JP6106599B2 - キャプチャ閾値試験のためのレート初期化およびオーバードライブ・ペーシング - Google Patents

Description

本発明は、植え込み型心臓デバイス（ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ ｃａｒｄｉａｃ ｄｅｖｉｃｅｓ）および心臓デバイスを動作させる方法に関するものである。

本発明は、キャプチャ閾値試験のためのレート初期化およびオーバードライブ・ペーシングに関する。

本明細書で説明されている実施形態により心臓デバイスを動作させて心房キャプチャ閾値試験のペーシング・レートを初期化する方法を例示する流れ図。 心臓デバイスを動作させて心房キャプチャ閾値試験の前に心房ペーシング・レートを初期化する方法を示す流れ図。 心臓デバイスを動作させて心房キャプチャ閾値試験の前に心房ペーシング・レートを初期化する方法を示す流れ図。 心房キャプチャ閾値試験中に実施されうる心房内因性／融合収縮管理のための方法を例示する流れ図。 心房キャプチャ閾値試験中に心房内因性／融合収縮が発生する確率を低減するために心房キャプチャ閾値試験中に実施されうる心房内因性／融合収縮管理のためのより詳細な流れ図。 心房キャプチャ閾値試験中に心房内因性／融合収縮が発生する確率を低減するために心房キャプチャ閾値試験中に実施されうる心房内因性／融合収縮管理のためのより詳細な流れ図。 心房キャプチャ閾値試験前のレート初期化中にまたは心房キャプチャ閾値試験中にレート増加が要求された後で心房ペーシング・レート増加を実行するための工程を例示する図。 本明細書で説明されている実施形態によるペーシング方法に関連して使用されうる植え込み型心調律管理（ＣＲＭ）システムを例示する図。 本明細書で説明されている実施形態による植え込み型心臓デバイスの回路のブロック図。 本明細書で説明されている実施形態によるＣＲＭデバイスによって実施されうるペーシングへの心臓反応を分類するための方法を例示する流れ図。 心房ペースの後に感知される心臓信号の形態を例示するグラフ。 本明細書で説明されている実施形態によるペーシング反応識別で使用されるピーク・タイミング間隔の範囲内の領域を例示する図。 本明細書で説明されている実施形態による図９Ｂに示されている領域に基づくペーシング反応分類によるステップ・ダウン・キャプチャ閾値試験を例示する流れ図。 本明細書で説明されている実施形態によるペーシング反応識別で使用される領域を例示する図。 本明細書で説明されている実施形態による図１１に示されている領域に基づくペーシング反応分類によるステップ・ダウン・キャプチャ閾値試験を例示する流れ図。 本明細書で説明されている実施形態による図１１に示されている領域に基づくペーシング反応分類によるステップ・ダウン・キャプチャ閾値試験を例示する流れ図。 本明細書で説明されている実施形態による逆行性伝導管理およびＰＭＴ管理のためのＣＲＭシステムで実装可能なアプローチを例示する流れ図。 逆行性伝導によってキャプチャの喪失が誤って検出されうるシナリオを例示するタイミング図。 本明細書で説明されている実施形態による逆行性管理を例示するタイミング図。 逆行性伝導によって引き起こされるＰＭＴを例示するタイミング図。 本明細書で説明されている実施形態によるＰＭＴ管理を例示するタイミング図。 本明細書で説明されている実施形態による逆行性管理およびＰＭＴ管理を例示する流れ図。

本開示で説明されている実施形態のいくつかは、キャプチャ閾値試験に使用される方法に関するものである。いくつかの方法によれば、心周期が検出され、心周期中に生じる心腔の心イベントが監視される。心イベントにおける内因性収縮の回数が計数される。キャプチャ閾値試験のためのペーシング・レートは、初期化される。予備試験ペーシング・レートは、心イベントにおける内因性収縮の回数が閾値未満である場合にキャプチャ閾値試験のため保持される。ペーシング・レートは、心イベントにおける内因性収縮の回数が閾値を超える場合にキャプチャ閾値試験のため高められる。キャプチャ閾値試験は、初期化されたペーシング・レートを使用して実行される。

いくつかの実装では、予備試験レートが最大レートより大きい場合、レート初期化工程は終了する。
心イベントを監視することは、所定の数の心イベントが生じるまで心周期中に生じる心イベントを監視することを含むものとしてよい。

いくつかの実装は、内因性収縮または融合収縮である連続的心房イベントの数を計数して、内因性／融合収縮の回数を決定することをさらに含む。
いくつかの態様によれば、心房ペーシング・レートを初期化した後、キャプチャ閾値試験中のペーシング・レートは、内因性／融合収縮の回数が所定の値未満である場合に前のペーシング・レートを維持し、内因性／融合収縮の回数が所定の値を超える場合に前のペーシング・レートを高めることによって設定される。心周期を検出することは、心周期の終わりを知らせるいくつかの終了イベントを検出することによって実行されうる。

いくつかの場合において、心イベントは心房イベントであり、内因性収縮は心房内因性であり、ペーシング・レートは心房ペーシング・レートである。
いくつかの場合において、心イベントは心室イベントであり、内因性収縮は心室内因性収縮であり、ペーシング・レートは心室ペーシング・レートである。

本開示で説明されているいくつかの実施形態は、心臓ペーシング・デバイスを伴う。このデバイスは、心イベントの指示を含む心臓信号を検出するように構成された感知回路を備える。制御プロセッサは、心周期中に生じる心イベントを監視し、心イベントにおける内因性収縮の数を計数するように構成される。制御プロセッサは、キャプチャ閾値試験（ＣＴＴ）のペーシング・レートを初期化するように構成された回路を備える。制御プロセッサは、心イベントにおける内因性収縮の数が閾値未満の場合にキャプチャ閾値試験中に予備試験ペーシング・レートを維持し、心イベントにおける内因性収縮の数が閾値を超える場合にキャプチャ閾値試験中に予備試験ペーシング・レートを高めるように構成される。心臓デバイスは、初期化されたペーシング・レートを使用してキャプチャ閾値試験中にペーシングを供給するように構成されたペーシング回路を備える。

いくつかの場合において、制御プロセッサは、予備試験レートが最大レートより高いかどうかを判定し、予備試験レートが最大レートより高い場合に初期化を終了するように構成される。

いくつかの実装によれば、制御プロセッサは、ある数の心イベントが生じるまで心周期中に生じる心イベントを監視するように構成される。
制御プロセッサは、内因性収縮または融合収縮である連続的心イベントの数を計数して、内因性／融合収縮の回数を決定するように構成されうる。内因性／融合収縮の回数が所定の値未満である場合に前のペーシング・レートは維持され、内因性／融合収縮の回数が所定の値を超える場合に前のペーシング・レートは高められうる。

いくつかの場合において、心イベントは心房イベントであり、内因性収縮は心房内因性収縮であり、ペーシング・レートは心房ペーシング・レートである。
いくつかの場合において、心イベントは心室イベントであり、内因性収縮は心室内因性収縮であり、ペーシング・レートは心室ペーシング・レートである。

いくつかの実施形態は、キャプチャ閾値試験（ＣＴＴ）の実行を制御するように構成された制御プロセッサを備え、制御プロセッサは、ＣＴＴ中に、内因性収縮または融合収縮である連続的心イベントの数を計数して、内因性／融合収縮の回数を決定するように構成され、制御プロセッサは内因性／融合収縮の回数が所定の値未満である場合にＣＴＴ中に前のペーシング・レートを維持し、内因性／融合収縮の回数が所定の値を超える場合にＣＴＴ中に前のペーシング・レートを高めるようにさらに構成される。

制御プロセッサは、ペーシングされた心拍数が所定のレートより高い場合に試験を終了するように構成されうる。制御プロセッサは、所定の数のレート増加が生じた場合にキャプチャ閾値試験を終了することができる。

上記の概要は、本発明のそれぞれの実施形態またはすべての実装を説明することを意図していない。利点および達成は、より完全な理解とともに、添付図面とともに以下の詳細な説明および特許請求項の範囲を参照することによって明らかになり、またよく分かるであろう。

本開示で説明されているシステムおよびデバイスは、本明細書で説明されている構造のうちの１つまたは説明されている構造の任意の組み合わせを備えることができる。工程は、説明されている機能の１つ、または機能の組み合わせを含みうる。このようなデバイス、システム、および／または工程は、説明されている構造および／または機能のすべてを含んでいる必要はないが、選択された構造および／または機能を含むように実装可能であることが意図されている。このようなデバイス、システム、および／または工程は、さまざまな治療もしくは診断機能をもたらすように実装することができる。

ペーシング・パルスを心腔に送出した後、ペーシング・パルスへのさまざまな心臓反応がありうる。１シナリオにおいて、ペーシング・パルスは、心腔の収縮を引き起こす脱分極の伝搬波面を発生しうる。このシナリオにおいて、ペーシング・パルスは、心腔を捕捉（キャプチャ；ｃａｐｔｕｒｅ）していると言われる。心腔のキャプチャは、ペーシング・パルスが十分なエネルギーを有し、非不応期中に送出される場合に発生しうる。ペーシング・パルスが、心腔の収縮を引き起こさない場合、心臓反応は、非キャプチャまたはキャプチャの喪失と称される。非キャプチャは、例えば、ペーシング・パルス・エネルギーが低すぎる場合、および／またはペーシング・パルスが心臓組織の不応期中に送出される場合に、発生しうる。融合は、ペースによって開始した脱分極が内因性脱分極と合併する
ときに生じる。

本明細書で説明されているペーシング反応を決定するためのアプローチは、非キャプチャ、キャプチャ、融合反応を区別するためにペーシング・パルスに続いて感知される心臓信号の形態の一貫性に依存する。ペーシングの後の感知された心臓信号の１つまたは複数の特徴、例えば、ピークの大きさおよび／またはピーク・タイミングを、特徴の閾値および／またはタイミング間隔に関して分析して、ペーシング反応を決定することができる。

