DE69318689T2

DE69318689T2 - Implantierbarer Herzschittmacher

Info

Publication number: DE69318689T2
Application number: DE69318689T
Authority: DE
Inventors: Laurent Claudon; Molin Renzo Dal; Chik-Yam Lee
Original assignee: Ela Medical SAS
Current assignee: Sorin CRM SAS
Priority date: 1992-12-23
Filing date: 1993-11-26
Publication date: 1998-11-19
Anticipated expiration: 2013-11-27
Also published as: EP0605264A1; ES2118207T3; FR2699413A1; FR2699413B1; US5388586A; EP0605264B1; DE69318689D1

Description

Die Erfindung betrifft einen implantierbaren Herzschrittmacher.
Die meisten Herzschrittmacher arbeiten gemäß der verzögerten Betriebsart: ein Stimulationsimpuls wird nur abgegeben, wenn während einer der Dauer eines Herzzyklus (800 ms für einen Normalrhythmus von 75 cpm [Schlägen pro Minute="coups par minute"] entsprechenden Abhörperiode keine spontane Aktivität erfaßt wurde. Diese Betriebsart ermöglicht eine Energieeinsparung, d.h. eine Steigerung der Lebensdauer des Herzschrittmachers. Sie ermöglicht es unter dem Gesichtspunkt der Physiologie gleichfalls, einen Wettstreit zwischen dem spontanen Rhythmus des Patienten und der Stimulationsfrequenz des Herzschrittmachers zu vermeiden, wie es der Eall in der asynchronen Betriebsart ist.
Beieinem Herzschrittmacher erfolgt die durch eine Veränderung des Potentials der Herzmuskelzellen wiedergegebene Erfassung der Herzaktivität mittels an der Wand des Herzohres und/oder des Ventrikels angeordneten Sonden gemäß der Bauart des Herzschrittmachers (AAI, VVI, DDD).
Gewisse mit der Erfassung verbundene Probleme ergeben sich aus durch den Herzschrittmacher selbst bedingten Störungen. Tatsächlich rufen Stimulationsimpulse wesentliche Signalveränderungen sowohl in der stimulierten Kammer als auch in der nicht stimulierten Kammer hervor. Daher ist es notwendig, Lösungen vorzusehen, um eine auf eine Stimulation zurückzuführende Auslenkung nicht mit einer auf ein spontanes Ereignis zurückzuführenden Auslenkung zu verwechseln.
Die Erfassung eines Stimulationsimpulses in der nicht stimulierten Kammer bedingt insbesondere ein Problem bei der ventrikulären Erfassung nach einer aurikulären Stimulation. Tatsächlich ist es notwendig, das Ventrikel schnellstmöglich nach einer Stimulation abzuhören, um eine gute aurikulär-ventrikuläre Leitung zu verifizieren.
Das Dokument DE 32 26 345 beschreibt die Verwendung eines Deltamodulations-Analog/Digital-Wandlers in der Kette der Erfassung der Herzaktivität bei einem implantierbaren Herzschrittmacher.
Das Dokument WO 91/10472 offenbart ein Verfahren, um sich von Übergangsphänomenen bei einem Verstärker des ventrikulären Signals mit geschalteten Kapazitäten nach der Ausgabe eines Stimulationsimpulses in das Herzohr zu befreien. Dieses Verfahren besteht darin, die die Umschaltung der Kapazitäten steuernde Frequenz zu variieren.
Der erfindungsgemäße implantierbare Herzschrittmacher erfaßt die durch die spontane Herzaktivität bedingten Potentialveränderungen. Er ist gleichfalls geeignet, um das endokavitäre Elektrokardiogramm (EKG) mittels Telemetrie nach außen zu übertragen.
Eine Aufgabe der Erfindung besteht darin, einen implantierbaren Herzschrittmacher anzugeben, der die gleiche elektronische Kette zur Übertragung des EKG nach außen und zur Suche nach der spontanen Herzaktivität verwendet.
Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht darin, einen implantierbaren Herzschrittmacher anzugeben, mit dem es möglich ist, einer aufgrund einer Stimulation bedingten Auslenkung so zuverlässig wie möglich zu folgen, um den Parameter der Wirksamkeit oder Unwirksamkeit der Stimulation korrekt zu messen, damit ein Algorithmus zur Anpassung der Stimulationsenergie umgesetzt wird.
Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht in der Angabe eines implantierbaren Herzschrittmachers mit einer automatischen Empfindlichkeitsregelung, um die zeitliche Veränderung des Verlaufs des empfangenen Signals zu berücksichtigen.
Ein weiteres Ziel der Erfindung besteht in der Bereitstellung einer automatischen Anpassung der Periode des "Blanking" als Funktion der Größe des bei dem Signal vorliegenden Nebensprechens.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist ein implantierbarer Herzschrittmacher, bei dem die elektronische Kette der Akquisition und Erfassung der endokavitären Herztätigkeit ein passives Filter, einen Verstärker mit geschalteten Kapazitäten, einen Analog-Digital-Wandler, einen Nikropozessor und einen Algorithmus umfaßt, um die Erfassung spontaner Herz-Ereignisse sicherzustellen, dadurch gekennzeichnet, daß
- das Filter ein Paßband aufweist, das sich etwa von 0,1 bis 80 Hz erstreckt;
- der Verstärker an seinem Ausgang eine Dynamik von etwa 0,8 V und eine Verstärkung kleiner 50 aufweist ;
- der Analog-Digital-Wandler mit Deltamodulation arbeitet, wobei die Frequenz und Schrittweite variabel sind und in Abhängigkeit des zu wandelnden Signals angepaßt sind.
Gemäß weiteren bevorzugten Eigenschaften
- arbeitet der Analog-Digital-Wandler mit zwei Frequenzen, wobei die eine bei etwa 1 kHz und die andere bei etwa 4 kHz liegt;
- weist die elektronische Kette der Akquisition und der Erfassung der Herztätigkeit ein breites Paßband, eine geringe Verstärkung und eine große Dynamik auf, um die Erfassung der spontanen aurikulären und/oder ventrikulären Ereignisse, die Messung des Parameters der Stimulationswirksamkeit und die Übertragung eines endokavitären Elektrokardiogramms (EKG) mittels Telemetrie sicherzustellen;
- ist er mit einer automatischen Regelung der "Blanking"- Periode versehen;
- ist er mit einer automatischen Empfindlichkeitsregelung versehen;
