、４５４にて、陽極性捕捉が全く起こらなかったことが宣言されうる。
例Ａ
図４Ｄは、少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例４７０を示す。４７２にて、第１の誘発反応（ＥＲ）遅延値が検出されうる。ある例では、これは、放出されるペースパルスと、結果生じる誘発反応信号またはその特徴（たとえば、第１の負のピーク、最大の負のピーク、Ｓ波の傾斜、またはＳ波幅）との間の時間を検出することを含みうる。ある例では、この第１のＥＲ遅延は、陰極性ＬＶ電極（たとえば、ＬＶリング電極２１４、ＬＶ先端電極２１２、ＬＶリング電極３０２Ａ〜３０２Ｃ、またはＬＶ先端電極３０２Ｄのうちの１つ）と、埋め込み型デバイス１０２のエレクトロニクスユニットのハウジングに配置されるような大表面積の「缶」電極２１６との間の単極ペースなどの陽極性捕捉をもたらす可能性がないペーシング電極構成を使用して送出されるペースに応答して測定されうる。缶電極２１６が、陰極性ＬＶ電極より実質的に大きな表面積を有し、また、一般に、心臓からかなりの距離のところで胸部に配置されるため、捕捉が缶電極２１６で起こらない。代わりに、捕捉は、陰極性ＬＶ電極で起こるだけである。ＬＶ電極に負電圧を印加し、ＬＶ電極を陰極性にすることによって、結果生じるいずれの捕捉も陰極性であることになる。こうして、第１のＥＲ遅延値は、陰極性ＬＶ捕捉に関連するＥＲ遅延を表しうる。

ＥＲ遅延を検知する場合、刺激の存在または非存在がそれについて判定される「候補の」電極の近くに、または、候補電極がそれと共に使用される別の電極から遠くに配置される少なくとも１つの電極を含む検知電極構成が使用されうる。ペースを送出するために、ＲＶリング電極２０８が陽極として使用され、同時に、ＬＶ電極（たとえば、２１２、２１４、あるいは、３０２Ａ〜３０２Ｄの１つまたは複数）が陰極として使用されるときに、陽極性捕捉がＲＶリング電極２０８で起こるかどうかを判定することが所望される例では、ＥＲ検知は、ＲＶ先端電極２０６と缶電極２１６またはヘッダ電極２１８との間で起こりうる。この例では、ＲＶ先端電極２０６は、候補ＲＶリング電極２０８（陽極性捕捉をテストされる）に近く、かつ、ペースを送出するために候補ＲＶリング電極２０８と共に使用されるＬＶ電極（たとえば、２１２、２１４、あるいは、３０２Ａ〜３０２Ｄの１つまたは複数）から遠い。

ＥＲ遅延が、放出されたペースとＥＲの結果生じる指定特徴との間で測定される例では、こうした特徴のいくつかの例証的な例は、活性化の開始（たとえば、レベル検出器回路によって決定されうるような）、活性化の正または負のピーク（たとえば、ピーク検出器回路によって決定されうるような）、何らかの他の特徴を含みうる。

４７４にて、第２のＥＲ遅延値が検出されうる。ある例では、これは、放出されるペースパルスと、結果生じる誘発反応信号またはその指定特徴−図４７２に関して上述した特徴と同様の特徴など−との間の時間を検出することを含みうる。

ある例では、この第２のＥＲ遅延は、缶電極２１６と共に単極ペースを送出する候補電極を使用して測定されうる。やはり、電極表面積に差があり、缶電極２１６と心臓との距離がかなりあるため、捕捉は、候補電極で起こることになる。こうした捕捉は、ペース中に候補電極が缶電極２１６に関して負であるとき陰極性であり、ペース中に候補電極が缶
電極２１６に関して正であるとき陽極性であることになる。いずれも使用されうるが、缶電極２１６にける陰極性刺激が不快である場合があり、陽極性刺激が、陰極性刺激に比べて組織を速く伝播することができると思われることが留意されるべきである。いずれにしても、結果生じる第２のＥＲ遅延は、捕捉が候補電極で起こることを表すことになる。対照的に、４７２に関して述べられる第１のＥＲ遅延は、ＬＶ捕捉が候補電極から離れて起こることを表すことになり、第２のＥＲ遅延は、捕捉が候補電極で起こることを表すことになる。単極検知電極（たとえば、ＲＶ先端電極２０６）が、候補電極と共に使用されるＬＶ電極よりも候補電極に近いため、第２のＥＲ遅延は、第１のＥＲ遅延より短いことになる。逆に、単極検知電極が、候補電極から遠くかつ他の電極に近い異なる電極構成を使用することができ、その場合、第１のＥＲ遅延は、第２のＥＲ遅延より短いことになる。

４７６にて、捕捉が候補電極で起こっているかまたは候補電極から離れて起こっているかを判定するため後で使用するなどのために、参照ＥＲ遅延値が確立されうる。ある例では、参照ＥＲ遅延は、第１のＥＲ遅延値より指定された（たとえば、固定の、パーセンテージなどの）増分だけ短くなるように確立されうる。ある例では、測定される参照ＥＲ遅延は、１回の測定を使用して生成される必要があるのではなく、代わりに、複数の測定値の平均値、中間値、または他の中心的傾向など、複数回の測定を使用して生成されうる。ある例では、参照ＥＲ遅延は、第２のＥＲ遅延値より指定された（たとえば、固定の、パーセンテージなどの）増分だけ長くなるように確立されうる。ある例では、参照ＥＲ遅延は、第１のＥＲ遅延値と第２のＥＲ遅延値との間の時間的距離の所望の割合（たとえば、中間）になるように確立されうる。

４７８にて、ペーシングおよび検知電極構成は、ステップダウン（またはステップアップ）ペーシングエネルギー閾値テストを行うときに、または、ペーシングエネルギー閾値テストを必要とすることなく拍動間ベースで使用するなどのために確立されうる。陽極性捕捉をテストされている候補電極が、ＲＶリング電極２０８であり、（例として）ＬＶリング電極２１４である他の電極と共に拡張双極ペーシング構成で使用される例では、ＲＶ先端電極２０６と缶電極２１６との間の単極検知構成が、上述したように使用されうる。

４８０にて、ペーシングエネルギーは、ペーシングエネルギー範囲の上部またはその近くなどの初期値にセットされうる。その後、ペーシングエネルギーは、ステップダウンされ、結果生じるＥＲ遅延が監視されうる。逆に、ペーシングエネルギーは、ペーシングエネルギー範囲の下部またはその近くなどの初期値にセットされ、その後、ペーシングエネルギーは、ステップアップされ、結果生じるＥＲ遅延が監視されうる。これは、ペーシングエネルギー閾値テストの一部として、または、ペーシングエネルギー閾値テストを必要とすることなく拍動間ベースで行われうる。