例えば、本明細書で説明されている工程は、ペーシングの最適なエネルギーを決定するために使用されるキャプチャ閾値試験（ＣＴＴ）において使用されうる。キャプチャ検出により、心臓ペーシング・デバイスは、収縮を確実に引き起こす最適なエネルギー消費に対応するようにペース・パルスのエネルギー・レベルを調整することができる。本明細書で説明されている実施形態は、キャプチャ、非キャプチャ、および融合を区別するペーシング反応分類のための方法およびシステムを対象とする。本明細書で説明されているペーシング反応分類工程は、タイミング・ウィンドウおよび振幅閾値を使用して心房反応ピーク振幅およびタイミング情報をキャプチャ、非キャプチャ、および融合反応分類に変換することに基づく。

ペーシング反応分類のアプローチは、本明細書では、心房反応分類を一例として使用して説明されている。しかし、これらのアプローチは、いずれか１つまたは複数の心腔、例えば、左心房、右心房、左心室、および／または右心室に等しく適用可能である。本明細書で説明されている心房反応検出に基づく例は、他の心腔にも拡張可能である。

心房ペースによる心房の非キャプチャでは、ペーシング・パルスまたは心室の内因性活性化によって開始される脱分極波が逆行性Ｐ波を生み出す心房に戻るときに逆行性伝導を発生させることができる。ペーシング・パルスに心房に送出されるとしても、逆行性Ｐ波のせいで心房組織が不応性である場合にキャプチャをもたらすことにはならない。逆行性Ｐ波は、キャプチャ閾値試験中にキャプチャ閾値の正確な決定を阻害しうる。さらに、心房への逆行性伝導は、ペースメーカ誘発性頻拍症（ＰＭＴ）を引き起こしうる。

当業者であれば、ＣＴＴへの参照は、左心房、右心房、左心室、および右心室のうちの１つまたは複数におけるキャプチャ閾値を決定する方法を示すことを理解するであろう。このような手順において、ペースメーカは、自動的またはコマンドで、選択された心腔のキャプチャ閾値の探索を開始する。キャプチャ閾値は、心臓を一貫してキャプチャする最低ペーシング・エネルギーとして定義される。ＣＴＴを実施するための他の手順も利用可能である。一例において、ペーシング・エネルギーは、キャプチャが検出されるまで個別に段階的に増やすことができる。別の例では、ペーシング・エネルギーは、２項探索パターン、または他の探索パターンに従って調整することができる。

自動ＣＴＴの一例では、ペースメーカは、一連のペーシング・パルスを心臓に送出し、ペース・パルスへの心臓ペーシング反応を検出する。ペーシング・パルスのエネルギーは、所定の数の非キャプチャ反応が生じるまで個別に段階的に減じることができる。ペースメーカは、所定の数のキャプチャ反応が生じるまで個別に段階的に刺激エネルギーを高めてゆき、キャプチャ閾値を確認することができる。心房ＣＴＴは、本明細書で説明されている実施形態のペーシング反応分類、心房感知および融合管理、逆行管理、および／またはＰＭＴ管理の方法を使用して実行されうる。

キャプチャ閾値の決定は、試験モード・ペーシング中ではなく、治療ペーシング中に典型的に実行される手順である、自動キャプチャ検出から区別可能である。自動キャプチャ検出では、ペース・パルスが送出された結果、キャプチャ反応が生じることを検証する。
キャプチャ反応がペース・パルスの後に検出されない場合、ペースメーカは、バックアップ安全ペースを送出して一貫したペーシングが確実に行われるようにすることができる。バックアップ・ペーシングが実施される場合、バックアップ・ペースは、例えば、初期ペース・パルスの後、約７０〜８０ｍｓで送出されうる。通常のペーシング中に送出された所定の数のペース・パルスがキャプチャ反応を引き起こさない場合、ペースメーカは、ＣＴＴを開始して、キャプチャ閾値を決定することができる。あるいは、所定の数のペーシング・パルスがキャプチャ反応を引き起こさない場合、ペースメーカは、次のペーシング・パルスに対してペーシング・エネルギーを調整することができる。

図１は、本明細書で説明されている実施形態により心臓デバイスを動作させて心房ＣＴＴのペーシング・レートを初期化する方法１００を例示する流れ図である。方法１００は、現在のペーシング・レートが、心房ＣＴＴ中に融合を回避できる十分に高いレートであるかどうかを判定する。心房ＣＴＴの開始前に、心臓デバイスは、所定の数の心周期中に生じる心房イベントを監視する（１１０）。心房イベントは、例えば、ペーシングされた心房収縮、内因性心房収縮、および／または融合心房収縮とすることができる。いくつかの場合において、デバイスは、心房イベントの最小数、例えば、約１５の心周期中に生じる約１０の心房イベントを探す。心周期中に最小数の心房イベントが検出されない場合、心房ＣＴＴは終了されうる。適宜、心房ＣＴＴの失敗に対する理由を示す失敗コードが生成されうる。

内因性心房収縮である心房イベントの数を計数する（１３０）。デバイスは、心房イベントを監視している間に生じる内因性心房収縮の数を閾値と比較する（１４０）。いくつかの実装では、閾値は６程度であり、したがって、感知された内因性心房収縮の数が約１０の心房イベントにおいて内因性収縮の数の約６以上である場合に、心房ＣＴＴ中に融合が生じる可能性の高いことを示す十分な内因性心房活動がある。心臓デバイスは、融合を回避するためにペーシング・レートを上げる（１５０）。例えば、デバイスは、ペーシング・レートを約１０収縮／分だけ高くすることができる。心房イベントを監視している（１１０）間に生じる感知された内因性心房収縮の数が、閾値未満である場合、ペーシング・レートは融合を回避するのに十分である可能性が高い。心臓デバイスは、現在のペーシング・レートを維持する（１６０）。

図２Ａおよび２Ｂは、心臓デバイスを動作させて心房ＣＴＴの前に心房ペーシング・レートを初期化する方法のより詳細な流れ図を示している。デバイスは、連続的心周期の数を計数し、この連続的心周期中に生じる心房イベントの数を計数し、融合もしくは内因性イベント収縮である心房イベントの数を計数する。

デバイスは、心周期終了イベントによって終了する心周期を監視する。さまざまなペーシング・モードに対する心周期終了イベントを表１にまとめた。

ただし、ＬＶ／ＲＶ／Ａペース雑音抑制は、スケジュールされるが、デバイスの雑音反応のため抑制されるペースであり、ＬＶペースＬＶＰＰ抑制は、左心室脱分極の後の所定の間隔の範囲内で生じる場合に抑制されるペースである。心終了イベント（ｃａｒｄｉａｃ ｅｎｄ ｅｖｅｎｔ）が生じた（２１０）場合、連続的サイクル・カウンタ（ｃｏｎｓｅｃｕｔｉｖｅ ｃｙｃｌｅ ｃｏｕｎｔｅｒ）がインクリメントされる（２２０）。デバイスは、連続的心周期の数をサイクル・カウント閾値（ｃｙｃｌｅ ｃｏｕｎｔ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）と比較する（２３０）。サイクル・カウント閾値は、例えば、約１５または２０としてよい。十分な心房イベントを検出することなく連続的心周期の数がサイクル閾値より多い場合、心房ＣＴＴに対するレート初期化を終了し、および／または再試行する（２３５）ことができる。しかし、連続的心周期の数がサイクル・カウント閾値未満である場合、この方法は、心イベントが非不応心房イベント、つまり、心房融合収縮、非不応心房収縮、または心房ペースであったかどうかを判定するチェックを行う（２４０）。不応心房感知収縮は、この例では、レート初期化工程に含まれない。

心イベントが心房イベントでない（２４０）場合、この工程で次のイベントを待つ（２６５）。心イベントが心房イベントである（２４０）場合、心房イベント・カウンタをインクリメントする（２４５）。心イベントが心房イベントであり、心房イベントが内因性心房収縮である（２５０）場合、心房内因性収縮カウンタをインクリメントする（２５５）。心房イベントが心房内因性収縮でない場合、この工程で次のイベントを待つ（２６５）。

デバイスは、心房イベントの数が心房イベント閾値以上であるかどうかを判定するチェックを行う（２６０）。心房イベント閾値は、例えば、約１０個の心房イベントであってよい。デバイスが、心房イベントの数が心房イベント閾値未満であると判定した（２６０）場合、評価する十分な心房イベントがなく、デバイスは別の心房イベントを待つ（２６５）。この方法は、心周期の数がサイクル閾値を超えるか、心房イベントの数が心房イベント閾値以上になる（２６０）までループし続ける。心房イベントの数が心房イベント閾値以上である（２６０）場合、十分な数の心房イベントが発生しており、レート初期化工程が続く（図２Ｂを参照）。

デバイスは、予備試験心拍数（または心周期間隔）を決定し、ＣＴＴに対してペーシング・レートを高くすることができるかどうかを判定するチェックを行う。予備試験心拍数が最大レートを超える、例えば、約１１０収縮／分である（２７０）場合、心房ＣＴＴは終了し、および／または後で再試行される（２７５）。しかし、予備試験心拍数が最大心拍数以下である（２７０）場合、デバイスは、計数された心房内因性収縮（心房内因性収縮カウンタによって計数される）の数を心房内因性収縮閾値と比較する（２８０）作業を続ける。いくつかの場合において、心房内因性収縮閾値は、例えば、約４または５に等し
いものとしてよい。心房内因性収縮の数が、内因性収縮閾値を超える場合、心房ペーシング・レートは低すぎて、心房ＣＴＴ中に心房内因性および／または融合収縮を回避できない。レート増大が要求され（２８５）、レート初期化工程が完了する（２９０）。心房内因性収縮の数が、内因性収縮閾値を以下である場合、心房ペーシング・レートは、心房ＣＴＴ中に適切なペーシングを行うのに十分高い。レート初期化工程は、レート増大を要求せず（２８５）、現在のペーシング・レートが維持される。いくつかの実装では、心房イベントにおける内因性心房収縮の数を追跡せずに、デバイスは、その代わりに、送出されるペースの数を追跡し、送出されたペースの数をペーシングされた収縮閾値と比較することができる。