- erfolgt die Steuerung des Frequenzwechsels und des Schrittwechsels des Analog-Digital-Wandlers durch einen Vergleich des Absolutwerts der Amplitudenänderung des aufgenommenen Signals während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, mit einer als Beschleunigungsschwelle bezeichneten Schwelle;
- erfolgt die Erfassung eines spontanen aurikulären oder ventrikulären Herz-Ereignissses mittels eines Vergleichs des Absolutwerts der Amplitudenänderung des aufgenommenen Signals während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, mit einer Erfassungsschwelle genannten Schwelle;
- ist die Erfassungsfunktion eines aurikulären oder ventrikulären Herz-Ereignisses mittels digitaler Verarbeitung durch einen entsprechenden Mikrocontroller realisiert;
- ist die Erfassungsfunktion eines aurikulären oder ventrikulären Herz-Ereignisses mittels digitaler Verarbeitung durch einen entsprechenden Mikrocontroller realisiert;
- ist das Vorzeichen einer Amplitudenänderung des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, vor dem Ende der absoluten Refraktärphase (PRA) aufgenommenen Signals, die größer als die Erfassungsschwelle ist, gespeichert, und die Erfassung eines spontanen Ereignisses nach der PRA wird nur angezeigt, wenn der Absolutwert der Amplitudenänderung des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen Signals größer als die Erfassungsschwelle ist und das Vorzeichen dieser Änderung entgegengesetzt zu dem während der PRA gespeicherten ist;
- ist die Dauer des ventrikulären "Blanking" manuell oder automatisch regelbar, und im Fall einer automatischen Regelung wird die Dauer des "Blanking" bei jeder aurikulären Stimulation als Funktion der Amplitude des Nebensprechens eingestellt;
- wird im Verlauf einer automatischen Regelung der Dauer des "Blanking" das Ende desselben erhalten, wenn das Vorzeichen sich zwischen zwei aufeinanderfolgenden Änderungen des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen Signals umkehrt;
- wird die Amplitude der Auslenkung des auf eine aurikuläre Stimulation folgenden ventrikulären Signals am Ende der "Blanking"-Periode gemessen, und das Vorzeichen dieser Auslenkung wird gespeichert und, wenn die Amplitude dieser Auslenkung größer als die Erfassungsschwelle ist, werden am Ende der "Blanking"-Periode lediglich die Absolutwerte der Amplitudenänderungen des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen ventrikulären Signals, die größer als die Erfassungsschwelle sind, und deren Vorzeichen identisch mit dem der Auslenkung ist, als solche berücksichtigt, die durch das Vorliegen eines ventrikulären Ereignisses bedingt sind, und im gegensätzlichen Fall wird die Erfassung ohne Beschränkung des Vorzeichens realisiert;
- beginnt bei einer automatischen Empfindlichkeitsregelung eine Suche nach dem Absolutwert der maximalen Amplitudenänderung des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen Signals auf eine Erfassung eines spontanen aurikulären und/oder ventrikulären Herz- Ereignisses hin, und setzt sich für eine Dauer von vorzugsweise 48 ms fort;
- ist bei einer automatischen Empfindlichkeitsregelung die anfängliche Empfindlichkeit programmierbar, wobei dieser vorzugsweise mit 0,375 multiplizierte Wert im Fall der Stimulation die gesuchte maximale Amplitudenänderung nach einer Erfassung gemäß Anspruch 13 ersetzt;
- wird bei einer automatischen Empfindlichkeitsregelung die neue Erfassungsschwelle auf einen gewissen Prozentsatz von vorzugsweise 37,5% des Mittelwerts der acht letzten maximalen Werte der Änderung des bei jeder Erfassung und Stimulation aufgenommenen Signals über 9 ms festgelegt.
Weitere Eigenschaften ergeben sich aus der mit Bezug auf die beigefügte Zeichnung nun folgenden Beschreibung. Dabei zeigen:
Figur 1: ein vereinfachtes Schaltbild der elektronischen Kette der Akquisition der Herzaktivität bei einem erfindungsgemäßen implantierbaren Herzschrittmacher;
Figur 2: ein Schaltbild eines Beispiels der Realisation des passiven Filters der elektronischen Kette gemäß Figur 1;
Figur 3: ein Schaltbild eines Beispiels der Realisation des Verstärkers der elektronischen Kette gemäß Figur 1;
Figur 4: ein Bode-Diagramm der durch das Filter gemäß Figur 2 und den Verstärker gemäß Figur 3 gebildeten Gesamtheit;
Figur 5: ein Schaltbild eines Beispiels der Realisation des Deltamodulations-Analog/Digital-Wandlers der elektronischen Kette gemäß Figur 1;
Figur 6: ein allgemeines Organigramm des in der Mikro- Steuerungseinrichtung der elektronischen Kette gemäß Figur 1 in Betrieb genommenen Erfassungsalgorithmus;
Figur 7: ein Diagramm der Nachstellung bzw. Anpassung des Signals am Ende der absoluten Refraktärphase (PRA);
Figur 8: ein Diagramm, das
- in seinem oberen Teil ein Verstärkerausgangssignal darstellt, das auf eine Herzstimulation folgt, und
- in seinem unteren Teil das Signal am Ausgang des Analog/Digital-Wandlers zur Nachstellung am Ende der PRA wiedergibt;
Figur 9: ein Ablaufdiagramm der Verarbeitung am Ende der PRA;
Figur 10: ein Ablaufdiagramm der Verarbeitung der Vorzeichenbeschränkung gemäß der Erfindung;
Figur 11: ein Diagramm, das ein Signal des Nebensprechens, gefolgt von einer spontanen ventrikulären Kontraktion wiedergibt;
Figur 12: ein Diagramm eines programmierten "Blanking" einer Dauer von weniger als 32 ms;
Figur 13: ein Diagramm eines programmierten "Blanking" einer Dauer von mehr als 32 ms;
Figur 14: ein Diagramm eines automatischen "Blanking";
Figur 15: ein Ablaufdiagramm des Tests hinsichtlich des Nebensprechens;
Figur 16: ein Ablaufdiagramm der Verarbeitung des automatischen "Blanking";
Figur 17: ein Ablaufdiagramm des Algorithmus zur automatischen Empfindlichkeitsregelung.