４８２にて、結果生じるＥＲ遅延は、４０６にて確立された参照ＥＲ遅延などの１つまたは複数の基準と比較されうる。結果生じるＥＲ遅延が、参照ＥＲ遅延より長く、から、参照ＥＲ遅延より短く、への、またはその逆へのシフトを示すことなどによって基準を満たす場合、捕捉の変化が疑われる。そうでない場合、結果生じるＥＲ遅延が基準を満たさない場合、ペーシングエネルギーは、４１０にて再びステップダウンされ、結果生じる遅延が監視されうる。

４８４にて、参照により本明細書に組込まれる「ＳＥＬＥＣＴＩＯＮ ＯＦ ＣＡＲＤＩＡＣ ＳＩＧＮＡＬ ＦＥＡＴＵＲＥＳ ＤＥＴＥＣＴＥＤ ＩＮ ＭＵＬＴＩＰＬＥ
ＣＬＡＳＳＩＦＩＣＡＴＩＯＮ」という名称のＭｅｙｅｒ等の米国特許第７，７１１，４２４号に記載されるような既存の自動捕捉検証技法を使用することなどによって完全なＬＯＣが起こったかどうかが判定されうる。４８４にて、完全なＬＯＣが起こらなかった場合、４８６にて、陽極性捕捉が、使用される特定のペーシングエネルギー以上であるエ
ネルギーでＲＶリング電極２０８に存在する可能性があることが宣言されうる。そうでなければ、４８４にて、完全なＬＯＣが起こった場合、完全なＬＯＣの開始が起こったときに使用される特定のペーシングエネルギーより大きいエネルギーで（ＲＶリング電極２０８における陽極性捕捉を伴うことなく）ＬＶリング電極２１４における陰極性捕捉が存在する可能性があることが宣言されうる。

こうして、第２の検知電極に比べて第１の検知電極に近い検知電極を使用することによって、これらの第１および第２のペーシング電極の一方（または両方）が近傍の心臓組織を実際に捕捉しているかどうか（またはいずれの電極が捕捉しているか）を判定するために、結果生じるＥＲ時間のシフトが使用されうる。第１および第２のペーシング電極に印加される信号の極性が指定されうるため、こうした情報は、捕捉情報と共に使用されて、陽極性捕捉が起こっているか、陰極性捕捉が起こっているか、または陽極性捕捉と陰極性捕捉の両方が起こっているか判定されうる。

ペーシングエネルギーがステップダウンされる場合、可能性のあるシナリオは、結果生じるＥＲ遅延が、短い（ＲＶリング電極２０８が、こうした高いペーシングエネルギーで陽極性捕捉を示すため）から長い（ＲＶリング電極が陽極性捕捉を停止し、陰極性のみの捕捉がＬＶリング電極２１４で起こるとき）へシフトすることである。ＥＲ遅延は、完全なＬＯＣが起こると益々長くなりうると思われる（たとえば、ＬＶリング電極２１４は陰極性捕捉をもはや示さない）。

上述した例に対する変形として、４０２および４０４にて第１および第２のＥＲ値を検出することは、対応する第１および第２のＥＲ信号テンプレートを検出することによって置換または増強されうる。その後、４１２にて、監視されるＥＲ形態は、相関関数を実施することなどによって、テンプレートの一方または両方と比較されうる。監視されるＥＲ形態が、第１のＥＲ信号テンプレートから離れる十分なシフトを示すか、第２のＥＲ信号テンプレートへ向かう十分なシフトを示すか、またはその両方である場合、対応する捕捉の変化が宣言されうる。ＥＲ信号テンプレート（相関関数または他の類似度計算がそれに対して実施されうる）によってこうしてＥＲ値（参照値と比較されうる）を置換または増強することは、本文書で述べる種々の他の例のＥＲ値に拡張されうる。

図５は、陰極性のみの捕捉から生じるＥＲ信号の複数のトレース５０２ならびに陽極性捕捉と陰極性捕捉の組合せから生じるＥＲ信号の複数のトレース５０４を示す振幅対時間グラフである。図５のグラフでは、ペースパルスは、時間ｔ＝０にて放出される。この例の場合、拡張双極ペーシングは、ＲＶリング電極２０８と、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の一方との間で送出され、ＬＶ電極は、ペースパルス中、ＲＶ電極より負である。ＥＲ信号は、ＲＶ先端電極２０６と缶電極２１６との間で単極検知構成を使用して検知された。

図５の例では、陽極性と陰極性の組合せの捕捉ＥＲ信号５０４は、著しく異なる信号形態と共に、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号５０２と比べて、先行するペースパルスから約２５ミリ秒短い遅延を全体的に示す。こうしたデータは、上述した例をサポートし、陰極性のみの捕捉と陽極性と陰極性の組合せの捕捉を識別するために、時間遅延のシフトまたはＥＲ信号形態の変化（またはその両方）が使用されうることを示す。

例Ｂ
図６は、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号６０２および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号６０４の複数のトレースを示す振幅対時間グラフである。ある例では、図６に関して示すように、陽極性捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされている候補電極は、ＲＶリング電極２０８であり、ＲＶリング電極２０８は、ＬＶリング電極
２１４またはＬＶ先端電極２１２の一方と共に拡張双極ペーシング構成で使用され、単極ＥＲ信号検知は、缶電極２１６と、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の他の一方との間で実施されうる。

図６の例では、差は、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号６０２と、陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号６０４との間で観測されうる。特に、陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号６０４の第１の負のピーク６０６は、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号６０２の対応する第１の負のピーク６０８よりある時間（たとえば、３０〜４０ミリ秒、これは変動する可能性がある）だけ速く起こる。こうした時間差は、陰極性のみの捕捉から陽極性と陰極性の組合せの捕捉への、またはその逆へのシフトを検出するために使用されうる。さらに、ＥＲ信号のこうした差は、陰極性のみの捕捉と、陽極性と陰極性の組合せの捕捉との間のこうした識別を実施するなどのために、図２に示すような心腔間（たとえば、拡張双極）設定または心腔内（たとえば、図３に示すようなＬＶ４極、ＲＶ双極などの）設定で使用されうる。

図７は、図６に示すような、ＥＲ信号の第１の負のピークの時間的シフトを使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例７００を示す。７０２にて、ペーシングおよび検知電極構成は、（１）ＥＲ活性化の開始などの参照フィデューシャルと、（２）ＥＲ信号の第１の負のピークとの間の時間間隔の参照値を得るのに適切であるようにセットされうる。ある例では、ペーシングおよび検知電極構成は、上述したように、陽極性刺激が起こっているかどうかがわかるような方法で時間間隔の参照値が得られるようにセットされうる。ある例では、陽極性捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされる候補電極は、ＲＶリング電極２０８であり、ＲＶリング電極２０８は、この例では、ＬＶリング電極２１４またはＬＶ先端電極２１２（または、複数極、たとえば４極ＬＶリードなどを有する他の左心室電極）の少なくとも一方と共に拡張双極ペーシング構成で使用され、単極ＥＲ信号検知は、缶電極２１６と、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の他の一方との間で実施されうる。７０２にて、ペーシングおよび検知電極構成は、相応してセットされうる。