上で説明されているようなペーシング・レート初期化は、心房ＣＴＴ中に融合収縮の発生確率を下げるように実装される。あるいは、またはそれに加えて、あまりにも多くの心房感知および／または心房融合収縮が心房ＣＴＴ中に生じた場合に心房ＣＴＴ中にペーシング・レートを調整することができる。心房内因性／融合カウンタ（Ｉ／Ｆカウンタ）は、内因性収縮または融合収縮のいずれかである連続的心房収縮を追跡する。Ｉ／Ｆカウンタは、心房ペースが発生した場合にリセットされる。レート初期化後の任意の時間に所定の数を超える心房内因性もしくは融合収縮（例えば、５つの心房内因性もしくは融合収縮があり、そのうち少なくとも２つが心房内因性収縮である）が生じた場合、デバイスは、レート増大を実行する。それぞれのレート増大では、ペーシング・レートを約１０収縮／分（ｂｐｍ）だけ高くし、任意のＣＴＴにおけるレート増大の最大数は例えば約２つのレート増大であり、ペーシング・レートの上限は例えば約１１０ｂｐｍである。レート増大は、レート下限（ＬＲＬ）ではなくフィルタリングされた平均レートに適用されうる、つまり、レートは最後のペーシング・レートつまりＬＲＬより１０ｂｐｍ高くではなく現在の平均より１０収縮／分（ｂｐｍ）だけ高くされる。

図３は、心房ＣＴＴ中に実施されうる心房内因性／融合収縮管理のための方法３００を例示する流れ図である。ＣＴＴ中に、心房性心イベントが監視される（３２０）。例えば、監視される心房イベントは、内因性心房収縮、ペーシングされた心房収縮、および心房融合収縮を含むことができる。デバイスは、連続的内因性心房収縮または心房融合収縮の数を計数する（３３０）。内因性心房収縮は、心房ペーシング・パルスが心周期において送出される前に生じる内因性収縮であり、これらの内因性収縮は、スケジュールされたペーシング・パルスの送出を抑制しうる。デバイスは、ペーシングされた心房収縮が生じたときにカウンタをリセットする。連続的内因性心房収縮もしくは心房融合収縮の数が、内因性／融合閾値（Ｉ／Ｆ閾値）を超える場合、内因性収縮の数が最小であるとして、ペーシング・レートを増大する（３５０）。連続的内因性収縮または融合収縮の数が、Ｉ／Ｆ閾値に達しない場合、現在のペーシング・レートは維持される（３６０）。

図４は、心房ＣＴＴ中に心房内因性または融合収縮が発生する確率を低減するために心房ＣＴＴ中に実施されうる心房内因性／融合収縮管理のためのより詳細な流れ図である。心イベントの発生後に、デバイスは、心イベントが心周期を終了するイベントであるかどうかを判定する（４０５）。さまざまなペーシング・モードに対する心周期終了イベントを表１にまとめてある。心イベントが心周期終了イベントである場合、デバイスは、心周期終了イベントによって終了させられる間隔を使用して心周期の時間を更新する（４０７）。心周期の時間は、心臓周期の間隔の重み付け平均として決定される。心拍数は、心周期の時間の逆数であること、およびいずれのパラメータも、心イベントの発生率の指標として使用されうることは理解されるであろう。１実装では、心周期の時間（ＣＴ）を更新するために使用される重み付け平均は、式１で計算される。

ＣＴ＝Ａ１＊ＣＴ＋Ａ２の現在値＊ＣＴの前の値 ［１］
ただし、Ａ１およびＡ２は、任意の適切な係数とすることができ、例えば、Ａ１＝０．２
５およびＡ２＝０．７５である。

ＣＴは、疑似高速収縮の効果を弱めるため式１を実装した無限インパルス応答（ＩＩＲ）フィルタを使用して平滑化されうる。
デバイスは、現在の心拍数が最大心拍数より大きいかどうかを判定する（４１０）。最大心拍数は、例えば、約１１０ｂｐｍとしてよい。現在の心拍数、つまり、式１を使用して決定されたＣＴが、最大レートを超えない場合、デバイスは、イベントが心房イベントであるかチェックする（４２０）（図４Ｂ）。現在の心拍数が、最大心拍数より大きい（４１０）場合、連続的ハイ・レート・サイクル・カウンタ（ＣＨＲカウンタ）をインクリメントし、全ハイ・レート・サイクル・カウンタ（ＴＨＲカウンタ）をインクリメントする。ＣＨＲカウンタは、最大レートを超えるＣＴを有する連続的収縮の数を計数する。ＴＨＲカウンタは、最大レートを超えるＣＴを有する収縮（連続的または非連続的）の総数を計数する。ＣＨＲカウンタが、最大数（ｍａｘＣＨＲ）を超える場合、またはＴＨＲカウンタが最大数（ｍａｘＴＨＲ）を超える場合、閾値試験は終了し、後で試みることができる。

ＣＨＲカウンタもＴＲＨカウンタもその各終了カウントに達しない場合、デバイスは、そのイベントが心房イベントであると決定する（４２０）（図４Ｂ）。デバイスは、心房イベントが心房ペースまたは雑音抑制心房ペースであるかチェックする（４２２）。心房イベントが心房ペースまたは雑音抑制心房ペースでない（４２２）場合、デバイスは、心房イベントが心房不応性感知イベント、つまり、心室後心房不応期（ＰＶＡＲＰ）などの、不応期中に感知される心房イベントであるかどうかを判定する（４２６）。心房イベントが不応性感知イベントである（４２６）場合、次のスケジュールされた心房ペースにより、心房組織の回復後に次のスケジュールされた心房ペースが発生し、不応性感知イベントの後にもはや不応性とならないように最小間隔が強制される（４２７）。例えば、次のスケジュールされた心房ペースは、感知された不応性心房イベントの後少なくとも約３００ｍｓ経過してから次のペースが生じるように遅延されうる。

心房イベントが非不応性内因性イベントでない（４２６、４２８）場合、Ｉ／Ｆカウンタをインクリメントする（４３０）。Ｉ／Ｆカウンタは、非不応性内因性心房収縮または心房融合収縮を計数する。心房イベントが非不応性内因性イベントである場合、心房内因性イベント（ＡＩＥ）カウンタをインクリメントする。Ｉ／Ｆカウンタは、Ｉ／Ｆカウンタ値がＩ／Ｆ閾値を超えているかどうかを判定するためにチェックされ（４３２）、ＡＩＥカウンタは、ＡＩＥカウンタがＡＩＥ閾値を超えているかどうかを判定するためにチェックされる。いくつかの場合において、Ｉ／Ｆ閾値は、約５とすることができ、ＡＩＥ閾値は、約２とすることができる。Ｉ／ＦカウントがＩ／Ｆ閾値を超えない（４３２）か、またはＡＩＥカウンタがＡＩＥ閾値を超えない場合、工程は次の心イベントを探すためループする。Ｉ／Ｆカウンタによって計数される内因性心房収縮および融合収縮の数が、Ｉ／Ｆ閾値を超え（４３２）、ＡＩＥ収縮の数がＡＩＥ閾値を超える場合、レート増大を要求する（４３４）。

ステップ４２２で、心房イベントが、送出された心房ペース、または雑音によって抑制された心房ペースである場合、デバイスは、ペーシングされた心房レートが最大心房ペーシング・レートより大きいかどうかを判定する（４２４）。例えば、デバイスは、心房ペースの間の間隔（Ａｐ−Ａｐ）または心房ペースと雑音抑制心房ペースＡｐ−Ａｐ（抑制）との間の間隔に対応する心房ペーシング・レートが最大ペーシング・レートより大きい、例えば、１１０ｂｐｍかどうかを判定する。心房ペーシング・レートが最大心房ペーシング・レートを超える場合、ＣＴＴは終了する。心房ペーシング・レートが最大心房ペーシング・レート未満であり、融合が存在していない場合、Ｉ／ＦおよびＡＩＥカウンタは、クリアされ（４３６）、工程は次の心イベントをチェックするためループする。

図５は、心房ＣＴＴ前のレート初期化中（例えば、図１、２Ａ、および２Ｂを参照）または心房ＣＴＴ中（図３、４Ａ、および４Ｂを参照）にレート増加が要求された後で心房ペーシング・レート増加を実行するための工程を例示している。レート増大が要求された場合、デバイスは、現在の試験におけるレート増大の数が最大レート増大閾値を超えるかどうかを判定する（５１０）。例えば、最大レート増大閾値は、すでに２つのレート要求増大があった場合に、追加のレート増大が実行されず、ＣＴＴが終了するように約２に等しいものとしてよい。しかし、レート増大の数が、最大レート増大閾値未満である（５１０）場合、デバイスは、現在のレート、例えば、上記の式１を使用して決定された心拍数は、最大心拍数より大きいかどうかを判定する（５２０）。最大心拍数は、例えば、約１１０ｂｐｍとしてよい。現在のレートが、最大心拍数より大きい（５２０）場合、試験は終了し、後で再試行することができる。現在のレートが、最大心拍数未満である（５２０）場合、ペーシング・レートを高める（５３０）。例えば、心房ペーシング・レートは、式１によって決定された重み付け平均値より約１０ｂｐｍだけ高く増大されうる。心房ペーシング・レート増大は、最大ペーシング・レートを上限とする。例えば、最大ペーシング・レートが１１０ｂｐｍであり、ペーシング・レートの増分値が１０ｂｐｍであり、現在のペーシング・レートが１０５ｂｐｍである場合、ペーシング・レート増大は、ペーシング・レートを１１０ｂｐｍに増大するだけである。Ｉ／Ｆ、ＡＩＥカウンタがクリアされ（５４０）、レート増大カウンタの数がインクリメントされる。それに加えて、キャプチャ・カウンタ、非キャプチャ・カウンタ、およびＩ／Ｆカウンタもクリアすることができる。ＣＴＴは、増大された心房レートで進行する（５５０）。レート増大の後、ＣＴＴに使用されるタイミング・ウィンドウおよび呼吸変調インデックス（ＲＭＩ）を初期化または再初期化することができる。