Gemäß Figur 1 umfaßt die elektronische Kette der Akquisition des Herzsignals im wesentlichen: ein passives Filter niit großen Paßband 1; einen Verstärker 2 geringer Verstärkung, mit geschalteten bzw. schaltbaren Kapazitäten; einen Analog/Digital-Wandler 3 mit variabler Frequenz und Schrittweite; eine die Funktion der Erfassung der Herzaktivität realisierende Mikro-Steuerungseinrichtung 4, die es erlaubt, eine Anpassung an auf Stimulationen und Nebensprechen bedingte Phänomene durchzuführen, und die das Messen der Amplitude des erfaßten Ereignisses erlaubt; und einen den Betrieb des Herzschrittmachers überwachenden Mikroprozessor 5, der insbesondere die Funktion der automatischen Empfindlichkeitsregelung sicherstellt.
Die Bezugszahlen 10a, 10b, 11a, 11b und 12 bis 16 bezeichnen Anschlüsse zur elektrischen Verbindung, die Bezugszahl 14 bezeichnet den Ausgangsanschluß der elektronischen Kette.
Die Figur 2 zeigt ein ausführliches Schaltbild des Filters 1. Die von den Endokardio-Sonden stammenden Signale gelangen an 10a und 10b in das Filter 1 und verlassen dieses an 11a und 11b. Der Eingang 10a ist an den abgewandten Abschnitt der Sonde angeschlossen, während der Eingang 10b entweder am Gehäuse des Herzschrittmachers bei einem einphasigen Empfang, oder am zugewandten Abschnitt der Sonde bei einem zweiphasigen Empfang angeschlossen ist. Die Umschalteinrichtung 17a, 17b, der durch das Signal BLANK gesteuert ist, erlaubt die Isolation der Kette der Akquisition der Sonden, um insbesondere die elektronischen Bauteile bei Stimulationsimpulsen zu schützen.
Der durch die Kapazität CO (CO') und den Widerstand am Eingang des Verstärkers Req (Req') gebildete Pol geringer Frequenz liegt bei 0,1 Hz. Die erste Polstelle hoher Frequenz, die durch den Widerstand R1 (R1') und die Kapazität bzw. den Kondensator C1 (C1') gebildet ist, liegt bei 80 Hz. Die zweite, durch den Widerstand R2 (R2') und die Kapazität C2 (C2') gebildete Polstelle hoher Frequenz liegt bei 3 kHz Die Tatsache, daß die niedrigen Frequenzen nicht gefiltert werden, bietet einen zweifachen Vorteil:
- keine Verformung der Stimulationssignale, daher eine fehlerfreiemessung des Parameters der Wirksamkeit der Stimulation,
- keine Verformung der spontanen Signale geringer Frequenz (Extrasystolen ES, T-Zacken, usw.) um diese Kette der Akquisition zur Übertragung eines endokavitären Elektrokardiogramms (EKG) zu benutzen.
Die Polstelle von 80 Hz entspricht der höchsten Frequenz der empfangenen Signale (P- und/oder R-Zacken) Der Pol von 3 kHz bildet einen Schutz gegen elektromagnetische Interferenzen und erlaubt es, die europäische Norm NF EN50 061 hinsichtlich der Sicherheit implantierbarer Herzschrittmacher zu erfüllen.
Die Figur 3 zeigt ein Schaltbild des Verstärkers 2 mit geschalteten bzw. schaltbaren Kapazitäten. Dieses Prinzip wird zur Verringerung der Anzahl elektronischer externer Bauelemente verwendet, indem diese in den elektronischen Chip bzw. Halbleiterbaustein integriert werden, um die Abmessungen des elektronischen Schaltkreises in dem implantierten Herzschrittmacher zu verringern. Der Verstärker 2 mit geschalteten Kapazitäten umfaßt im wesentlichen einen Differenzverstärker 22, Kapazitäten C3, C3', C4, C4' und C5, und Schalteinrichtungen 18a, 18b, 19a, 19b, 20 und 21. Die Schalteinrichtungen 18a bis 19b sind durch das Signal Phl eines ersten Taktgebers gesteuert. Die Schalteinrichtungen 20 und 21 sind durch das Signal Ph2 eines zweiten Taktgebers gesteuert.
Diese beiden unterschiedlichen Taktgeber geben jeweils das Signal Ph1 bzw. Ph2 ab, die nie gleichzeitig aktiv sind, wie im rechten Teil der Figur 3 dargestellt. Während der aktiven Phase des Signals Ph1 des ersten Taktgebers sind die Schalteinrichtungen 18a bis 19b geschlossen und die Schalteinrichtungen 20 und 21 sind offen. Die Kapazitäten C3 und C3' werden jeweils über die Anschlüsse 11a und 11b auf die von dem Filter 1 kommende Spannung geladen. Die Kapazitäten C4 und C4' werden entladen.
Am Ende der aktiven Phase des Signals Ph1 werden die Schalteinrichtungen 18a bis 19b geöffnet und die Ladungen der Kapazitäten C3' werden jeweils zwischen den Kapazitäten C3 und C4 einerseits und C3' und C4' andererseits verteilt.
Während der aktiven Phase des Signals Ph2 des zweiten Taktgebers sind die Schalteinrichtungen 20 und 21 geschlossen. Die Differenz der Signale hinsichtlich ihrer an den Kapazitäten C3 und C3' vorliegenden Spannung wird mittels des Differenzverstärkers 22 im Verhältnis C3/C4 verstärkt, und das Ergebnis wird in der Kapazität C5 gespeichert.
Die Verstärkung ist durch das Verhältnis der beiden Kapazitäten realisiert, wobei es möglich ist, dieses Verhältnis einzustellen, um am Ausgang eine maximale Dynamik bereitzustellen.
Das Interesse an einer großen Dynamik beruht auf der Tatsache, daß der Parameter der Wirksamkeit der Stimulation leicht gemessen werden kann. Tatsächlich werden die Stimulationssignale weder durch eine Filterung der tiefen Frequenzen aufgrund des Paßbandes des Filters 1, noch durch eine Sättigung des Verstärkers aufgrund der Verstärkungswahl verformt.
Als Beispiel kann im Fall einer aurikulären Herzsonde die Verstärkung auf etwa 40 eingestellt werden, und im Fall einer ventrikulären Sonde kann die Verstärkung auf etwa 15 eingestellt werden.
Die Differenzverstärkung der Gesamtheit des Filters 1 und des Verstärkers 2 ist in Figur 4 dargestellt.
Figur 5 stellt einen Deltamodulations-Analog/Digital- Wandler dar, der im wesentlichen einen Vergleicher 24, einen Zähler 23 und einen Digital/Analog-Wandler 25 umfaßt.
Gemäß dem Prinzip der Deltamodulation wird das Ergebnis einer gemessenen Differenz (Delta) moduliert, unabhängig davon, wie groß die Amplitude der Veränderung des Eingangssignals ist.