７０４にて、７０２のペーシングおよび検知電極構成は、（１）ＥＲ活性化の開始と、（２）ＥＲ信号の第１の負のピークとの間の時間間隔の参照値を得るために使用されうる。これは、上述したペーシング電極構成を使用するなどして、ペーシングパルスを放出するよう心室側治療回路１１４に指示するためにコントローラ回路１１６を使用すること、および、ＥＲ信号を検知するよう心室側検知回路１１２に指示するためにコントローラ回路１１６を使用することを含みうる。結果生じるＥＲ信号は、コントローラ回路１１６によって提供されうるまたは他の所の信号処理回路要素を使用することであって、それにより、ＥＲ活性化の開始を（たとえば、信号処理回路要素によって提供されうるレベル検出器回路を使用して）検出し、ＥＲ信号の第１の負のピークを（たとえば、信号処理回路要素によって提供されうるピーク検出器回路を使用して）検出するなどを行う、信号処理回路要素を使用すること、および、ＥＲ活性化の開始とＥＲ信号の後続の第１の負のピークとの間の時間差を測定することなどによって解析されうる。測定されるこの時間差は、後続の時間差測定値が比較されうる参照時間差として使用されうる。先に説明したように、参照時間差は、陽極性刺激が存在するかどうかについての既知の条件下で得られ、他の測定値が参照時間差に近づくかまたはそこから離れるときに、有用な文脈情報を提供しうる。ある例では、測定される参照時間差は、１回の測定を使用して生成される必要があるのではなく、代わりに、複数の測定値の平均値、中間値、または他の中心的傾向など、複数回の測定を使用して生成されうる。ある例では、参照時間差を生成するために使用される複数回の測定は、大きなペーシングエネルギー値、たとえば公称ペーシングパルス幅（たとえば、０．４ミリ秒または０．５ミリ秒）での最大ペーシング振幅などの、同様なペーシングエネルギーを使用して行われうる。

７０６にて、ペーシングエネルギーは、調整されうる、たとえば、ペーシングエネルギーを漸次的にステップダウンすることによって減少されうる。ある例では、これは、指定されたペーシングパルス幅を維持しながら、ペーシング振幅を漸次的に減少させることを含みうる、または、その逆も同様である。ある例では、こうした各ステップにおいて、ＥＲ信号が得られ、ＥＲ活性化の開始と後続の第１の負のピークとの間の時間差が得られうる。参照時間差に関して上述したように、特定のペーシングエネルギーステップの場合、これは、１回の測定を使用して、あるいは、対応する複数回のペースに関連する対応する複数のＥＲ信号などからの複数の個々の測定値から中心的傾向を計算するか、そうでなければ、複数の個々の測定値から得られる時間差を組合せることによって決定されうる。

７０８にて、結果生じる測定される時間差（または結果生じる組合された測定される時間差）は、１つまたは複数の基準と比較されうる。ある例では、これは、結果生じる測定される時間差を、参照時間差のパーセンテージ、参照時間差の固定オフセット、または同様なものなど、参照時間差に基づきうる閾値と比較することを含みうる。例証的な例では、７０４にて、参照時間差値を得るなどのために最大ペーシングエネルギーが送出されるときに陽極性捕捉が起こっていることがわかっている、または、それが仮定されうる。こうした場合、７０８にて、測定される時間差が、参照時間差の指定されたパーセンテージ（たとえば、１２０％）を超えて増加する場合、陽極性捕捉の喪失が宣言され、７１２にて、完全な捕捉の喪失（ＬＯＣ）が、ペーシングエネルギーのその特定の増分において起こったかどうかが判定されうる。完全なＬＯＣが存在しない場合、７１０にて、陽極性捕捉の喪失が宣言され、例７００は、７１４にてエグジットされうる（または、完全なＬＯＣが起こるエネルギーを同様に特定することが所望される場合、７０６に戻りうる）。７１２にて、完全なＬＯＣが存在する場合、７１８にて、完全なＬＯＣが宣言され、例７００は、７１４にてエグジットしうる。７０８にて、測定される時間差が基準を満たさない（たとえば、参照時間差の１０２％を超えて増加しない）場合、７０６への戻りが存在し、上述したように、ＥＲ活性化開始と後続の第１の負のピークとの間の結果生じる遅延を測定するために、結果生じるＥＲ信号を監視しながら、ペーシングエネルギーが、再びステップダウンされうる。

例Ｃ
図７の例では、同じペーシング電極構成および検知電極構成が、７０４の参照時間差を決定すると共に、７０６の後続の時間差を決定するために使用されうる。しかし、これは、必要とされない。ある例では、後続の時間差を決定するのに比べて、参照時間差を決定するために異なる電極構成が使用されうる。たとえば、図８は、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号８０２および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号８０４の複数のトレースを示す振幅対時間グラフである。この例では、種々のＥＲ信号トレースは、以前のペースに従ってまたはＥＲ活性化の開始に従ってなどで時間的に整列される。ある例では、図８に関して示すように、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号８０２は、ＥＲ信号参照テンプレートを形成するために使用され、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号８０２は、陰極性ＬＶリング電極２１４と陽極性缶電極２１６との間などでの単極ＬＶペースの送出、および、缶電極２１６とＬＶ先端電極２１２との間で実施される単極ＥＲ信号検知によって得られうるようなものである。こうして単極ＬＶペースを送出することは、陽極性缶電極２１６と興奮性心臓組織との間の距離および陰極性ＬＶリング電極２１４に対する缶電極の比較的大きな表面積のせいで、陽極性捕捉が全く起こらないことを保証する。この例では、参照時間差は、ＥＲ活性化開始とＥＲ波形の絶対最小値（たとえば、最大の負のピーク８０６）（図６に関して上述したＥＲ波形の第１の負のピークと必ずしも同じではない）との間で測定されうる。

その後、ペーシングエネルギー閾値または捕捉テストあるいは閾値または捕捉テストを除いて拍動間ベースで、候補電極構成が、陽極性捕捉が起こっているかどうかを判定する
ためにテストされうる。ある例では、陽極性捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされる候補電極は、ＲＶリング電極２０８であり、ＲＶリング電極２０８は、参照信号を得るために使用されたのと同じペーシング陰極（たとえば、上記で、参照信号を得るときに陰極として使用される同じＬＶリング電極２１４など）と共に拡張双極ペーシング構成で使用され、単極ＥＲ信号検知は、缶電極２１６とペーシング陰極に近い電極との間で実施されうる（たとえば、ＬＶリング電極２１４がペーシング陰極として使用されるとき、ＬＶ先端電極２１２を使用する検知）。ペーシングエネルギーのそれぞれの漸次的変化について、時間差が、ＥＲ活性化の開始とＥＲ信号の絶対最小値（たとえば、最大の負のピーク８０８）（図６に関して上述したＥＲ波形の第１の負のピークと必ずしも同じではない）との間で測定されうる。捕捉が少なくとも部分的に陽極性であるとき、時間差は、たとえば図８の例で示す約４０ミリ秒短いように、参照時間差よりかなり短いことになるが、この数値は、患者ごとなどで変動しうる。そのため、漸次的変化の後にＥＲ信号８０４を使用して得られた時間差を、ＥＲ信号８０２を使用して得られた参照時間差から導出された１つまたは複数の基準と比較することによって、時間差が、相対閾値（たとえば、参照時間差の８０％）を上回って、または、固定閾値を上回る量だけ（たとえば、少なくとも２５ミリ秒だけ）参照時間差より小さくなると、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が宣言されうる。これは、参照時間差のための、または、種々のペーシングエネルギーの間に得られる実際の時間差のための、１回の測定または複数回の測定に基づきうる。