呼吸による心臓反応信号の変調は、正確な心臓反応決定を妨害する可能性のある信号のわずかな変化を引き起こす。ＣＴＴでは、心臓反応決定、例えば、キャプチャ、非キャプチャ、融合閾値などに対して、閾値および／またはテンプレートなどを調整するために使用される呼吸変調インデックス（ＲＭＩ）を決定することができる。ＲＭＩを、例えば、それぞれの試験の開始時に初期化した後、その試験全体を通してＲＭＩを使用する。ＲＭＩは、心房誘発反応（ＡＥＲ）の振幅に対する呼吸の作用の尺度である。ＲＭＩ決定中に、デバイスは、多数の心房ペースおよび／または最大数の心周期についてのＡＥＲピーク振幅データを集める。いくつかの場合において、デバイスは、約１２個の心房ペースおよび／または約２５個の心周期についてＡＥＲピーク振幅データを集める。ＲＭＩは、式［２］を使用することによって計算することができる。

ＲＭＩ＝［（Ｘ個の収縮の平均ＡＥＲ振幅）−（Ｘ個の収縮の最小ＡＥＲ振幅）］／（Ｘ個の収縮の平均ＡＥＲ振幅） ［２］
成功するＲＭＩ値は、例えば、約０から０．３までの範囲にあるものとしてよい。いくつかの値は、それでも、指定された範囲内にない場合に成功であると決定され、上限閾値が引き出されうる。例えば、０から０．３までの範囲の許容値を使用すると、０．３より大きく、０．４より小さいＲＭＩ値は許容可能であるが、キャプチャ検出閾値の計算のためＲＭＩは０．３に設定されうる。この例において０．４以上のＲＭＩ値は、融合が存在し、誘発反応ピーク振幅の広い変動をもたらすこと、またはアルゴリズムが閾値下でペーシングしていることのいずれかを指示しうる。いくつかの場合において、上限閾値に達せず、および／またはＲＭＩ初期化が最大数の心周期において完了しない場合であっても、デバイスは、他の基準が満たされた場合に閾値試験を続けることができる。例えば、この基準は、１）ある数未満、例えば２つの、小さな誘発反応があること（例えば、０．３５ｍＶ）、２）最近成功した閾値試験があること、３）キャプチャ閾値が２．５ボルトなどの値より低いことのうちの１つまたは複数が起こることを含みうる。他の基準も使用することができるか、または代替的に使用することができる。これらの基準のうちの１つまた
は複数を使用して、デバイスが閾値試験を継続するかどうかを決定することができる。この基準を使用する背後にある理由として、ＲＭＩ初期化は、融合または閾値下ペーシングなどの要因により失敗する可能性があるという点が挙げられる。融合は、閾値下ペーシングが問題のあることを示している間管理されうる。小さな誘発反応は、しばしば、閾値下ペーシングの兆候であり、したがって、閾値下ペースが多すぎるのは望ましくない。キャプチャ閾値は、一般的に、急激に、例えば、約２１時間の「最近の」試験時間以内に２．５から４Ｖに変化することはないため、前の閾値が≦２．５Ｖであった場合、現在のＲＭＩ失敗は、４．０Ｖで閾値下ペーシング以外の何かによって引き起こされると仮定される。これらの基準が満たされた場合、融合は、ＲＭＩ失敗の原因であったと結論しても妥当であり、既定のＲＭＩ値で試験を続けることが許される。

次に、図面の図６を参照すると、本明細書で説明されている実施形態により心房キャプチャ閾値試験を実施するために使用することができる心調律管理システムが図示されている。図６のシステムは、リード・システム６０２に電気的、また物理的に結合された植え込み型心臓デバイス（ＩＣＤ）６００を備える。ＩＣＤ６００のヘッダおよび／またはハウジングは、電気的刺激エネルギーを心臓に供給し、心臓電気活動を感知するために使用される１つまたは複数の電極６８１ａ、６８１ｂを組み込むことができる。

リード・システム６０２は、心臓によって生み出される電気的心臓信号を検出し、いくつかの所定の条件の下で電気エネルギーを心臓に供給し、心臓不整脈を治療するために使用される。リード・システム６０２は、ペーシング、感知、および／または電気的除細動／除細動に使用される１つまたは複数の電極を備えることができる。図６に示されている実施形態では、リード・システム６０２は、心臓内右心室（ＲＶ）リード・システム、心臓内右心房（ＲＡ）リード・システム、心臓内左心室（ＬＶ）／左心房（ＬＡ）リード・システムを含む。図６のリード・システム６０２は、本明細書で説明されているキャプチャ閾値試験方法に関連して使用することができる一実施形態を例示している。他の配置構成も追加的に使用することができるか、または代替的に使用することができる。

リード・システム６０２は、人体内に植え込まれる心臓内リードを備えることができ、その心臓内リードの一部が心臓内に挿入される。心臓内リードは、心臓の電気的活動を感知するために、また心臓に電気的刺激エネルギー、例えば、ペーシング・パルスおよび／または除細動ショックを送り心臓のさまざまな不整脈を治療するため、心臓内で位置決め可能なさまざまな電極を備える。

リード・システムは、１つまたは複数の心腔の感知およびペーシングを行うため心臓の外部の場所に位置決めされた、電極、例えば、心外膜電極を有する１つまたは複数の心臓外リードを備えることができる。

図６に例示されている右心室リード・システムは、ＳＶＣ−コイル６４１、ＲＶ−コイル６４２、ＲＶ−リング電極６６３、およびＲＶ−チップ電極６５３を備える。右心室リード・システムは、右心房を貫通し、右心室に入る。特に、ＲＶ−チップ電極６５３、ＲＶ−リング電極６６３、およびＲＶ−コイル電極６４２は、電気的刺激パルスを感知し、電気的刺激パルスを右心室に送出するため右心室内の適切な場所に位置決めされる。ＳＶＣ−コイル６４１は、右心房または右心房に至る主静脈内の適切な場所に位置決めされる。

１構成において、缶（ｃａｎ）電極６８１ｂを基準とするＲＶ−チップ電極６５３は、右心室内の単極ペーシングおよび／または感知を実行するために使用されうる。右心室内の双極ペーシングおよび／または感知は、ＲＶ−チップ電極６５３およびＲＶ−リング電極６６３を使用して実行されうる。さらに別の構成では、ＲＶ−リング電極６６３を適宜
省き、例えばＲＶ−チップ電極６５３およびＲＶ−コイル電極６４２を使用して双極ペーシングおよび／または感知を実行することができる。右心室リード・システムは、一体化された双極ペース／ショック・リードとして構成されうる。ＲＶ−コイル６４２およびＳＶＣ−コイル６４１は、除細動電極として使用することができる。

左心リードは、左心室の信号を感知し、および／または電気的刺激を左心室に送出するため左心室内、または左心室の周りの適切な場所に配置されたＬＶ遠位電極６５５およびＬＶ近位電極６５４を備える。図１６の例では、左心リードは、オプションの左心房電極６５６、６５７も備える。左心リードは、上大静脈を経由して右心房内に誘導されうる。右心房から左心リードを冠静脈洞入口部内に展開し、冠状静脈洞に通して冠状静脈に誘導することができる。この静脈は、心臓の右側から直接的にはアクセスできない左心房および／または左心室の表面にリードが到達するためのアクセス経路として使用される。

左心室内の単極ペーシングおよび／または感知は、例えば、缶電極６８１ｂを基準とするＬＶ遠位電極６５５を使用して実行されうる。ＬＶ遠位電極６５５およびＬＶ近位電極６５４は、左心室用の双極感知および／またはペース電極として一緒に使用することができる。左心リードおよび右心リードを、ＩＣＤ６００とともに使用して、心臓再同期療法を行い、心臓の心室および／または心房のペーシングを実質的に同時に、または段階的に順を追って行い、うっ血性心不全を患っている患者の心拍出効率を高めることができる。

右心房リードは、右心房の感知およびペーシングを行うため右心房内の適切な場所に位置決めされたＲＡ−チップ電極６５２およびＲＡ−リング電極６５１を備える。１構成において、缶電極６８１ｂを基準とするＲＡ−チップ電極６５２は、例えば、右心房内の単極ペーシングおよび／または感知を行うために使用されうる。この構成では、缶電極６８１ｂを基準とするＲＡ−リング電極６５１は、例えば、ＲＡ誘発反応の感知を行うために使用されうる。別の構成では、ＲＡ−チップ電極６５２およびＲＡ−リング電極６５１は、双極ペーシングおよび／または感知を行わせるために使用されうる。