Der prinzipielle Nachteil eines Deltamodulations- Analog/Digital-Wandlers besteht darin, daß man einem eine schnelle Veränderung der Amplitude aufweisenden Signal nicht korrekt folgen kann, weil die Digitalisierung aufgrund einer Inkrementierung oder Dekrementierung um einen Schritt des Zählers bei jedem Abtastwert erfolgt.
Die Bedeutung der erfindungsgemäßen Anordnung liegt darin begründet, daß die Frequenz und die Schrittweite des Wandlers als Funktion der Veränderungen des erfaßten Signals modifiziert werden können. Tatsächlich gibt der nachfolgend beschriebene Erfassungsalgorithmus Auskunft bezüglich der Amplitudenveränderungen, die das von der Herzsonde kommende Signal erfährt. Wenn das vom Herzmuskel kommende Signal keine Veränderungen aufweist, erfolgt die Wandlung mit einer Grundfrequenz von beispielsweise gleich 1 kHz. Im Gegensatz dazu stellt sich der Wandler, wenn der Impulsboden des Signals Veränderungen aufweist, beispielsweise aufgrund des Vorliegens eines Ereignisses oder einer Stimulation, auf eine höhere Frequenz ein, beispielsweise auf 4 kHz, wodurch dem Signal korrekt gefolgt werden kann.
Die Schrittweite des Wandlers kann gleichfalls als Funktion der programmierten Empfindlichkeit modifiziert werden, d.h., daß die Schrittweite der Inkrementierung nicht nur gleich einem LSB (Bit mit der geringsten Bedeutung) sondern beispielsweise 2, 4 oder 8 LSB sein kann. Aufgrund der Regelung des Analog/Digital-Wandlers mit einer kleinen Schrittweite, beispielsweise von 1 oder 2 LSB, ist es möglich, eine höhere bzw. bessere Präzision zu erhalten, wobei im Gegensatz dazu die Tatsache der Regelung mit eine größeren Schrittweite das Erhalten einer größeren Dynamik ermöglicht. Es muß daher ein Kompromiß zwischen der gewünschten Empfindlichkeit und der gewünschten Präzision gefunden werden. Bei dem Ausführungsbeispiel wurde eine Wandlungstabelle geschaffen, um für jede Empfindlichkeit die der normalen Frequenz entsprechende Schrittweite und die der beschleunigten Frequenz entsprechende Schrittweite festzulegen.
Der Vorteil eines derartigen Prinzips besteht in der Anpassung der Frequenz und der Schrittweite des Analog/Digital- Wandlers als Funktion des zu wandelnden Signals, und aufgrund dieser Tatsache, in der Anpassung des Verbrauchs als Funktion des Bedarfs.
Gemäß Figur 5 kommt das von dem Verstärker 2 stammende und jede Millisekunde aktualisierte Signal am Anschluß 12 an, und wird nach der Digitalisierung über die Sammelleitung bzw. den Bus 13 ausgegeben. Die Steuerung der Frequenzänderung des Zählbetriebs und der Änderung der Schrittweite des Zählens kommt über die Sammelleitung bzw. den Bus 15 von der Mikro-Steuerungseinrichtung 4 her an, die in Echtzeit arbeitet und die der Erfassung gewidmet ist. Ein Algorithmus zur Erfassung von Herzereignissen ist in dieser Mikro- Steuerungseinrichtung integriert.
Das Prinzip des Algorithmus beruht auf der Suche nach einer Amplitudenveränderung während einer festgelegten Dauer, die zwischen 6 und 12 ms liegt und im beschriebenen Beispiel 9 ms. Beträgt. Dieses Prinzip ist der Berechnung der mittleren Steigung des empfangenen Signals über 9 ms äquivalent.
Das Prinzip der Berechnung der Steigung des auf die Herzaktivität zurückgehenden Signals wurde bereits von D.W. Davies in dem Patent US 4 905 708 beschrieben, um unterschiedliche Arrhythmien bzw. Herzschlagunregelmäßigkeiten zu unterscheiden.
Der vorgeschlagene Algorithmus ermittelt zu jedem Zeitpunkt t der Abtastung die Differenz zwischen dem Wert x0 der Abtastung zum Zeitpunkt t und dem zum Zeitpunkt (t-9) abgetasteten Wert x9. Zu diesem Zweck bewahrt er die zehn letzten von dem Analog/Digital-Wandler (ADW) stammenden Abtastwerte im Speicher auf und versetzt diese zu jedem Zeitpunkt der Datenerfassung t um einen Wert.
Der Absolutwert der zuvor berechneten Differenz (x0-x9) wird mit einer als Beschleunigungsschwelle bezeichneten ersten Schwelle verglichen. Wenn diese Schwelle überschritten ist, wird der ADW mit der hohen Frequenz (beispielsweise 4 kHz, wenn seine Grundfrequenz des Betriebs beispielsweise 1 kHz beträgt) während einer vorbestimmten Periode von im beschriebenen Beispiel 4 ms in Betrieb genommen, wobei dies zyklisch bei jeder Überschreitung der Beschleunigungsschwelle erneut erfolgt, wobei die Schrittweite des Zählers des ADW gleichfalls gemäß der programmierten Empfindlichkeit modifiziert werden kann.
Der Absolutwert (ABS) der Differenz (x0-x9) wird dann mit einer zweiten, als Erfassungsschwelle bezeichneten Schwelle entsprechend der programmierten Empfindlichkeit verglichen. Wenn die zweite Schwelle überschritten ist, wird die Erfassung eines Ereignisses angezeigt.
Zur Anzeige des Vorliegens eines Herzereignisses ist es erfindungsgemäß gleichfalls vorgesehen, eine Beschränkung auf das Vorzeichen der Differenz (x0-x9) in dem Fall hinzuzufügen, in dem letztere oberhalb der Erfassungsschwelle liegt, um diese Überschreitung der Schwelle so zu berücksichtigen, als wäre sie auf das Vorliegen einer spontanen Kontraktion und nicht auf eine durch andere Phänomene bedingte Veränderung des Impulsbodens zurückzuführen. Diese Beschränkung des Vorzeichens wird nur nach einer Stimulation und im Fall des Nebensprechens auferlegt.
Die Modifikationen der Frequenz und der Schrittweite des ADW erfolgen über die Sammelleitung bzw. den Bus 15 (Figur 5). Die Schwellen der Erfassung und der Beschleunigung werden der Mikro-Steuerungseinrichtung 4 vpn dem Mikroprozessor 5 zugeführt. Eine Erfassung eines Ereignisses wird anderen Abschnitten des Herzschrittmachers über den Signalausgang 14 (Figur 1) angezeigt.
Figur 6 stellt ein Ablaufdiagramm des Hauptalgorithmus der Erfassung von endokavitären Herzereignissen dar. Hinsichtlich der Beschränkung des Vorzeichens ist diese aktiv (JA) oder inaktiv (NEIN).
