心臓デバイスを使用してキャプチャ閾値試験のためのペーシングレートを設定する方法であって、心周期を検出する工程と、該心周期中に生じる心腔の心イベントを監視する工程と、該心イベントにおける内因性収縮の回数を計数する工程と、該心イベントにおける融合収縮の回数を計数する工程と、該心イベントにおける内因性収縮の該回数が閾値未満である場合、該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、該心イベントにおける内因性収縮の該回数が閾値より大きい場合、該ペーシングレートを増大する工程と、からなる方法。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工程をさらに含む請求項1に記載の方法。前記心イベントを監視する工程は、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工程をさらに含む請求項1に記載の方法。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工程をさらに含む請求項1に記載の方法。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が増大される請求項4に記載の方法。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。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。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中に実行される請求項1に記載の方法。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。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。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、心周期中に生じる心イベントを監視し、該心イベントにおける内因性収縮の数を計数し、該心イベントにおける融合収縮の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、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、該心イベントにおける内因性収縮の該数が閾値未満の場合、該キャプチャ閾値試験において該ペーシングレートを維持し、該心イベントにおける内因性収縮の該数が該閾値を超える場合、該キャプチャ閾値試験において該ペーシングレートを増大するように構成される、制御プロセッサと、該ペーシングレートを使用して該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。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11に記載のデバイス。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11に記載のデバイス。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11に記載のデバイス。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該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14に記載のデバイス。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11に記載のデバイス。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11に記載のデバイス。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11に記載のデバイス。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11に記載のデバイス。前記制御プロセッサは、前記キャプチャ閾値試験を実行中に前記ペーシングレートを設定する請求項11に記載のデバイス。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cardiacendeventが生じた210場合、連続的サイクルカウンタconsecutivecyclecounter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cyclecountthreshold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=A1CTA2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=0.25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ICD600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Pm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Pt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Pm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。