図６は、左心房電極６５６、６５７の一実施形態を例示している。左心房内の単極ペーシングおよび／または感知は、例えば、缶電極６８１ｂのペーシング・ベクトルを基準とするＬＡ遠位電極６５７を使用して実行されうる。ＬＡ近位電極６５６およびＬＡ遠位電極６５７は、左心房用の双極ペーシングおよび／または感知を実行するため一緒に使用することができる。

次に、図７を参照すると、本明細書で説明されているように心房キャプチャ閾値試験を実施するのに適している心臓システム７００の一実施形態のブロック図が示されている。
心臓システム７００は、右心室、左心室、右心房、および／または左心房へのペーシング・パルスまたは除細動ショックの送出を制御することができる制御プロセッサ７４０を備える。ペーシング・パルス発生器７３０は、例えば徐脈性不整脈を治療するため、および／または両心房および／または両心室ペーシングを使用して反対側の心腔の収縮を同期させるためペーシング・パルスを発生するように構成される。

制御プロセッサ７４０は、心房もしくは心室頻脈性不整脈または細動を検出するように動作する不整脈検出器を備えることができる。制御プロセッサ７４０の制御の下で、電気的除細動／除細動パルス発生器７３５は、高エネルギー・ショックを発生して、検出された頻脈性不整脈の発生を終わらせることができる。

心臓に電気的に結合され心臓内、心臓上、または心臓のあたりの複数の場所に配設された複数の心臓電極７０５を経由してペーシング・パルスおよび／または除細動ショックを送出する。１つまたは複数の電極７０５は、心腔内、心腔上、もしくは心腔の周りに、ま
たは心腔の複数の部位に配設されうる。電極７０５は、電極７０５を感知回路７１０および治療パルス発生器７３０、７３５に選択的に結合するために使用されるスイッチ・マトリックス７２５回路に結合される。

心臓システム７００は、ペーシング反応分類（ＰＲＣ）プロセッサ７１５を備える。いくつかの実施形態では、ＰＲＣプロセッサ７１５は、キャプチャと非キャプチャとを区別するように構成される。いくつかの実施形態では、ＰＲＣプロセッサは、キャプチャ、非キャプチャ、融合を区別するように構成される。ペーシング反応分類は、治療ペーシング中にキャプチャ閾値試験および／またはキャプチャ検証のためＰＲＣプロセッサ７１５によって実行される。ＰＲＣプロセッサ７１５は、信号の解析で有用なさまざまな閾値および間隔を決定し、ペーシング反応を決定するように構成される。例えば、ＰＲＣプロセッサ７１５は、ペーシング閾値間隔（ＰＴＩ）、ペーシング・アーチファクト閾値（ＰＡＴ）、および／またはキャプチャ検出閾値（ＣＤＴ）のうちの１つまたは複数を決定することができる。キャプチャ、非キャプチャ、および融合の区別は、ペーシング・パルスの後に感知された心臓信号をこれらの間隔または閾値のうちの１つまたは複数と比較した結果に基づきＰＲＣプロセッサ７１５によって実行される。

制御プロセッサ７４０は、キャプチャ閾値試験中に心臓システムの動作を制御するキャプチャ閾値モジュール７４３を備える。制御プロセッサ７４０は、心房および／または心室ペースおよび／または感知の後、心房不応期（ＡＲＰ）および／または心室後心房不応期（ＰＶＡＲＰ）を計時するための心房不応期タイマ７４１を備えることができる。制御プロセッサ７４０は、逆行性管理ペーシング・サイクル中にペーシングを制御するように構成された逆行性管理モジュール７４２を適宜備えることができる。制御プロセッサ７４０は、ＰＭＴ管理ペーシング・サイクル中にペーシングを制御するように構成されたペースメーカ誘発性頻拍症（ＰＭＴ）管理モジュール７４４を適宜備えることができる。制御プロセッサ７４０は、レート管理モジュール７７１および／または呼吸変調インデックス・モジュール７７２も収容することができる。

キャプチャ閾値モジュール７４３は、治療ペーシング中に、またキャプチャ閾値試験中に、ペーシング療法パルス発生器７３０によってペースの送出を制御する。キャプチャ閾値を決定するために、キャプチャ閾値モジュール７４３は、キャプチャ閾値が決定されるまでペーシング・エネルギーをインクリメンタルにステップ・ダウンまたはステップ・アップする一連のペーシング・パルスの送出を制御することができる。キャプチャ閾値試験を開始する前に、キャプチャ閾値モジュール７４３は、初期化手順中にペーシングを制御することができる。初期化手順中に、ＰＲＣプロセッサ７１５は、心臓ペーシング反応分類に有用な本明細書で説明されている閾値および間隔を決定するように動作する。次いで、初期化手順において決定された閾値および間隔を使用して、閾値試験ペースに対するペーシング反応を決定する。キャプチャ閾値試験を開始する前に、レート管理モジュール７７１は、ＣＴＴに対する心拍数を初期化する工程を実行することができる。ＲＭＩモジュール７７２は、ＣＴＴ中に使用されるＲＭＩを決定することができる。

ＣＲＭシステム７００は、典型的には電気化学電池（図示せず）から給電される。メモリ７４５は、他の特徴とともに本明細書で説明されているＣＴＴアプローチを実装するために使用されるデータおよびプログラム・コマンドを格納する。データおよびプログラム・コマンドは、テレメトリ・ベースの通信回路７５０を介してＣＲＭシステム７００と患者外部デバイス７５５との間でやり取りすることができる。

図７は、いくつかの機能ブロックに分けられたＣＲＭシステムを示している。当業者であれば、これらの機能ブロックを配置することができる多くの可能な構成が存在することを理解するであろう。図７に示されている例は、可能な１つの機能配置構成である。他の
配置構成も可能である。例えば、本明細書で説明されているプロセスを実装するのに適した心臓システムを記述するために使用する機能ブロックを増やしたり、減らしたり、異なるものに変えたりすることができる。それに加えて、図７に示されているＣＲＭシステム７００では、プログラム可能なマイクロプロセッサベースの論理回路の使用を企図しているけれども、他の階の実装も利用することができる。

図８は、本明細書で説明されている実施形態によるＣＲＭデバイスによって実施されうる、心房などの心腔をペーシングすることへの心臓反応を分類するための方法を例示する流れ図である。送出される心房ペースと誘発反応信号ピークとの間の時間は、実質的に一貫している。ピーク・タイミング間隔（ＰＴＩ）を確立して、心臓信号を調査し、ペーシング反応を決定することができる。ピークの大きさを使用して、ペーシング反応を分類することができる。

一実施形態による方法は、感知された心臓信号ピークをキャプチャ検出閾値（ＣＤＴ）、ペーシング・アーチファクト閾値（ＰＡＴ）、およびピーク・タイミング間隔（ＰＴＩ）と比較した結果に基づきキャプチャ、非キャプチャ、融合を区別するステップを伴う。ＰＡＴは、１つまたは複数の非キャプチャ心周期、例えば、約２から約４の心周期の心房信号のピーク値に基づき決定される（８１０）。ＰＡＴを決定するために使用される信号は、例えば、キャプチャ閾値試験に続くキャプチャ閾値下ペースの後に感知されうる。非キャプチャに関連付けられている感知された心房信号は、キャプチャによって生み出される誘発反応形態なしでペーシング・アーチファクトを示す形態を有するペーシング・アーチファクト信号である。さまざまな実装において、ＰＡＴは、非キャプチャに関連付けられている信号のピーク値の組み合わせに基づくものとしてよい。例えば、ＰＡＴは、キャプチャに関連付けられている一番最近の心臓信号のピークの大きさ、非キャプチャに関連付けられていう信号の最大の１つまたは複数のピークの大きさ、非キャプチャに関連付けられている信号の大きさの中央値、非キャプチャに関連付けられている信号の大きさの平均値、非キャプチャに関連付けられている信号の大きさの重み付け平均、または非キャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの他の組み合わせに基づくものとしてよい。ＰＡＴは、非キャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの変動性を考慮するオフセットを含むものとしてよい。一例において、ＰＡＴは、非キャプチャに関連付けられている一番最近の信号のピークの大きさの約１５０％などのパーセンテージに設定される。

キャプチャ検出閾値（ＣＤＴ）は、１つまたは複数のキャプチャされた心周期中に検出された、１つまたは複数の誘発反応信号、例えば、約５から約１０個の信号のピーク値に基づき決定される（８２０）。ＣＤＴを決定するために使用される信号は、キャプチャ閾値上ペースに従う。キャプチャに関連付けられている信号は、重ね合わせペーシング・アーチファクト信号を有する誘発反応信号を含む形態を示す。上で説明されているＰＡＴ決定と同様に、ＣＤＴは、キャプチャに関連付けられている信号のピーク値の組み合わせに基づくか、またはその組み合わせであってよい。ＣＤＴは、キャプチャに関連付けられている信号の一番最近のピークの大きさ、キャプチャに関連付けられていう信号の最大の１つまたは複数のピークの大きさ、キャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの中央値、キャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの平均値、またはキャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの重み付け平均、またはキャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの他の組み合わせに基づくものとしてよい。ＣＤＴは、キャプチャに関連付けられている信号のピークの大きさの変動性を考慮するオフセットを含むものとしてよい。ＣＤＴに重み付け平均を使用すると、例えば、このようなオフセットが得られる。一実施形態において、ＣＤＴは、平均のあるパーセンテージ、例えば、誘発反応ピークの大きさの約７０％に設定される。

誘発反応信号ピークの予想タイミングに関連付けられているピーク時間間隔（ＰＴＩ）は、ＰＡＴおよびＣＤＴとともに使用される。キャプチャ、非キャプチャ、および融合の区別は、ＰＡＴおよびＣＤＴに関する心臓信号ピークの大きさの比較結果、ならびにＰＴＩに関する心臓信号ピークのタイミングの比較結果に基づく。