Eine Phase der Nachstellung des Signals ist nach einer Stimulation vorgesehen.
Im Fall der Stimulation (Stim.) beginnt in der stimulierten Kammer eine absolute Refraktärphase (PRA). Diese Phase, deren Dauer durch den behandelnden Arzt regelbar bzw. einstellbar ist, entspricht der Periode, während der die Herzmuskelzellen für jede Stimulierung unempfindlich sind.
Zu Beginn der PRA sind sowohl der Analog/Digital-Wandler (ADW) als auch der Erfassungsalgorithmus gesperrt, um den Energieverbrauch maximal zu reduzieren.
Eine andere Periode, die Untersuchungsperiode des Signals (PES [= "periode dvotudes du signal"]) genannt wird, ist in der PRA gemtaß der Darstellung der Figur 7 enthalten. Die PES besteht selbst aus zwei Perioden, die als Periode der Nachstellung bzw. Anpassung des Signals (PRS) und Periode der Vorerfassung (PPD) bezeichnet sind.
Zu Beginn der PRS, wird der ADW mit der hohen Frequenz und mit einer Schrittweite von 8 LSB wieder in Gang gesetzt. Diese Art des Betriebs erlaubt es, sich der großen Veränderung des Signals anzupassen, die aufgrund der Stimulation zwischen dem Beginn der PRA und dem Zeitpunkt der Reaktivierung des ADW hervorgerufen wurde, wie es die Figur 8 zeigt. Bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel ist die PRS auf 16 ms festgelegt, wodurch die Gesamtheit des seitens des ADW abgedeckten Bereichs abgedeckt werden kann.
Nach der PRS beginnt eine andere Periode, die als Periode der Vorerfassung (PPD) bezeichnet wird. Während dieser Periode werden die Frequenz und die Schrittweite des ADW erneut von dem Erfassungsalgorithmus verwaltet, d.h., daß er mit einer normalen Frequenz von 1 kHz und mit einer als normal bezeichneten Schrittweite arbeitet, und diese Parameter modifiziert werden können, wenn das Signal Veränderungen der Steigung aufweist.
Der Erfassungsalgorithmus wird zu Beginn der PPD erneut in Gang gesetzt. Während dieser im beschriebenen Ausführungsbeispiel auf 32 ms festgelegten Dauer werden, wenn eine oder mehrere Erfassungen auftreten, diese als durch eine Veränderung des Impulsbodens des Herzsignals aufgrund einer Stimulation bedingt angesehen. Das Vorzeichen der letzten Differenz (x0-x9), die eine Erfassung während der PPD bedingt hat, wird gespeichert. Das Ablaufdiagramm der Figur 9 stellt diesen Abschnitt der Verarbeitung dar.
Nach dem Ende der PRA wird eine zusätzliche Bedingung, die Beschränkung des Vorzeichens, hinzugefügt, um eine Erfassung so zu berücksichtigen, als wäre sie tatsächlich durch ein Ereignis bedingt. Diese Bedingung besteht in einem Vorzeichentest der Differenz (x0-x9). Lediglich die Differenzen (x0-x9), deren Vorzeichen umgekehrt zu dem gespeicherten ist und deren Absolutwert der Amplitude größer als die Erfassungsschwelle ist, werden als aufgrund eines Herzereignisses bedingt angesehen. Dieser Vorzeichentest wird durch das Ablaufdiagramm der Figur 10 beschrieben.
Diese Beschränkung auf das Vorzeichen der berechneten Steigung wird unterdrückt, wenn:
- der Absolutwert der Differenz (x0-x9) während einer gewissen, bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel auf 20 ms festgelegten Periode die Beschleunigungsschwelle nicht überschreitet (Figur 10). Diese letzte Bedingung zeigt an, daß der Impulsboden praktisch nicht mehr gestört ist;
- der Absolutwert der Differenz (x0-x9 die Erfassungsschwelle überschreitet, wobei ein Vorzeichen der Differenz (x0-x9) umgekehrt zum gespeicherten Vorzeichen ist, was der Erfassung eines Herzereignisses entspricht;
- 400 ms nach der Stimulation.
Eine Verarbeitung des Nebensprech-Phänomens ist vorgesehen.
Im Fall der aurikulären (ventrikulären) Stimulation kann das ventrikuläre (aurikuläre) Signal eine Auslenkung aufgrund eines Phänomens des Nebensprechens aufweisen. Die Figur 11 stellt dieses Phänomen bei dem ventrikulären Signal bei einer aurikulären Stimulation dar, unter Ausschluß der zwischen den Zeiten 1850 und 1900 dargestellten spontanen ventrikulären Kontraktion, die aufgrund der aurikulären Stimulation hervorgerufen ist, wobei das ventrikuläre Signal dem Nebensprechen entspricht. Diese Auslenkung kann mehr oder weniger bedeutsam sein, in Abhängigkeit der Energie der aurikulären Stimulation, der Eigenschaften der Sonden (Materialoberfläche) und der Betriebsart der Stimulation und der Erfassung (einphasig, zweiphasig).
Das Phänomen des Nebensprechens ist in der Literatur in allgemeiner Weise von C. D. Johnson in "Atrial Synchronous Ventricular Inhibited (VDD) Pacemaker-Mediated Arrhythmia Due. to Atrial Undersensing and Atrial Lead Oversensing of Far-Field Ventricular Afterpotentials of Paced Beats: Cross-talk", Pace, Band 9, Seiten 710-719 und in einer spezielleren Weise von W. J. Combs at. al. in "Cross-Talk in Bipolar Pacemakers", T, Pace, Band 12, Seiten 1613-1621 beschrieben.
Bei einer aurikulären Stimulation beginnt eine als "Blanking" (bzw. Austastung) bezeichnete Periode. Die Dauer des "Blanking" wird herkömmlicherweise durch den behandelnden Arzt als Funktion des bei einem endokavitären EKG beobachteten Nebensprechens programmiert.
Die Erfindung hat den Vorteil, entweder mit einer programmierten Dauer des "Blanking" zu arbeiten, oder mit einer sich automatisch als Funktion der Größe des bei dem Signal vorliegenden Nebensprechens einstellenden Dauer des "Blanking" zu arbeiten.
Das Patent US 4 974 589 beschreibt ein Verfahren zur automatischen Regelung der Periode des "Blanking" durch erneutes Auslösen einer Abhörperiode bei jeder ventrikulären Erfassung nach einer aurikulären Stimulation. Die Periode des "Blanking" wird als abgeschlossen angesehen, wenn keine Erfassung während der Abhörperiode aufgezeichnet wird, wobei indessen ein Maximalwert der Dauer des "Blanking" von beispielsweise 50 ms nicht überschritten werden soll.