図９は、図８に示すような、ＥＲ信号の絶対最小値の負のピークの時間的シフトを使用することなどによって、少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出する例９００を示す。９０２にて、ペーシングおよび検知電極構成は、（１）ＥＲ活性化の開始と、（２）ＥＲ信号の絶対最小値（最大の負のピーク）との間の時間間隔の参照値を得るのに適切であるように、たとえば図８に関して上述したような単極ペーシングおよび検知構成などでセットされうる。

９０４にて、９０２のペーシングおよび検知電極構成は、７０４で上述したのと同様であるが、ＥＲ信号の絶対最小値（最大の負のピーク）を使用して、（１）ＥＲ活性化の開始などの参照フィデューシャルと、（２）ＥＲ信号の絶対最小値（最大の負のピーク）との間の時間間隔の参照値を得るために使用されうる。この測定される時間差は、７０４で上述したのと同様であるが、ＥＲ信号の絶対最小値（最大の負のピーク）を使用して、後続の時間差測定値が比較されうる参照時間差として使用されうる。
９０５にて、ペーシング構成は、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するための関心のペーシング構成を適用するなどのために変更されうる。ある例では、これは、ペーシング電極を、９０４にて時間間隔の参照値を決定するためにペーシング陰極として使用されたＬＶリング電極２１４またはＬＶ先端電極２１２の同じ一方の電極と共にＲＶリング電極２０８を使用するなどして拡張双極ペーシング構成にする(place into)ことを含み、単極ＥＲ信号検知は、缶電極２１６と、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の他の一方との間で実施されうる。
９０６にて、ペーシングエネルギーが、７０６に関して上述したのと同様に変更され、応答性ＥＲ信号フィデューシャルが、上述したようにではあるが、ＥＲ信号の絶対最小値（最大の負のピーク）を使用して採取されうる。

９０８にて、結果生じる測定される時間差（または、結果生じる組合された測定される時間差）は、７０８に関して上述したような１つまたは複数の基準と比較されうるが、異なる基準が、実験的にまたはその他の方法で決定され、ここで使用されうる。

例証的な例では、９０８にて、測定される時間差が参照時間差の８０％より下がる場合、９１０にて、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が宣言され、９１４にて、例９００がエグジットされうる。そうでなければ、９０６への戻りが存在し、図８〜図９に関して上述
したように、ＥＲ活性化開始と絶対最小値（最大の負のピーク）との間の結果生じる遅延を測定するために、結果生じるＥＲ信号を監視しながら、ペーシングエネルギーが、再び変更されうる（たとえば、ステップダウンされうる）。

例Ｄ
図１０は、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１００２および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号１００４の複数のトレースを示す振幅対時間グラフである。この例では、種々のＥＲ信号トレースは、以前のペースに従ってまたはＥＲ活性化の開始に従ってなどで時間的に整列される。ある例では、図１０に関して示すように、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１００２は、ＥＲ信号参照テンプレートを形成するために使用され、たとえば、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１００２は、陰極性ＬＶリング電極２１４と陽極性缶電極２１６との間などでの単極ＬＶペースの送出、および、缶電極２１６とＬＶ先端電極２１２との間で実施される単極ＥＲ信号検知によって得られうる。こうして単極ＬＶペースを送出することは、陽極性缶電極２１６と興奮性心臓組織との間の距離および陰極性ＬＶリング電極２１４に対する缶電極の比較的大きな表面積のせいで、陽極性捕捉が全く起こらないことを保証する。この例では、ＥＲ信号の参照Ｓ波傾斜は、ＥＲ波形の絶対最小値（たとえば、最大の負のピーク１００６）（図６に関して上述したＥＲ波形の第１の負のピークと必ずしも同じではない）の後でかつＥＲ波形の次の正のピークの前に測定されうる。

そのため、漸次的なペーシングエネルギーの変化後に、候補電極構成は、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされうる。ある例では、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされる候補電極は、ＲＶリング電極２０８であり、ＲＶリング電極２０８は、ＬＶリング電極２１４またはＬＶ先端電極２１２の一方と共に拡張双極ペーシング構成で使用され、同時に、缶電極２１６と、ＬＶリング電極２１４およびＬＶ先端電極２１２の他の一方との間で実施されうる単極ＥＲ信号検知が用いられうる。ペーシングエネルギーのそれぞれの漸次的変化について、Ｓ波傾斜が、ＥＲ信号の絶対最小値（たとえば、最大の負のピーク１００８）（図６に関して上述したＥＲ波形の第１の負のピークと必ずしも同じではない）とＥＲ波形の次の正のピークとの間で測定されうる。捕捉が少なくとも部分的に陽極性であるとき、Ｓ波傾斜は、図１０の例証的な例において、制限としてではなく例として示すように、参照Ｓ波傾斜（たとえば、この例証的な例では０．０７７９１５）に比べてかなり平坦（たとえば、特定の患者の例証的な例では０．０２７８７５）であることになる。そのため、漸次的変化中にＥＲ信号１００４を使用して得られたＳ波傾斜を、ＥＲ信号１００２を使用して得られた参照Ｓ波傾斜から導出された１つまたは複数の基準と比較することによって、Ｓ波傾斜が、相対閾値（たとえば、例証的な例として参照Ｓ波傾斜の８０％）を上回って、または、固定閾値を上回る量だけ（たとえば、例証的な例として少なくとも０．０２５だけ）参照Ｓ波傾斜より小さくなる(drop below)と、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が宣言されうる。これは、参照Ｓ波傾斜のための、または、ペーシングエネルギーの漸次的変化（たとえば、ステップアップ、ステップダウンなど）中に得られる実際のＳ波傾斜のための、１回の測定または複数回の測定（たとえば、中心的傾向）に基づきうる。

図１１は、図１０に示すような、ＥＲ信号のＳ波傾斜の変化を使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例１１００を示す。１１０２にて、ペーシングおよび検知電極構成は、図１０に関して上述したようなＳ波傾斜の参照値を得るのに適切であるようにセットされうる。