ＰＴＩは、１つまたは複数のキャプチャされた心周期中に検出された１つまたは複数の誘発反応信号のピーク値のタイミングに基づき決定される。ＰＴＩを決定するために使用される信号は、キャプチャ閾値上ペースに従う。ＰＴＩは、例えば、キャプチャに関連付けられている信号のピーク・タイミングの変動性に基づき決定されうる。ＰＴＩの標準値は、例えば、約９ｍｓである。ＰＴＩは、キャプチャに関連付けられている信号のピーク・タイミングの中央値、キャプチャに関連付けられている信号のピーク・タイミングの平均値、またはキャプチャに関連付けられている信号のピーク・タイミングの重み付け平均、またはキャプチャに関連付けられている信号のピーク・タイミングの他の組み合わせに基づくものとしてよい。ＰＴＩは、例えば、一番最近、平均、平均値、または中央値のタイミング値のいずれかの側での所定の間隔オフセットを含むことができ、間隔オフセットでは、キャプチャに関連付けられている信号のピーク・タイミングの変動性を考慮する。

非キャプチャされた心周期およびキャプチャされた心周期の後の心周期のペーシング・パルスに続く心臓信号を感知する（８３０）。ＰＴＩの範囲内に収まる感知された心臓信号のピーク値をＰＡＴ、およびＣＤＴと比較する（８４０）。デバイスは、この比較結果に基づきキャプチャ、非キャプチャ、および融合を区別する（８５０）。信号ピークがＰＡＴ未満である場合、ペーシング反応は、非キャプチャであると判定される。信号ピークがＣＤＴより大きい場合、ペーシング反応は、キャプチャであると判定される。信号ピークがＰＡＴとＣＤＴとの間に収まる場合、ペーシング反応は、非キャプチャであるか、または融合であるものとしてよい。

図９Ａは、心房ペース（Ａｐ）の後に感知されるキャプチャ反応信号９１０の形態を例示するグラフである。図９Ａに示されている心臓信号９１０のピーク９１１は、ＰＡＴ９３０およびＣＤＴ９４０より大きい大きさ（つまり、絶対値）を有する。

図９Ｂは、一実施形態によるペーシング反応区別で使用される領域を例示する図である。図９Ｂは、非キャプチャ（ＮＣ）、非キャプチャと融合の両方、およびキャプチャにそれぞれ関連付けられている領域９６０、９７０、および９８０を画成するＰＡＴ９３０、ＣＤＴ９４０、およびＰＴＩ９５０を示している。ペーシングの後の心臓信号のピークが特定の領域９６０、９７０、９８０内に収まる場合、心臓ペーシング反応は、領域９６０、９７０、９８０に関連付けられているタイプの１つまたは複数の反応である可能性が高いものとして分類される。

１実装では、特定のタイプの反応に対するカウンタが、特定のタイプの反応に関連付けられている領域内にピークが入る毎にインクリメントされる。カウンタのインクリメントは、整数または分数のインクリメントとすることができる。カウンタのインクリメントは、特定のタイプのペーシング反応が生じている確率に基づくものとしてよい。例えば、領域９７０は、非キャプチャと融合の両方に関連付けられている。しかし、領域９７０内に入るピークは、非キャプチャではなく融合である確率が高いと思われる。ピークが領域９７０内に収まる場合、融合カウンタ（Ｉ／Ｆカウンタ）は１だけインクリメントされ、非キャプチャ・カウンタは１／２だけインクリメントされうる。いくつかのシナリオでは、特定のペーシング反応が生じていることを確認するのに、複数の心周期を必要とする場合がある。例えば、特定のタイプのペーシング反応の確認は、その特定のタイプのペーシング反応に対するカウンタが所定の値に達した場合に行われうる。

図１０は、図９Ｂに示されている領域に基づくペーシング反応分類によるステップ・ダウン・キャプチャ閾値試験を例示する流れ図である。本明細書で説明されているアプローチは、キャプチャ閾値試験に関連して有利に使用することができる。ステップ・ダウン試験を開始する前に、ＣＤＴおよび／またはＰＴＩは、一連のキャプチャ閾値上ペースの送出に続いて感知された信号のピークの大きさに基づき初期化される（１００５）。

一実施形態において、ＰＡＴは、キャプチャ閾値試験の前に約０．３ｍＶなどの所定の値に初期化される。ＣＤＴおよびＰＴＩは、キャプチャされた信号のピークの大きさおよびピーク・タイミングの測定された値に基づき初期化される。測定された値に基づく試験前のＣＤＴおよびＰＴＩの初期化により、患者固有の値が得られ、これによりキャプチャ試験精度を高められる。それに加えて、一番最近のピーク・タイミングおよびピークの大きさ値に基づきキャプチャ閾値試験中および／または試験後にこれらのパラメータのうちの１つまたは複数を修正し、試験制度をさらに高めることができる。

この試験についてペーシング・エネルギーおよびペーシング・レートを初期化する（１０１０）。ペースを送出し（１０１５）、ペースの後の心臓信号を感知する（１０１５）。心臓信号のピークの大きさ（ＰＭ）を決定する（１０２０）。ピークの大きさがＰＡＴ以下である（１０２５）場合、このペースは、心腔をキャプチャしておらず、非キャプチャ・カウンタがインクリメントされる（１０３０）。ピーク・タイミングがＰＴＩの範囲内にあり、ピークの大きさがＰＡＴより大きく、ＣＤＴ以下である（１０３５）場合に、ペーシング反応は非キャプチャであるか、または融合であるものとしてよい。非キャプチャ・カウンタおよび融合カウンタの両方をインクリメントする（１０４０）。ピーク・タイミングがＰＴＩの範囲内にあり、ピークの大きさがＣＤＴより大きい場合、ペーシング反応は、キャプチャであり（１０４５）、キャプチャ・カウンタがインクリメントされる（１０５０）。そうでなければ、反応は、融合であると判定される（１０４６）。

それぞれのタイプの反応に対するカウンタをインクリメントする量は、整数または分数量であってよい。いくつかの実装では、特定のカウンタをインクリメントする量は、このタイプのペーシング反応が生じた確率に関連付けられる。例えば、ピークの大きさが、ＰＡＴとＣＤＴとの間に収まる場合、融合は、非キャプチャより可能性が高い。このシナリオにおいて、融合カウンタは、１だけインクリメントとすることができ、非キャプチャ・カウンタは、１／２だけインクリメントすることができる。

非キャプチャ・カウンタが同じエネルギーを有するペースについて所定の値、例えば、約２に達した（１０５５、１０５６）場合、キャプチャの喪失が確認され、キャプチャ閾値が決定される（１０６０）。融合カウンタが所定の値、例えば、約５つの内因性収縮または融合収縮に達し（１０６５）、少なくとも最小数、例えば、約２つの心房内因性収縮が生じた場合、ペーシング・レートを高くし（１０７０）、内因性／融合収縮の発生を減じる。キャプチャ・カウンタが同じエネルギーを有するペースについて所定の値、例えば、約３に達した（１０７５）場合、ペーシング・エネルギーをステップ・ダウンし（１０８０）、キャプチャ閾値が決定される（１０６０）まで試験を続ける。

いくつかの実装では、ＰＡＴ、ＣＤＴ、およびＰＴＩは、試験の前に初期化することができ、および／またはすべての心周期中など、試験中にこれらのパラメータのうちの１つもしくは複数を修正することができ、および／または試験後に修正することができる。ＰＡＴは、いくつかの障害が生じた場合に再初期化することができる。

一例において、ピーク・タイミングおよび／またはピークの大きさは、それぞれの収縮の心臓信号について決定されうる。ピーク・タイミングおよび／またはピークの大きさを１つまたは複数の前の収縮のピーク・タイミングおよび大きさと組み合わせて、試験中に
ＰＴＩおよびＣＤＴを動的に修正することができる。試験中にＰＴＩおよび／またはＣＤＴを修正するステップは、変化する患者症状に適応するために使用することができ、これらのパラメータに対するより正確な値を与えることができる。ＰＡＴは、１つまたは複数の非キャプチャ信号に基づき試験の後に修正され、キャプチャ閾値が決定された後に検出されうる。特定の患者のペーシング・アーチファクト形態に基づきＰＡＴを修正するステップでは、時間の経過とともに変化する患者の状態に適応させることができ、より正確なペーシング反応分類が得られる。

図１１は、別の実施形態によるペーシング反応区別で使用される領域を例示する図である。融合収縮は、通常、キャプチャされた収縮と比較したときに心臓信号のピーク・タイミングの大きなバラツキを示す。ＰＴＩの前および／または後の時間間隔に対応する領域を融合区別に使用することができる。図１１は、非キャプチャに関連付けられている領域１１６１〜１１６３、非キャプチャと融合に関連付けられている領域１１７０、キャプチャに関連付けられている領域１１８０、および融合に関連付けられている領域１１９１〜１１９４を画成するＰＡＴ１１３０、ＣＤＴ１１４０、およびＰＴＩ１１５０を示している。ペーシングの後の心臓信号のピークが特定の領域内に収まる場合、心臓ペーシング反応は、領域に関連付けられているタイプの反応である可能性が高い。

すでに説明されているように、特定のタイプの反応に対するカウンタが、特定のタイプの反応に関連付けられている領域内にピークが入る毎にインクリメントすることができる。これらのインクリメントは、整数または分数のインクリメントとすることができる。カウンタのインクリメントは、特定のタイプのペーシング反応が生じている確率に基づくものとしてよい。例えば、領域１１７０は、非キャプチャと融合の両方に関連付けられている。しかし、領域１１７０内に入るピークは、非キャプチャではなく融合である確率が高いと思われる。ピークが領域１１７０内に収まる場合、融合カウンタは１だけインクリメントされ、非キャプチャ・カウンタは１／２だけインクリメントされうる。いくつかのシナリオでは、特定のペーシング反応が生じていることを確認するのに、複数の心周期を必要とする場合がある。例えば、特定のタイプのペーシング反応の確認は、その特定のタイプのペーシング反応に対するカウンタが所定の値に達した場合に行われうる。