Unabhängig von der Art des gewählten "Blanking" (programmiert oder automatisch) speichert der Erfassungsalgorithmus den Wert des Impulsbodens (VLB) im Moment der Stimulation und hält dann an. Dann beginnt eine erste Periode, die als Periode des Nicht-Abhörens (PNE) bezeichnet wird, und während der die Kette der ventrikulären Erfassung des Herzschrittmachers von den Sonden abgetrennt ist (das Signal BLANK ist aktiv (Figur 2)). Im beschriebenen Ausführungsbeispiel ist die Dauer dieser Periode auf 14 ms festgelegt. Dieses Verfahren wird sehr häufig verwendet, um die am Eingang der Kette der Akquisition angeordneten elektronischen Bauteile gegen Überspannungsphänomene aufgrund der Stimulation zu schützen.
Weiterhin ist es notwendig, das programmierte "Blanking" von dem automatischen "Blanking" zu unterscheiden. Für eine seitens des Arztes programmierte Dauer des "Blanking" liegen zwei Arten möglicher Verarbeitung vor:
Für eine kurze programmierte Dauer des "Blanking", die beim beschriebenen Ausführungsbeispiel kleiner als 32 ms ist, wird der ADW am Ende der PNE mit einer hohen Frequenz bei einer der programmierten Empfindlichkeit entsprechenden Schrittweite in Betrieb genommen, und dies bis zum Ende der Periode des "Blanking" (Figur 12).
Für eine Dauer des programmierten "Blanking" von mehr als 32 ms wird der ADW am Ende der PNE mit einer hohen Frequenz bei einer Schrittweite von 8 LSB in Betrieb genommen, und dies während einer als Signalverfolgungsperiode (PSS) bezeichneten Periode von 16 ms. Diese Lösung wird eingesetzt, denn, wenn der Arzt eine große Dauer des "Blanking" programmiert, bedeutet dieses, daß die beobachtete Auslenkung gleichfalls groß ist. Durch diesen Bias ist es möglich, einer großen und schnellen Signaländerung korrekt zu folgen (Figur 13).
Für eine Dauer des automatisch geregelten "Blanking" wird der ADW am Ende der PNE mit einer hohen Frequenz bei einer Schrittweite von 8 LSB in Betrieb genommen. Der Algorithmus der Erfassung wird gleichfalls am Ende der PNE reaktiviert. Am Ende der PNE beginnt eine Periode, die Signalverfolgungsperiode (PPS) genannt wird, während der der Algorithmus einen Test bezüglich des Endes des "Blanking" durchführt. Ist dieser Test einmal bestätigt, ist die Periode des "Blanking" beendet (Figur 14). Der Test bezüglich des Endes des "Blanking" ist nachfolgend dargelegt.
Bei einer manuellen Regelung der Dauer des "Blanking" wird der Algorithmus der Erfassung am Ende des "Blanking" erneut in Gang gesetzt, wobei dies mittels eines von dem Mikroprozessor stammenden Befehls erfolgt; er beginnt mit der Erfassung des vorliegenden Wertes am Ausgang des ADWs, der als Endwert des "Blanking" (VFB) bezeichnet wird, und er führt einen Test hinsichtlich des Nebensprechens aus, welcher im Messen der Amplitude und des Vorzeichens der Auslenkung am Ende des "Blanking" besteht. Diese Amplitude wird durch die Differenz zwischen dem Wert VFB und dem Wert VLB berechnet:
- Wenn der Absolutwert der Amplitude der Auslenkung aufgrund der aurikulären Stimulation kleiner ist als die programmierte Erfassungsschwelle, dann erfolgt die Erfassung auf normale Weise ohne Beschränkung des Vorzeichens;
- Wenn der Absolutwert dieser Amplitude größer als die programmierte Erfassungsschwelle ist, besteht ein Risiko der Erfassung eines aufgrund der Auslenkung bedingten Signals. Deshalb wird eine Erfassung eines Ereignisses zum Zeitpunkt t nur angezeigt, wenn der zum Zeitpunkt t berechnete Differenzwert (x0-x9) größer als die Schwelle ist und wenn das Vorzeichen dieser Differenz das gleiche wie jenes der Auslenkung ist.
Diese Beschränkung auf das Vorzeichen der berechneten Steigung wird beseitigt, wenn während einer Periode von beispielsweise 20 ms der Absolutwert der Differenz (x0-x9), also ABS (x0-x9) die Beschleunigungsschwelle nicht überschreitet (Figur 10). Diese letzte Bedingung zeigt an, daß der Impulsboden praktisch nicht beeinträchtigt ist.
Diese Lösung setzt als selbstverständlich voraus, daß die Periode des "Blanking" die erste Steigung der Auslenkung überdeckt.
Bei einer automatischen Regelung der Dauer des "Blanking" beruht der Test bezüglich des Endes des "Blanking" auf dem zweifachen Kriterium der Umkehr der mittleren Steigung (x0- x9) oder einer sehr gering werdenden mittleren Steigung (x0-x9). Tatsächlich kann man, wenn die Vorzeichen zweier aufeinanderfolgender Differenzen (x0-x9) unterschiedlich sind oder wenn der Absolutwert der Differenz (x0-x9) kleiner als die Beschleunigungsschwelle wird, annehmen, daß das Signal seine maximale Auslenkung aufweist (Figur 16). Ist diese Umkehr einmal aufgefunden, betrachtet der Algorithmus der Erfassung die Periode des "Blanking" als beendet und er verwirklicht den gleichen Test hinsichtlich des Nebensprechens, der vorstehend beschrieben ist (Figur 15).
Eine maximale Periode, während der diese Umkehr auftreten muß, ist vorab festgelegt, um zu verhindern, daß zu lange in der Periode des "Blanking" verblieben wird, wenn das Signal eine Anomalie aufweist. Diese Periode wird als "maximales Blanking" BMAXI bezeichnet (Figur 14).
Wie vorstehend beschrieben, beruht das Prinzip der Erfassung eines Herzereignisses auf dem Vergleich zwischen der mittleren Steigung des Signals über eine Dauer von 6-12 ms, vorzugsweise von 9 ms, und einem als Erfassungsschwelle bezeichneten, seitens des behandelnden Arztes regelbaren bzw. einstellbaren Wert.