１１０４にて１１０２のペーシングおよび検知電極構成は、図１０に関して上述したのと同様に、Ｓ波傾斜の参照値を得るために使用されうる。この測定されるＳ波傾斜は、図１０に関して上述したのと同様に、後続のＳ波傾斜測定値が比較されうる参照Ｓ波傾斜と
して使用されうる。複数の測定されるＳ波傾斜の中心的傾向は、図１０に関して上述したように、参照Ｓ波傾斜を決定するために使用されうる。

１１０５にて、ペーシング構成は、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するための関心のペーシング構成を適用するなどのために変更されうる。ある例では、これは、図１０に関して上述したように、ペーシング電極構成を拡張双極ペーシング構成にすることを含みうる。

１１０６にて、ペーシングエネルギーは、ペーシングエネルギーを漸次的にステップアップすることなどによって変更されうる。
１１０８にて、結果生じる測定されるＳ波傾斜（または結果生じる組合された測定されるＳ波傾斜）は、９０８に関して上述したのと同様に、１つまたは複数の基準と比較されうるが、異なる基準が、実験的にまたはその他の方法で決定され、ここで使用されうる。

例証的な例では、１１０８にて、測定されるＳ波傾斜が参照Ｓ波傾斜の８０％より下がる場合、１１１０にて、陽極性捕捉が宣言され、１１１４にて、例１１００がエグジットされうる。そうでなければ、１１０６への戻りが存在し、図１０に関して上述したように、結果生じるＳ波傾斜を測定するために、結果生じるＥＲ信号を監視しながら、ペーシングエネルギーが、再びステップアップされうる。

図１２は、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１２０２および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号１２０４の複数のトレースを示す振幅対時間グラフである。この例では、種々のＥＲ信号トレースは、以前のペースに従ってまたはＥＲ活性化の開始に従ってなどで時間的に整列される。ある例では、図１２に関して示すように、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１２０２は、ＥＲ信号参照テンプレートを形成するために使用されうる。ある例では、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされる候補電極は、ＬＶリング電極３０２Ａであり、ＬＶリング電極３０２Ａは、近位ＬＶリング電極３０２Ａと遠位ＬＶ先端電極３０２Ｄとの間でペーシングパルスが送出されうるような「ワイド双極」ペーシング構成で使用され、同時に、缶電極２１６と、ＬＶリング電極３０２Ｂまたは３０２Ｃおよび遠位ＬＶ先端電極３０２Ｄの異なる１つの電極などの別のＬＶ電極との間で実施されうる単極ＥＲ信号検知が用いられうる。

この例では、ＥＲ信号の参照Ｓ波傾斜は、ＥＲ波形の１２０６におけるＲ波の終了後でかつＥＲ波形の次の正のピークの前である期間の全てまたは一部分の間に測定されうる。ある例では、これは、上述したような陰極性のみの捕捉をもたらすと予想されうる電極構成を使用することを含みうる。

その後、ペーシングエネルギーがステップアップした後、候補電極構成が、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされうる。ある例では、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされる候補電極は、近位ＬＶリング電極３０２Ａであり、近位ＬＶリング電極３０２Ａは、近位ＬＶリング電極３０２Ａと遠位ＬＶ先端電極３０２Ｄとの間でペーシングパルスが送出されうるような上述したワイド双極ペーシング構成で使用され、単極ＥＲ信号検知が、缶電極２１６と、ＬＶリング電極３０２Ｂまたは３０２Ｃおよび遠位ＬＶ先端電極３０２の異なる１つの電極などの任意の他のＬＶ電極との間で実施されうる。

ペーシングエネルギーのそれぞれの漸次的なステップアップについて、Ｓ波傾斜は、ＥＲ波形の１２０６におけるＲ波の終了後でかつＥＲ波形の次の正のピークの前で測定されうる。

捕捉が少なくとも部分的に陽極性であるとき、Ｓ波傾斜は、図１２の例証的な例において、制限としてではなく例として示すように、参照Ｓ波傾斜（たとえば、例証的な例では０．０６３１０５）に比べてかなり急峻（たとえば、例証的な例では０．０２７８７５）であることになる。そのため、漸次的ステップアップ中にＥＲ信号１２０４を使用して得られたＳ波傾斜を、ＥＲ信号１２０２を使用して得られた参照Ｓ波傾斜から導出された１つまたは複数の基準と比較することによって、Ｓ波傾斜が、指定された相対閾値（たとえば、例証的な例として参照Ｓ波傾斜の１２０％）を上回って、または、指定された固定閾値を上回る量だけ（たとえば、例証的な例において少なくとも０．０２３だけ）参照Ｓ波傾斜より増加すると、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が宣言されうる。これは、参照Ｓ波傾斜のための、または、ペーシングエネルギーの漸次的変化（たとえば、ステップアップ、ステップダウンなど）中に得られる実際のＳ波傾斜のための、１回の測定または複数回の測定（たとえば、中心的傾向）に基づきうる。方法は、Ｓ波傾斜が得られ、１つまたは複数の基準に対する比較が、図１２に示すデータに関して述べたように実施されうることを除いて、図１１に関して述べたように実施されうる。

例Ｅ
図１３は、（１）陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１３０２および（２）陽極性と陰極性の組合せのＥＲ信号１３０４の複数のトレースを示す振幅対時間グラフであり、ＥＲを記録するために使用される検知電極は、陰極より陽極に近い可能性がある。この例では、種々のＥＲ信号トレースが、電気刺激（たとえば、ペース）パルスの放出などに従って時間的に整列されうる。ある例では、図１３に示すように、陰極性のみの捕捉ＥＲ信号１３０２は、ＥＲ信号参照テンプレートを形成するために使用されうる。例証的な例では、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が起こっているかどうかを判定するためにテストされる候補電極は、ＬＶリング電極３０２Ａであり、ＬＶリング電極３０２Ａは、近位ＬＶリング電極３０２Ｃ（陽極として）と遠位ＬＶ先端電極３０２Ｄ（陰極として）との間でペーシングパルスが送出されうるような上述した「ワイド双極」ペーシング構成で使用され、単極ＥＲ信号検知が、ＬＶリング電極３０２Ｂと缶電極２１６との間で実施されうる。他の多極リードを使用するなどして、他のワイド双極ペーシング構成が可能である。

図１３の例では、ペースパルスの放出からＥＲ活性化の開始までの時間遅延が測定され、その時間遅延はレベル検出器回路または同様なものを使用して検出されうる。ＥＲ信号検知が、陽極（たとえば、ＬＶリング電極３０２Ｃ）の近くにある電極（たとえば、ＬＶリング電極３０２Ｂ）を使用して実施されうるため、観測されるペース−活性化時間遅延は、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉へ移行すると減少することになり、たとえば、図１３の例証的な例において、約５０ミリ秒の減少が制限としてではなく例として示される。これは、人間被検者から得られたのではなく、心不全のない犬から得られた。