図１２Ａ〜１２Ｂは、図１１に示されている領域に基づくペーシング反応分類によるステップ・ダウン・キャプチャ閾値試験を例示する流れ図である。ステップ・ダウン試験を開始する前に、ＰＡＴ、ＣＤＴ、およびＰＴＩを初期化する（１２０５）。ＰＡＴを所定の値に初期化する。ＣＤＴは、キャプチャ閾値上ペースの送出の後に感知される信号のピークの大きさＰ_ｍに基づき初期化される。ＰＴＩは、キャプチャ閾値上ペースの送出の後に感知される信号のピーク・タイミングＰ_ｔに基づき初期化される。この試験についてペーシング・エネルギーおよびペーシング・レートを初期化する（１２１０）。

ペースを送出し（１２１５）、ペースの後の心臓信号を感知する（１２１５）。心臓信号のピークの大きさＰ_ｍを決定する（１２２０）。ピークの大きさがＰＡＴ以下である（１２２５）場合、このペースは、心腔をキャプチャしておらず、非キャプチャ・カウンタがインクリメントされる（１２３０）。ピークの大きさがＰＡＴより大きく、ピークのタイミングがＰＴＩの範囲内にない（１２３５）場合、ペーシング反応は、融合である可能性が高く、融合カウンタがインクリメントされる（１２４０）。

ピークのタイミングがＰＴＩの範囲内にあり、ピークの大きさがＰＡＴより大きく、ＣＤＴ以下である（１２４５）場合に、ペーシング反応は融合もしくは非キャプチャであるものとしてよい。融合カウンタおよび非キャプチャ・カウンタをインクリメントする（１２５０）。ピークの大きさがＣＤＴより大きい場合、ペーシング反応はキャプチャであり（１２５５）、キャプチャ・カウンタがインクリメントされる（１２６０）。

すでに説明されているように、それぞれのタイプの反応に対するカウンタをインクリメントする量は、整数または分数量であってよい。いくつかの実装では、特定のカウンタをインクリメントする量は、このタイプのペーシング反応が生じた確率に関連付けられる。例えば、ピークの大きさが、ＰＡＴとＣＤＴとの間に収まる場合、融合は、非キャプチャより可能性が高い。このシナリオにおいて、融合カウンタは、１だけインクリメントすることができ、非キャプチャ・カウンタは、１／２だけインクリメントすることができる。

非キャプチャ・カウンタが同じエネルギーを有するペースについて所定の値、例えば、約２に達した（１２７０、１２７１）場合、キャプチャの喪失が確認され、キャプチャ閾値が決定される（１２７５）。融合カウンタが所定の値、例えば、約５つの内因性または融合収縮に達し（１２８０）、内因性収縮の数が最小数、例えば、約２である場合、ペーシング・レートを高くし（１２８５）、内因性／融合収縮の発生を回避する。キャプチャ・カウンタが同じエネルギーを有するペースについて所定の値、例えば、約３に達した（１２９０）場合、ペーシング・エネルギーをステップ・ダウンし（１２９５）、キャプチャ閾値が決定される（１２７５）まで試験を続ける。キャプチャ閾値試験の後、１つまたは複数の非キャプチャ信号のピークの大きさに基づきＰＡＴを更新することができる。

ペーシング中に、非キャプチャが生じた場合、内因性もしくはペーシングされた心室脱分極からの逆行性伝導により、次のペーシング・サイクルで偽非キャプチャ検出が引き起こされうる。例えば、キャプチャ閾値試験中の逆行性伝導は、誤ったキャプチャ閾値決定に至る可能性がある。逆行性伝導は、望ましくない高速ペーシングも引き起こす可能性があり、これはペースメーカ誘発性頻脈性不整脈（ＰＭＴ）と言われる。本明細書で説明されているいくつかの実施形態は、逆行性伝導およびＰＭＴの管理を行う方法およびシステムを含む。

図１３の流れ図は、本明細書で説明されている実施形態による逆行性伝導管理およびＰＭＴ管理のためのＣＲＭシステムで実装可能なアプローチを例示している。心房ペースおよび心室ペースは、心周期中に送出される（１３１０）。心室後心房不応期（ＰＶＡＲＰ）は、心室ペースの後に計時される（１３２０）。ＣＲＭシステムは、心房ペースで心房をキャプチャしたかどうかを判定する（１３３０）。いくつかの実施形態では、キャプチャは、上で説明されているようにペーシングの後の心臓信号のピークの大きさおよびタイミングをＣＤＴ、ＰＡＴ、およびＰＴＩと比較した結果に基づき検出されうる。他の実施形態では、キャプチャは、当技術分野で知られている他のキャプチャ検出方法を使用して決定されうる。

キャプチャが生じた場合、キャプチャに関連付けられている脱分極が、組織不応状態を引き起こし、逆行性伝導を不可能にする。非キャプチャが生じた場合、心房組織は、ペースの後に不応性を有さず、心室脱分極が心房への逆行性伝導をもたらしうる。システムは、逆行性伝導を示すペーシング・サイクルの後に心房脱分極を感知する（１３４０）。逆行性管理は、心房ペーシング・パルスがキャプチャせず、心房脱分極がＰＶＡＲＰ中に感知された場合に開始される（１３５０）。ＰＭＴ管理は、心房ペーシング・パルスがキャプチャせず、心房脱分極がＰＶＡＲＰの後に感知された場合に開始される（１３６０）。

図１４のタイミング図は、逆行性伝導によって非キャプチャが誤って検出されるシナリオを例示している。非キャプチャ心房ペース１４１０および心室ペース１４３０は、第１の心周期中に送出される。ＰＶＡＲＰ１４２０を、心室ペース１４３０の後に計時する。このサイクルでは、心房ペースは、非キャプチャとして正確に検出されうる。しかし、キャプチャ閾値試験中のキャプチャの喪失の確認は、典型的には、連続的に、または短期間に検出された複数の非キャプチャ・ペースなどの、複数の非キャプチャ・ペースを必要と
する。非キャプチャ・イベントが、ペーシング・エネルギーの減少ではなく、雑音などの一時的効果によって引き起こされた場合、キャプチャの喪失は、その後のペースはキャプチャされず、試験が続くので、確認されない。しかし、逆行性伝導のパターンは非キャプチャ・ペースによって開始され、これにより単一の非キャプチャ・ペースは結果として以下で説明されているようにキャプチャの喪失の誤った確認をもたらしうる。

心房ペース１４１０は、キャプチャを生じなかったので、心室ペースによって引き起こされる脱分極は、心房への逆行性伝導を引き超さす。逆行性伝導は、心房組織を不応性にする心房脱分極１４４０を生じる。心房脱分極１４４０は、ＰＶＡＲＰ１４２０中に生じるので新しいペーシング・サイクルを開始しない。次のサイクルに対する心房ペース１４１１が、組織不応期１４５０において送出される。心房ペース１４１１は、組織が不応性である間に送出されるため、ペース１４１１は、非キャプチャとして検出される。キャプチャ閾値試験中に、非キャプチャ心房ペースは、非キャプチャの偽検出を引き起こすが、それは、非キャプチャがペーシング．エネルギー・レベルの変化ではなく逆行性伝導の後の組織不応状態の結果であるからである。第２の心周期中に心房ペース１４１１の非キャプチャも、逆行性伝導、心房脱分極１４４１、および組織不応状態を引き起こす。偽非キャプチャ検出および逆行性伝導のパターンは、結果としてキャプチャの喪失および誤ったキャプチャ閾値測定の確認を引き起こし続けうる。

図１５に例示されているタイミング図は、本明細書で説明されている実施形態による逆行性管理を例示している。第１の心周期の心房ペース１５１０は非キャプチャである。第１の心周期の心室ペース１５２０は心房への逆行性伝導を引き起こす。逆行性伝導によって生じる心房脱分極１５４０は、組織不応期１５５０中に心房組織を不応性にする。心房脱分極１５４０は、心房脱分極がＰＶＡＲＰ１５２０中に生じるので新しいペーシング・サイクルを開始しない。ＣＲＭシステムは、ＰＶＡＲＰ１５２０中に生じる心房脱分極１５４０を感知する。逆行性伝導の後のサイクルに対する次のスケジュールされている心房ペース１５１１は、組織不応期１５５０が終了するまで遅延される。典型的には、組織不応状態の期間１５５０は、例えば、脱分極１５４０が感知されてから３００ｍｓ未満の間持続する。したがって、この例の次のスケジュールされる心房ペース１５１１は、心房脱分極１５４０の後、約３００ｍｓ経過するまで遅延される。

遅延されたペース１５１１は、キャプチャされたペースとして正しく分類される。第３の心周期は、スケジュールされた時間に送出される心房ペース１５１２および心室ペース１５３２を含む。