Zahlreiche Studien zeigen, daß die Amplitude und die Form der P- und R-Zacken insbesondere in Abhängigkeit von physischer Aktivität, Streß, der Entwicklung der Krankheit usw. zeitlich veränderlich sind. Aufgrund dieser Tatsache kann sich die seitens des behandelnden Arztes am Tag der Implantation eingestellte Empfindlichkeit als entweder zu gering in einigen Fällen herausstellen, daher zum Fehlen der Erfassung der spontanen Aktivität führen, oder als zu groß beim Vorliegen von Störsignalen herausstellen, daher zu einer ständigen Erfassung führen. In beiden Fällen wird der Herzschrittmacher einen Stimulationsimpuls am Ende jedes Abhörzyklus abgeben.
Im Gegensatz zum Verlust der Erfassung besteht die Lösung darin, eine automatische Empfindlichkeitsregelung zu verwirklichen. In diesem Zusammenhang sind zwei Möglichkeiten zu berücksichtigen:
Die Patente US 4 768 511 sowie US 4 766 902 betreffen eine automatische Empfindlichkeitsregelung aufgrund eines Vergleichs der Amplitude des empfangenen Signals mit zwei Schwellenwerten. Im Rahmen der Erfindung wird die Empfindlichkeit als gut geregelt angesehen, wenn die erste Schwelle, jedoch nicht die zweite überschritten wird, die Empfindlichkeit ist zu groß, wenn beide Schwellen überschritten werden, und die Empfindlichkeit ist zu gering, wenn keine der beiden Schwellen überschritten wird. Die Erfassungsschwelle wird daher gemäß den vorstehend angegebenen Bedingungen modifiziert.
In den Patenten EP 0 349 130 sowie US 4 827 934 wird das gleiche Prinzip zur Suche der guten Empfindlichkeit verwendet, wobei jedoch im Fall der Korrektur der Empfindlichkeit nicht die Erfassungsschwelle verändert wird, sondern die Verstärkung der Erfassungskette.
In dem Patent US 4 708 144 ist die Suche nach der Empfindlichkeit gemäß einem Verfahren realisiert, das in der Suche nach dem Maximalwert der Amplitude des zu erfassenden Signals besteht, und in der Realisierung eines Mittelwerts mit dem Maximalwert des vorhergehenden Ereignisses besteht. Die Empfindlichkeit wird aufgrund einer Änderung der Verstärkung der Erfassungskette modifiziert.
Das in Betracht gezogene Prinzip besteht in der Suche nach dem Maximalwert des Absolutwerts der Differenz (x0-x9), bei der Erfassung eines Ereignisses, und in der Berechnung des Mittelwerts der Maximalwerte mehrerer vorhergehender erfaßter Ereignisse, um die neue Empfindlichkeit festzulegen.
Zum Erhalten dieses Maximalwerts wird bei der Erfassung eines Ereignisses eine Periode zur Suche des Maximums (PRM) ausgelöst, die bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel auf 48 ms festgelegt ist und während der der Absolutwert der Differenz (x0-x9) mit einem als MAX bezeichneten und zu Beginn der PRM auf Null initialisierten Wert verglichen wird. Wenn der Absolutwert der Differenz (x0-x9) größer als der Wert MAX ist, dann nimmt MAX den Wert des Absolutwerts der Differenz (x0-x9) an. Dieser Vorgang wird durch die zur Erfassung bestimmte Mikro-Steuerungseinrichtung 4 realisiert.
Am Ende der PRM wird der die Gesamtheit des Betriebs des Herzschrittmachers überwachende Mikroprozessor 5 den Wert MAX über die Sammelleitung bzw. den Bus 16 (Figur 1) lesen und den Mittelwert der acht letzten im Speicher gespeicherten Werte MAX berechnen.
Der Mikroprozessor 5 berechnet eine Zwischenschwelle, die auf einen gewissen Prozentsatz des Mittelwerts der acht Werte MAX festgelegt ist. Im beschriebenen Ausführungsbeispiel wird für diesen Prozentsatz 37,5 % in Betracht gezogen.
Der Mikroprozessor 5 besitzt einen Tabellenspeicher, in dem sich alle Empfindlichkeiten befinden, die bei diesem programmierbar sind, sowie die Erfassungsschwellen, die Beschleunigungsschwellen und die entsprechenden Frequenzen und die Schrittweiten des ADW.
Wenn die Zwischenschwelle kleiner ist als die programmierte Erfassungsschwelle, dann ist die neue Erfassungsschwelle diejenige, die in der Tabelle der programmierten Erfassungsschwelle unmittelbar kleiner ist.
Wenn die Zwischenschwelle größer ist als die direkt größere Erfassungsschwelle in der Tabelle der programmierten Erfassungsschwellen, dann ist die neue Erfassungsschwelle die größere Schwelle in der Tabelle programmierter Schwellenwerte.
Bei der Initialisierung wird die anfängliche Empfindlichkeit durch den behandelnden Arzt programmiert. Standardmäßig betragen diese Werte 1,0 mV im Herzohr bis 2,2 mV im Ventrikel. Die acht Werte MAX werden auf die programmierte Empfindlichkeit, geteilt durch 0,375 initialisiert.
Im Fall der Stimulation entspricht der in Betracht gezogene Wert MAX dem anfänglichen Wert MAX, nämlich der anfänglichen Empfindlichkeit dividiert durch den in Betracht gezogenen Prozentsatz, der beim vorliegenden Ausführungsbeispiel 0,375 beträgt. Gemäß diesem Prinzip hat die programmierte Empfindlichkeit am Ende von acht aufeinanderfolgenden Stimulationen den Wert der anfänglichen Empfindlichkeit.
Das Ablaufdiagramm des Algorithmus zur automatischen Empfindlichkeitsregelung ist in Figur 17 beschrieben.
Einer der Vorteile der vorliegenden Erfindung besteht in einer Verringerung der Anzahl externer elektronischer Bauteile und in einer größeren Integration von Bauteilen in dem Halbleiterchip aufgrund schaltbarer Kapazitäten des Verstärkers.
Ein weiterer Vorteil, der mit dem großen Paßband des Filters und der großen Dynamik des Verstärkers verbunden ist, ist der, daß eine einzige elektronische Kette zur Akquisition und zur Erfassung der Herzaktivität gleichzeitig zum Betrieb des Herzschrittmachers und zum Abhören des EKG in Telemetrie verwendet wird.
Noch ein weiterer Vorteil der Erfindung besteht in der Angabe eines noch anpassungsfähigeren Erfassungsalgorithmus.
Diese Vorteile ergeben sich aus der Tatsache, daß das Filter mit großem Durchlaßband und der Verstärker mit großer Dynamik ein nicht verformtes Herzsignal bereitstellen, das digitalisiert wird und nachfolgend das einzige Objekt einer Verarbeitung darstellt.