図１４は、図１３に関して上述したような、ＥＲ信号のペース−活性化遅延の変化を使用することなどによって、陽極性捕捉を検出する例１４００を示す。１４０２にて、ペーシングおよび検知電極構成は、図１３に関して上述したように、ＥＲ信号のペース−活性化遅延の参照値を得るのに適切であるようにセットされうる。

１４０４にて、１４０２のペーシングおよび検知電極構成は、図１３に関して上述したのと同様に、ＥＲ信号のペース−活性化遅延の参照値を得るために使用されうる。ＥＲ信号のこの測定されるペース−活性化遅延は、図１３に関して上述したのと同様に、後続のペース−活性化遅延測定値が比較されうるようなＥＲ信号の参照ペース−活性化遅延として使用されうる。ある例では、参照値は、陽極性捕捉をもたらす可能性がない構成を使用して（たとえば、陽極として缶電極２１６を使用して）得られうる。ある例では、得られる参照値は、低エネルギーで開始し、捕捉が得られるまでペーシングエネルギーを漸次的
にステップアップするときなどに、陰極性のみであると推定されうる、または、高エネルギーで開始し、ペーシングエネルギーを漸次的に減少させるときなどに、少なくとも部分的に陽極性であると推定されうる。いずれの場合も、参照値からの偏差は、推定からの偏差を示しうる。

１４０６にて、ペーシングエネルギーは、７０６に関して述べたのと同様であるが、ＥＲ信号のペース−活性化遅延を使用して、ペーシングエネルギーを漸次的にステップアップまたはステップダウンすることなどによって漸次的に変更されうる。

１４０８にて、結果生じる測定されるペース−活性化遅延（または、結果生じる組合された測定されるペース−活性化遅延）は、７０８に関して述べたのと同様に、１つまたは複数の基準と比較されうるが、異なる基準が、実験的にまたはその他の方法で決定され、ここで使用されうる。

例証的な例では、１４０８にて、測定されるペース−活性化遅延が、ペーシングエネルギーを漸次的にステップアップしている間に、参照ペース−活性化遅延の指定されたパーセンテージ（たとえば、８０％）より下がる場合、１４１０にて、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が宣言され、１４１４にて、例１４００がエグジットされうる。そうでなければ、１４１２にて、１４０６への戻りが存在し、図１３に関して上述したように、結果生じるペース−活性化遅延を測定するために、結果生じるＥＲ信号を監視しながら、ペーシングエネルギーが、再び漸次的に変更されうる。例証的な例では、１４０８にて、測定されるペース−活性化遅延が、ペーシングエネルギーを漸次的にステップダウンしている間に、参照ペース−活性化遅延の指定された量（たとえば、１２０％）を超えて増加する場合、１４１０にて、少なくとも部分的に陽極性の捕捉の喪失が宣言され、１４１４にて、例１４００はエグジットされうる。

例Ｆ
述べる例は、ペースとＥＲ特徴との間の時間遅延Δｔの変化を検知すること、または、ＥＲ信号の指定された部分の傾斜ΔＳの変化を検知することなどによって、捕捉の変化を検出するために使用されうる。捕捉の変化が時間遅延の変化を検知することによって検出される例では、以下の表１〜３は、時間遅延の変化が、起こった捕捉の変化のタイプを解釈するためにどのように使用されうるかを説明するのに役立ちうる。これは、
１．陰極ペーシング電極より陽極ペーシング電極に近い検知電極を使用すること（表１参照）、
２．陽極ペーシング電極より陰極ペーシング電極に近い検知電極を使用すること（表２参照）、および、
３．陽極ペーシング電極および陰極ペーシング電極からほぼ等距離にある検知電極を使用すること（表３参照）、
などの種々の電極構成を使用することを含みうる。

本技法は、捕捉タイプの異なる変化を識別するために使用されうる。捕捉タイプは、
Ａ．内因性（捕捉なし）
Ｂ．陰極性のみ（陽極性捕捉を伴わない）
Ｃ．陽極性のみ（陰極性捕捉を伴わない）
Ｄ．両方（陽極性捕捉と陰極性捕捉が共に存在する）
を含みうる。
さらに、捕捉の変化は、いくつかの状況では、表１〜３で以下に述べるように、捕捉の異なる変化に関連する時間遅延の変化を比較することなどによって捕捉の１つまたは複数の他の変化から識別されうる。

例Ｇ
図１の心臓機能管理の例は、被検者の血行動態システムの性能を監視する回路を含みうる。血行動態モニタリングは、陽極性刺激の有効性に関するチェックを提供しうる。心音は、患者の心臓が適切に機能することまたは不適切に機能することの有用な指示であり、血行動態性能の指示を提供しうる。心音は、患者の心臓の活動および心臓を通る血液の流
れによる機械的振動に関連する。心音は、心周期ごとに繰り返され、振動に関連する活動に従って分離され分類される。第１の心音（Ｓ１）は、僧帽弁のテスト中に心臓によって作られる振動音である。第２の心音（Ｓ２）は、拡張期の開始を特徴付ける。第２の心音（Ｓ３）および第４の心音（Ｓ４）は、拡張期中の左心室の充満圧に関連する。Ｓ３およびＳ４の存在は、通常、異常である。

図１の埋め込み型デバイス１０２は、被検者の心臓の機械的活性化を表す心音信号を検知する心音検知回路を含みうる。先に説明したように、図１の活動センサ１１３は、心音を検知しうる加速度計を含みうる。コントローラ回路１１６は、心音信号において検出される少なくとも１つの心音のパラメータを監視することができる。心音パラメータの非網羅的なリストは、Ｓ１またはＳ２心音の振幅、Ｓ１またはＳ２心音の継続時間、ならびに、Ｓ３またはＳ４心音の振幅またはさらに存在を含む。

心音は、心音信号においてコントローラ回路１１６によって種々の方法で特定されうる。いくつかの例では、心音は、心音信号の形態解析を使用して特定される。いくつかの例では、心音は、検知された心臓信号において特定されたフィデューシャル（たとえば、Ｒ波ピーク）からの時間関係によって特定される。

コントローラ回路１１６は、少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出するまで、ＥＲ信号の特性を監視しながら、電気刺激エネルギーを調整する。コントローラ回路１１６は、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が検出された後、心音パラメータを監視する、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉が検出される前と後の両方で心音パラメータを監視する。患者の血行動態性能が維持または改善されていると、監視される心音パラメータが示すと、コントローラ回路１１６は電気刺激調整を採用する。調整は、電気刺激の大きさ（たとえば、振幅）、継続時間（たとえば、パルス幅）、または刺激を送出するために使用される電極構成に関連する１つまたは複数のパラメータを含むことができる。患者の血行動態性能が低下したと、監視される心音パラメータが示すと、コントローラ回路１１６は電気刺激調整を拒否することができる。電気刺激調整を拒否することは、電気刺激または電気刺激を送出するために使用される電極の配置構成を変更することなどによって陽極性刺激を終了させるために治療設定を変更することを含むことができる。