上記の図１４および１５は、ＰＶＡＲＰ中に逆行性心房脱分極が生じたときの逆行性伝導を例示している。このシナリオでは、逆行性心房脱分極は、新しいペーシング・サイクルを開始しない。ＰＶＡＲＰがタイムアウトになった後に生じる心房脱分極を発生する逆行性伝導の結果ＰＭＴが生じうる。逆行性伝導によって引き起こされるＰＭＴは、図１６のタイミング図に示されている。第１の心周期は、非キャプチャ心房ペース１６１０およびキャプチャされた心室ペース１６３０を含む。ＰＶＡＲＰ１６２０を、それぞれのサイクルについて心室ペース１６３０、１６３１の後に計時する。第１のサイクルにおける非キャプチャ心房ペース１６１０では、第１のサイクルのキャプチャされた心室ペース１６３０によって開始される脱分極で心房への逆行性伝導を生じさせることができる。逆行性伝導によって生じる心房脱分極は、非不応性心房感知を引き起こす。心房感知１６４１は、ＰＶＡＲＰ１６２０のタイムアウト後に生じる（つまり、非不応性感知である）ため、ＣＲＭシステムは、異常に高速な第２の心周期でペーシング・サイクルを開始する。ＰＶＡＲＰの後に生じる高速心室ペースおよび逆行性心房脱分極のパターンは、第３および第４のサイクルにおいて続く。図１６のペーシング・サイクルは、ＰＭＴを例示している。

図１７に例示されているタイミング図は、本明細書で説明されている実施形態によるＰＭＴ管理を例示している。第１のペーシング・サイクルは、非キャプチャ心房ペース１７１０およびキャプチャされた心室ペース１７３０を含む。非キャプチャ心房ペース１７１０では、心室ペースによって引き起こされる脱分極は心房に逆行性伝導されうる。逆行性伝導は、そのサイクルに対するＰＶＡＲＰがタイムアウトになった後に生じる。逆行性伝導によって引き起こされる非不応性心房感知１７４０は、ペーシング・サイクルを開始するためにＣＲＭシステムによって使用される。次の心室ペース１７３１は高速である。

ＣＲＭシステムは、第１のサイクルにおいて非キャプチャ心房ペース１７１０の後のＰＭＴ管理を開始し、非不応性心房感知１７４０は第２のサイクルを開始する。図１７に例示されている第２のサイクルである、非キャプチャ・ペース１７１０の後のペーシング・サイクルに対するＰＶＡＲＰ１７２１は延長されて、ＰＭＴパターンを破る。次の心房感知１７４１は、延長されたＰＶＡＲＰ１７２１において生じ、ペーシング・サイクルを開始しない。図１７に例示されている第３の心周期は、通常のサイクルである。

図１８の流れ図は、本明細書で説明されている実施形態による逆行性伝導管理およびＰＭＴ管理を例示している。心房ペースおよび心室ペースは、ペーシング・サイクル中に送出される（１８１０）。ペーシング・サイクルに対する心房不応期を計時する（１８２０）。不応または非不応心房脱分極を感知する（１８３０）。不応期が過ぎた後、心房ペースが心房をキャプチャせず（１８４０）、心房脱分極が感知された（１８５０）場合、１心周期に対してＰＶＡＲＰを延ばす（１８６０）。例えば、ＰＶＡＲＰを約５００ｍｓに延長することができる。１心周期についてＰＶＡＲＰを５００ｍｓに延長すると、ＰＭＴが中断する。

不応期において、心房ペースで心房をキャプチャせず（１８４０）、組織不応期中に心房脱分極が感知された（１８５０）場合、システムは、心房脱分極から次のスケジュールされている心房ペースまでの時間が組織不応期（ＴＲＰ）より大きいかどうかを判定する（１８７０）チェックを行う。そうでない場合、次のスケジュールされているペースに対する時間を延長し（１８８０）、その後の心周期における逆行性伝導を回避する。例えば、次のペースに対する時間は、不応性心房感知から次のペースまでの間に約３００ｍｓあるように延長することができる。

図示され、本明細書で説明されているコンポーネントおよび機能は、ハードウェア、ソフトウェア、またはハードウェアとソフトウェアとの組み合わせで実装することができることは理解される。図に別の、または個別のブロック／要素として示されているコンポーネントおよび機能は、一般的に、他のコンポーネントおよび機能と組み合わせて実装することができること、および個別の形態もしくは一体の形態のそのようなコンポーネントおよび機能の図示は、説明を分かりやすくすることを目的としており、限定することを目的としていないこともさらに理解される。

本発明の範囲から逸脱することなく、さまざまな修正および追加を説明されている上記の好ましい実施形態に加えることができる。したがって、本発明の範囲は、上で説明されている特定の実施形態により制限されるのではなく、以下で述べる特許請求の範囲およびその均等物によってのみ定義されるべきである。

Claims (18)

1. 心臓デバイスの制御プロセッサによってキャプチャ閾値試験のためのペーシング・レートを自動的に設定するための方法において、
   心周期を検出する工程と、
   ペーシングが第１のペーシング・レートに設定されている間、かつ前記キャプチャ閾値試験を開始する前に、前記心周期中に生じる心腔の心イベントを監視する工程と、
   前記心イベントにおける内因性収縮または融合収縮の少なくとも一方である収縮からなる心イベントの回数を計数する工程と、
   前記心イベントにおける内因性収縮および前記融合収縮の両方を含んでなる心イベントの回数が閾値未満である場合、前記第１のペーシング・レートでのキャプチャ閾値試験のためのペーシング・レートを維持する工程と、
   前記心イベントにおける内因性収縮および前記融合収縮の両方を含んでなる心イベントの回数が閾値より大きい場合、前記キャプチャ閾値試験のための前記ペーシング・レートを前記第１のペーシング・レートよりも高いレートに設定する工程と、からなる方法。
2. 前記ペーシング・レートが最大レートより大きいかどうかを前記心臓デバイスによって判定する工程をさらに含む請求項１に記載の方法。
3. 前記心イベントを監視する工程は、前記心臓デバイスによって所定の数の心イベントが生じるまで心周期中に生じる心イベントを監視する工程をさらに含む請求項１に記載の方法。
4. 内因性収縮または融合収縮である連続的心イベントの数を前記心臓デバイスによって計数して、内因性／融合収縮の回数を決定する工程をさらに含む請求項１に記載の方法。
5. 前記内因性／融合収縮の回数がＩ／Ｆ閾値を超え、かつ、前記内因性／融合収縮の回数における内因性収縮の数が最小閾値より大きい場合、前記ペーシング・レートをより高いレートに設定する、請求項４に記載の方法。
6. 前記内因性／融合収縮の回数が所定の値未満である場合、前記心臓デバイスによって前
   記ペーシング・レートを維持する工程と、
   前記内因性／融合収縮の回数がＩ／Ｆ閾値より大きく、かつ、前記内因性／融合収縮の回数における内因性収縮の数が最小閾値より大きい場合、前記心臓デバイスによって前記ペーシング・レートを増大する工程とをさらに含む請求項４に記載の方法。
7. 前記ペーシング・レートを設定する前記方法は、前記キャプチャ閾値試験の前に実行される請求項１に記載の方法。
8. 前記心イベントは、心房イベントであり、
   前記内因性収縮は、心房内因性収縮であり、
   前記ペーシング・レートは、心房ペーシング・レートである請求項１に記載の方法。
9. 前記心イベントは、心室イベントであり、
   前記内因性収縮は、心室内因性収縮であり、
   前記ペーシング・レートは、心室ペーシング・レートである請求項１に記載の方法。
10. 心イベントの指示を含む心臓信号を検出するように構成された感知回路と、
    第１のペーシング・レートでペーシングの治療を行っている間、かつキャプチャ閾値試験を開始する前に、前記心周期中に生じる心イベントを監視し、および前記心イベントにおける内因性収縮または融合収縮の少なくとも一方である収縮からなる心イベントの回数を計数するように構成された制御プロセッサであって、前記キャプチャ閾値試験（ＣＴＴ）のペーシング・レートを設定するように構成された回路を備え、前記心イベントにおける内因性収縮および前記融合収縮の両方を含んでなる心イベントの回数が閾値未満の場合、前記第１のペーシング・レートでの前記キャプチャ閾値試験において前記ペーシング・レートを維持し、前記心イベントにおける内因性収縮および前記融合収縮の両方を含んでなる心イベントの回数が前記閾値を超える場合、前記キャプチャ閾値試験において前記ペーシング・レートを前記第１のペーシング・レートよりも増大するように構成される、制御プロセッサと、
    前記ペーシング・レートを使用して前記キャプチャ閾値試験中にペーシングを送出するように構成されたペーシング回路と、からなる心臓デバイス。
11. 前記制御プロセッサは、前記ペーシング・レートが最大レートより大きいかどうかを判定するように構成される請求項１０に記載のデバイス。
12. 前記制御プロセッサは、所定の数の心イベントが生じるまで前記心周期中に生じる前記心イベントを監視するように構成される請求項１０に記載のデバイス。
13. 前記制御プロセッサは、内因性収縮または融合収縮である連続的心イベントの数を計数して、内因性／融合収縮の回数を決定するように構成される請求項１０に記載のデバイス。
14. 前記制御プロセッサは、前記内因性／融合収縮の回数が所定の値未満である場合、前記ペーシング・レートを維持し、前記内因性／融合収縮の回数がＩ／Ｆ閾値より大きく、かつ、前記内因性／融合収縮の回数における内因性収縮の前記数が最小閾値より大きい場合、前記ペーシング・レートを増大するように構成される請求項１３に記載のデバイス。
15. 前記制御プロセッサは、心周期終了イベントを検出することによって心周期を検出するように構成される請求項１０に記載のデバイス。
16. 前記心イベントは、心房イベントであり、
    前記内因性収縮は、心房内因性収縮であり、
    前記ペーシング・レートは、心房ペーシング・レートである請求項１０に記載のデバイス。
17. 前記心イベントは、心室イベントであり、
    前記内因性収縮は、心室内因性収縮であり、
    前記ペーシング・レートは、心室ペーシング・レートである請求項１０に記載のデバイス。
18. 前記制御プロセッサは、前記キャプチャ閾値試験を実行する前に前記ペーシング・レートを設定する請求項１０に記載のデバイス。