Claims

1. Implantierbarer Herzschrittmacher, bei dem die elektronische Kette der Akquisition und Erfassung der endokavitären Herztätigkeit ein passives Filter, einen Verstärker mit geschalteten Kapazitäten, einen Analog-Digital-Wandler, einen Mikropozessor und einen Algorithmus umfaßt, um die Erfassung spontaner Herz-Ereignisse sicherzustellen, dadurch gekennzeichnet, daß

- das Filter (1) ein Paßband aufweist, das sich etwa von 0,1 bis 80 Hz erstreckt;

- der Verstärker (2) an seinem Ausgang eine Dynamik von etwa 0,8 V und eine Verstärkung kleiner 50 aufweist ;

- der Analog-Digital-Wandler (3) mit Deltamodulation arbeitet, wobei die Frequenz und Schrittweite variabel sind und in Abhängigkeit des zu wandelnden Signals angepaßt sind.

2. Herzschrittnacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Analog-Digital-Wandler mit zwei Frequenzen arbeitet, wobei die eine bei etwa 1 kHz und die andere bei etwa 4 kHz liegt.

3. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die elektronische Kette der Akquisition undder Erfassung der Herztätigkeit ein breites Paßband, eine geringe Verstärkung und eine große Dynamik aufweist, um die Erfassung der spontanen aurikulären und/oder ventrikulären Ereignisse, die Messung des Parameters der Stimulationswirksamkeit und die Übertragung eines endokavitären Elektrokardiogramms (EKG) mittels Telemetrie sicherzustellen.

4. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß er mit einer automatischen Regelung der "Blanking"-Periode versehen ist.

5. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß er mit einer automatischen Empfindlichkeitsregelung versehen ist.

6. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Steuerung des Frequenzwechsels und des Schrittwechsels des Analog-Digital-Wandlers durch einen Vergleich des Absolutwerts der Amplitudenänderung des aufgenommenen Signals während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, mit einer als Beschleunigungsschwelle bezeichneten Schwelle erfolgt.

7. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Erfassung eines spontanen aurikulären oder ventrikulären Herz-Ereignissses mittels eines Vergleichs des Absolutwerts der Amplitudenänderung des aufgenommenen Signals während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, mit einer Erfassungsschwelle genannten Schwelle erfolgt.

8. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Erfassungsfunktion eines aurikulären oder ventrikulären Herz-Ereignisses mittels digitaler Verarbeitung durch einen entsprechenden Mikrocontroller realisiert ist.

9. Herzschrittmacher nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß das Vorzeichen einer Amplitudenänderung des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, vor dem Ende der absoluten Refraktärphase (PRA) aufgenommenen Signals, die größer als die Erfassungsschwelle ist, gespeichert ist, und die Erfassung eines spontanen Ereignisses nach der PRA nur angezeigt wird, wenn der Absolutwert der Amplitudenänderung des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen Signals größer als die Erfassungsschwelle ist und das Vorzeichen dieser Änderung entgegengesetzt zu dem während der PRA gespeicherten ist.

10. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Dauer des ventrikulären "Blanking" manuell oder automatisch regelbar ist, und im Fall einer automatischen Regelung die Dauer des "Blanking" bei jeder aurikulären Stimulation als Funktion der Amplitude des Nebensprechens eingestellt wird.

11. Herzschrittmacher nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß im Verlauf einer automatischen Regelung der Dauer des "Blanking" das Ende desselben erhalten wird, wenn das Vorzeichen sich zwischen zwei aufeinanderfolgenden Änderungen des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen Signals umkehrt.

12. Herzschrittmacher nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Amplitude der Auslenkung des auf eine aurikuläre Stimulation folgenden ventrikulären Signals am Ende der "Blanking"-Periode gemessen wird, und das Vorzeichen dieser Auslenkung gespeichert wird und, wenn die Amplitude dieser Auslenkung größer als die Erfassungsschwelle ist, am Ende der "Blanking"-Periode lediglich die Absolutwerte der Amplitudenänderungen des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen ventrikulären Signals, die größer als die Erfassungsschwelle sind, und deren Vorzeichen identisch mit dem der Auslenkung ist, als solche berücksichtigt werden, die durch das Vorliegen eines ventrikulären Ereignisses bedingt sind, und im gegensätzlichen Fall die Erfassung ohne Beschränkung des Vorzeichens realisiert wird.

13. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei einer automatischen Empfindlichkeitsregelung eine Suche nach dem Absolutwert der maximalen Amplitudenänderung des während einer Dauer von 6 bis 12 ms, vorzugsweise 9 ms, aufgenommenen Signals auf eine Erfassung eines spontanen aurikulären und/oder ventrikulären Herz-Ereignisses hin beginnt, und sich für eine Dauer von vorzugsweise 48 ms fortsetzt.

14. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei einer automatischen Empfindlichkeitsregelung die anfängliche Empfindlichkeit programmierbar ist, wobei dieser vorzugsweise mit 0,375 multiplizierte Wert im Fall der Stimulation die gesuchte maximale Amplitudenänderung nach einer Erfassung gemäß Anspruch 13 ersetzt.

15. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei einer automatischen Empfindlichkeitsregelung die neue Erfassungsschwelle auf einen gewissen Prozentsatz von vorzugsweise 37,5% des Mittelwerts der acht letzten maximalen Werte der Änderung des bei jeder Erfassung und Stimulation aufgenommenen Signals uber 9 ms festgelegt wird.