例Ｈ
心音信号はまた、ＥＲ信号として使用されうる。図１５は、時間ゼロミリ秒（ｔ＝０ｍｓ）で起こる陰極性のみの捕捉から生じる心音信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフである。矢印１５１０は、ｔ＝２００ｍｓにおけるＳ１心音のおよそく時間を示す。ｔ＝０における電気刺激は、ＬＶリング電極およびＬＶ先端電極を使用して提供された。

図１６は、図１５のトレース上にオーバレイされた陽極性捕捉と陰極性捕捉の組合せから生じる心音信号の複数のトレースを示す振幅対時間グラフである。電気刺激は、やはりｔ＝０に対応する。矢印１６００は、Ｓ１心音のおよそく時間を示す。Ｓ１心音が、陰極性のみの場合に比べて、速く、約ｔ＝１７５ｍｓで起こることが図を見てわかる。電気刺激の時間からＳ１心音の時間までの時間遅延のシフトが、陰極性のみの捕捉と陽極性と陰極性の組合せの捕捉を識別するために使用されうることをデータが示す。そのため、捕捉の変化は、変化が有益であると心音信号が示すときに採用されることができる。

図１７は、埋め込み型心臓律動管理デバイス１７０２の所定部分の別の例を示す図である。デバイス１７０２は、心房側治療回路１７１９および心室側治療回路１７１２の一方または両方などの電気刺激エネルギー送出回路を含む。電気刺激エネルギー送出回路は、第１および第２のペーシング電極を使用して電気刺激を放出する。

デバイス１７０２はまた、被検者の心臓の機械的活動を表す心音信号としてＥＲ信号を検知する心音検知回路１７３０を含む。心音検知回路１７３０のいくつかの例は、加速度計、マイクロフォン、および歪ゲージの１つまたは複数を含む。心音検知回路１７３０は、電気刺激に応答してＥＲまたは心音信号を検知する。検知されるＥＲ信号は、Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、およびＳ４心音の１つまたは複数を含みうる。

デバイス１７０２はまた、心音検知回路および電気刺激エネルギー送出回路に電気結合されたコントローラ回路１７１６を含む。コントローラ回路１７１６は、ＥＲ信号の特性を監視しながら電気刺激エネルギーを調整し、少なくとも部分的に陽極性の捕捉の変化を識別することが可能である。コントローラ回路１７１６は、ＥＲ信号の特性が少なくとも１つの基準を満たすと、捕捉の変化を宣言する。

特性は、電気刺激と、電気刺激に応答する心音の特徴との間のＥＲ信号における時間遅延を含みうる。いくつかの例では、特性は、電気刺激と心音の開始（たとえば、Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３、およびＳ４心音の開始）との間の時間遅延でありうる。いくつかの例では、特性は、電気刺激とＥＲ信号における心音のピーク（たとえば、ピーク振幅）との間の時間遅延でありうる。いくつかの例では、特性は、ＥＲ信号における心音（たとえば、Ｓ３およびＳ４心音の１つまたは複数）の出現でありうる。

コントローラ回路１７１６は、時間遅延が指定された（たとえば、プログラムされた）時間遅延閾値を満たすとき基準が満たされたことを宣言することができる。基準は、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉へのシフトに対応する時間遅延の変化（たとえば、Ｓ１心音の図１５における時間遅延の２５ｍｓの減少）を特定するために選択されうる。逆に、基準は、少なくとも部分的に陽極性から陰極性のみの捕捉の捕捉へのシフト（たとえば、Ｓ１心音の図１５における時間遅延の２５ｍｓの増加）を特定するために選択されうる。いくつかの例では、基準は、心音特徴が指定された振幅閾値を満たすときに基準が満たされうる。電気御刺激は、電気刺激を、第１のＬＶ電極（たとえば、図３の電極３２０Ａ）および第２のＬＶ電極（たとえば、図３の電極３２０Ｄ）に放出することなどによって心腔内でありうる。電気御刺激は、電気刺激を、第１のＬＶ電極（たとえば、図２の電極２１２、２１４の一方または両方）およびＲＶ電極（たとえば、図２の電極２０８）に放出することなどによって心腔間でありうる。

追加事項
上述した説明は、詳細な説明の一部を形成する添付図面に対する参照を含む。図面は、例証として、本発明が実施されうる特定の実施形態を示す。これらの実施形態はまた、本明細書で「例(example)」とも呼ばれる。こうした例は、示し述べた要素以外の要素を含
みうる。しかし、本発明者等はまた、示し述べる要素だけがそこで提供される例を企図する。さらに、本発明者等はまた、特定の例（あるいは１つまたは複数のその態様）に関してまたは他の例（あるいは１つまたは複数のその態様）に関して示し述べる要素の任意の組合せまたは並べ替えを使用した例を企図する。

本文書で参照される全ての出版物、特許、および特許文書は、参照により個々に組込まれるかのように、参照によりその全体が本明細書に組込まれる。本文書と、参照により組込まれるこれらの文書との間に矛盾する使用法がある場合、組込まれる参照（複数可）における使用法は、本文書の使用法を補助するものと考えられるべきである。すなわち、両立しない矛盾については、本文書における使用法が規制する。

本文書において、用語「ある(a)」または「ある(an)」は、特許文書で一般的であるよ
うに、「少なくとも１つ(at least one)」または「１つまたは複数(one or more)」の任
意の他の例または使用と独立に、１つまたは２つ以上を含むために使用される。本文書で
は、用語「または(or)」は、非排他的なまたは(or)を指すのに使用される。したがって、特に指示されない限り、「ＡまたはＢ」は「ＢでなくＡ」、「ＡでなくＢ」および「ＡおよびＢ」を含む。添付特許請求の範囲では、用語「含む(including)」および「そこで(in
which)」は、それぞれの用語「備える(comprising)」および「そこで(wherein)」の平易な英語の等価物として使用される。同様に、添付特許請求の範囲では、用語「含む(including)」および「備える(comprising)」は、オープンエンドである、すなわち、特許請求
項においてこうした用語の後に挙げられる要素に加えて要素を含むシステム、デバイス、物品、またはプロセスは、依然としてその特許請求項の範囲内に入るとみなされる。さらに、添付特許請求の範囲では、用語「第１の(first)」、「第２の(second)」および「第
３の(third)」などは、単にラベルとして使用され、その対象に数値要件を課すことを意
図されない。

本明細書で述べる方法例は、少なくとも部分的に、機械実装式であるかまたはコンピュータ実装式でありうる。いくつかの例は、上記例で述べた方法を実施するよう電子デバイスを構成するように働く命令をエンコードされるコンピュータ可読媒体または機械可読媒体を含みうる。こうした方法の実装態様は、マイクロコード、アセンブリ言語コード、高水準言語コード、または同様なものなどのコードを含みうる。こうしたコードは、種々の方法を実施するためのコンピュータ可読命令を含みうる。コードは、コンピュータプログラム製品の所定部分を形成することができる。さらに、コードは、実行中、または、他の時に、１つまたは複数の揮発性または不揮発性の有形のコンピュータ可読媒体上に有形に格納されることができる。これらのコンピュータ可読媒体は、限定はしないが、ハードディスク、取外し可能磁気ディスク、取外し可能光ディスク（たとえば、コンパクトディスクおよびデジタルビデオディスク）、磁気カセット、メモリカードまたはメモリスティック、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読取り専用メモリ（ＲＯＭ）、ならびに同様なものを含みうる。

先の説明は、例証的であり、制限的でないことを意図される。たとえば、上述した例（またはその１つまたは複数の態様）は、互いに組合せて使用されてもよい。先の説明を検討することによって、他の実施形態が当業者などによって使用されうる。要約は、読者が技術的開示の特質を迅速に確認することを可能にするために、３７Ｃ．Ｆ．Ｒ．§１．７２（ｂ）に対応するように提供される。要約は、特許請求項の範囲または意味を解釈するかまたは制限するために使用されることがないという理解のもとに提出される。同様に、上記詳細な説明では、種々の特徴は、開示を簡素化する(streamline)ために共にグループ化されることができる。このことは、未請求の開示特徴が、任意の特許請求項に必須であることを意図するものとして解釈されるべきでない。むしろ、本発明の主題は、特定の開示される実施形態の全ての特徴より少ない特徴に存在する場合がある。そのため、添付特許請求項は、各請求項が別個の実施形態として独自に成立する状態で詳細な説明に組込まれる。本発明の範囲は、添付特許請求の範囲を参照して、添付特許請求の範囲が権利を与えられる等価物の全範囲と共に決定されるべきである。

Claims (15)

1. 埋め込み型心臓機能管理デバイスにおいて、
   第１および第２のペーシング電極を使用して、送出用の電気刺激を放出するように形成された電気刺激エネルギー送出回路と、
   誘発反応心臓信号検知回路であって、第１および第２の検知電極を使用して、各電気刺激に応答して被検者の誘発反応信号を検知するように形成された、誘発反応心臓信号検知回路と、
   前記誘発反応心臓信号検知回路および前記電気刺激エネルギー送出回路に結合されたプロセッサ回路とを備え、デバイスの動作モードにおいて、前記プロセッサ回路は、前記誘発反応信号の特性を監視しながら電気刺激エネルギーを調整するように構成され、また、前記誘発反応信号の前記特性が対応する捕捉のシフトの少なくとも１つの基準を満たすときに、陰極性のみの捕捉から少なくとも部分的に陽極性の捕捉までのシフト、または、少なくとも部分的に陽極性の捕捉から陰極性のみの捕捉までのシフトを識別するように構成される、埋め込み型心臓機能管理デバイス。
2. 前記第１および第２のペーシング電極および前記第１および第２の検知電極を備え、前記第１のペーシング電極は第１の左心室電極を含み、前記第２のペーシング電極は第２の左心室電極を含み、前記第１の検知電極は、前記第１および第２の左心室電極から離れる第３の左心室電極を含み、前記第２の検知電極は、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含む請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
3. 前記特性は、前記誘発反応信号のＳ波の幅の指示を含む、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
4. 前記特性は、（１）前記電気刺激または前記電気刺激に応答する第１の誘発反応信号特徴と、（２）前記電気刺激に応答する後続の第２の誘発反応信号特徴との間の時間遅延を含み、前記第２の誘発反応信号特徴は、前記誘発反応信号の第１の極小値を含む、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
5. 前記特性は、前記電気刺激に応答する第１の誘発反応信号特徴と第２の誘発反応信号特
   徴との間で採取される誘発反応信号の傾斜を含み、前記第１の誘発反応信号特徴は前記誘発反応信号の最小値を含み、前記第２の誘発反応信号特徴は前記誘発反応信号の次の最大値を含む、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
6. 前記特性は、（１）前記電気刺激または前記電気刺激に応答する第１の誘発反応信号特徴と、（２）前記電気刺激に応答する後続の第２の誘発反応信号特徴との間の時間遅延を含み、前記第２の誘発反応信号特徴は、前記誘発反応信号の第１の絶対最小値を含む、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
7. ペーシング電極および検知電極を備え、前記第１および第２のペーシング電極の少なくとも一方は、前記第１および第２の検知電極から離れる、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
8. 前記特性は、電気刺激と前記電気刺激に応答する誘発反応信号特徴との間の時間遅延を含む請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
9. 前記第１および第２のペーシング電極および前記第１および第２の検知電極を備え、前記第１のペーシング電極は第１の右心室電極を含み、前記第２のペーシング電極は第１の左心室電極を含み、前記第１の検知電極は、前記第１の右心室電極から離れる第２の右心室電極または第１の左心室電極から離れる第２の左心室電極の一方を含み、前記第２の検知電極は、心臓外電極または心臓内ショック電極の少なくとも一方を含む請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
10. 前記第１および第２のペーシング電極および前記第１および第２の検知電極を備え、前記第１のペーシング電極は第１の左心室電極を含み、前記第２のペーシング電極は第２の左心室電極を含む、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
11. 前記被検者の心臓の機械的活性化を表す心音信号を検知するように構成された心音検知回路を含み、
    前記プロセッサ回路は、
    前記心音信号において検出される少なくとも１つの心音のパラメータを監視し、
    前記電気刺激エネルギーを調整することに応答して、少なくとも部分的に陽極性の捕捉を検出し、
    前記監視される心音パラメータが、前記患者の血行動態性能が維持または改善されることを示すときに前記電気刺激調整を採用し、
    前記監視される心音パラメータが、前記被検者の血行動態性能の減少を示すときに前記電気刺激調整を拒否するように構成される、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
12. 前記プロセッサ回路は、参照テンプレートを生成するための単極ペーシング構成であって、前記誘発反応信号の前記特性が前記少なくとも１つの基準を満たすかどうかを判定するために、単極ペーシング構成と同じ陰極を共有する候補電極構成が単極ペーシング構成と比較される、参照テンプレートを生成するための単極ペーシング構成を使用するように、前記電気刺激エネルギー送出回路に指示するように構成される、請求項１〜１１のいずれか１項に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
13. 前記誘発反応検知回路は、前記被検者の心臓の機械的活性化を表す心音信号として前記誘発反応信号を検知するように構成された心音検知回路を含む、請求項１に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
14. 前記誘発反応信号の前記特性は、電気刺激と前記電気刺激に応答する心音の特徴との間の時間遅延を含む、請求項１３に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。
15. 前記誘発反応信号の前記特性は、電気刺激と、前記心音信号における前記心音の開始および前記心音信号における前記心音のピークの少なくとも一方との間の時間遅延を含む、請求項１３〜１４のいずれか１項に記載の埋め込み型心臓機能管理デバイス。