DE3732699C2 - Implantierbarer Herzschrittmacher - Google Patents

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen implantierbaren Herzschrittmacher. Ins­ besondere geht es um die Ausschaltung von Rauschen in aufgenommenen Herzsignalen.

Typische neuere Herzschrittmacher haben die Möglichkeit, sowohl eine Herz­ signalaufnahme als auch eine Herzschrittstimulierung durchzuführen. Obwohl die Erfindung bei jeglichem Herzschrittmacher mit einem Signal-Aufnahmekanal, in dem Rauschen auszuschalten ist, Anwendung finden kann, kann die Erfindung am leichtesten verstanden werden anhand eines einfachen VVI-Herz­ schrittmachers. Die Elektroden werden sowohl für die Abgabe eines Stimulus­ impulses als auch für die Aufnahme des Signals eines spontanen Herzschlags benutzt. Typisch wird im Anschluß an einen Herzschlag, sei er spontan oder an­ geregt, ein Aufnahmezeitraum eingeleitet, und zwar im allgemeinen im Anschluß an einen ersten Zeitabschnitt, während dessen eine Signalaufnahme nicht mög­ lich ist. Wenn am Ende eines Aufnahmeintervalls kein Signal eines spontanen Herzschlags aufgenommen ist, wird ein Herzstimulus erzeugt. Wird dagegen das Signal eines spontanen Herzschlages aufgenommen, unterbleibt die Erzeu­ gung eines Stimulusimpulses. Mit einem neuen Herzschlag wird der Zyklus wiederholt.

Es ist offensichtlich, daß Rauschen in dem Aufnahmekanal Anlaß für einen feh­ lerhaften Betrieb geben kann. Im schlimmsten Fall wird, wenn ein Dauerrauschen durch den Herzschrittmacher als ein Signal eines rhythmischen Herzschlages interpretiert wird, kein Stimulusimpuls erzeugt, selbst wenn das Herz nicht ordentlich schlägt. Es ist offensichtlich, daß Mittel für die Ausschaltung von Rauschen von großem Interesse bei Herzschrittmachern sind.

Bei Herzschrittmachern ist es übliche Technik, absolute und relative Refraktär­ phasen vorzusehen, um das Restpotential eines Stimulusimpulses und/oder der Herzantwort abzuleiten. Die absolute Refraktärphase (ARP) ist ein festes Zeit­ intervall, das unmittelbar auf einen angeregten oder aufgenommenen Herz­ schlag folgt und während dem jegliche Signalaufnahme ausgeschlossen ist. Die relative Refraktärphase (RRP) folgt der ARP. Während der RRP, während der das Restpotential eines Stimulusimpulses abgeleitet ist, sind die Herzsignale ruhig und Rauschen kann festgestellt werden. Das Vorsehen der RRP dient in der Tat dazu, Rauschen festzustellen. Ein typischer Herzschrittmacher weist eine Aufnahmesignalschwelle auf. Jedes aufgenommene Signal, dessen Größe oberhalb der Schwelle liegt, wird als repräsentativ für ein Herzereignis angesehen. Herzereignisse können jedoch nicht während der RRP aufge­ nommen werden, da die RRP zu früh nach dem Herzschlag liegen. Wenn daher während der RRP ein Signal aufgenommen wird, dessen Amplitude größer als die Schwelle ist, wird angenommen, daß es sich bei dem Signal um Rauschen handelt, und die RRP wird sofort wieder neu eingeleitet.

Solange RR-Phasen ablaufen, wird eine Signalaufnahme ausgeschlossen, aus­ genommen eine Signalaufnahme, die dazu dient, festzustellen, ob Rauschen vorhanden ist, so daß dann die RRP erneut eingeleitet werden kann. Wenn die RRP kontinuierlich immer wieder eingeleitet werden, wird ein Stimulusimpuls am Ende des Aufnahmeintervalls zwischen den Nerzschlägen erzeugt.

Bekannte Herzschrittmacher besitzen die Möglichkeit, zur Ausschaltung des Rauschens die Empfindlichkeit einzustellen. Die Empfindlichkeit ist die Größe eines Eingangssignals, das gerade ausreicht, damit der Herzschrittmacher ein Herzereignis feststellen kann. Durch eine Herabsetzung der Empfindlichkeit wird der Einfluß des Rauschens reduziert, da es nunmehr einer höheren Amplitude des Eingangssignals bedarf, um die Schwelle zu überschreiten.

Ein derartiger Herzschrittmacher ist beispielsweise aus der US 4 516 579 bekannt. Es wird eine bestimmte Schwelle gesetzt, unterhalb deren der Herz­ schrittmacher eingehende Signale als Rauschen interpretiert. Dieser Herzschritt­ macher versucht darüberhinaus, diejenigen Rauschsignale herauszufiltern, die auf symmetrischen Schwingungen beruhen und daher für die zu suchenden Herzereignissignale uncharakteristisch sind.

Aus der US 4 379 459 ist ein weiterer Herzschrittmacher bekannt, der durch das Vorprogrammieren bestimmter Signalschwellen eine Verbesserung zu erreichen versucht.

Diese bekannten Herzschrittmacher haben den Nachteil, daß sie nur bei kon­ tinuierlichem Rauschen wirksam sind, beispielsweise bei Rauschen, das von Effekten aus stromführenden Leitungen herrührt. Sie können jedoch kein Rau­ schen erkennen, das beispielsweise aus Muskelsignalen, also körpereigenen Funktionen, resultiert. Auch ein solches Muskelrauschen kann Anlaß für fehler­ hafte Anzeigen von Herzereignissen und damit für eine fehlerhafte Funktion des Herzschrittmachers sein.

Aufgabe der Erfindung ist es demgegenüber, einen implantierbaren Herzschritt­ macher anzugeben, mit dem auch Fehlfunktionen aufgrund von Muskelrau­ schen möglichst vermieden werden können.

Diese Aufgabe wird durch einen implantierbaren Herzschrittmacher gelöst mit Mitteln für die Aufnahme eines Herzsignals, Mitteln zum Vergleich der Amplitude des Herzsignals mit einem Schwellenwert (TH) für die Erkennung des Auftretens eines Herzereignisses, Mitteln zum Einleiten einer absoluten Refraktärphase (ARP) ohne Auswertung des Herzsignals im Anschluß an das Auftreten eines Herzereignisses, Mitteln zum Einleiten einer oder mehrerer relativer Refraktär­ phasen (RRP) im Anschluß an die absolute Refraktärphase (ARP), Mitteln, die beim Feststellen des Überschreitens des Schwellenwertes (TH) durch die Amplitude des Herzsignals während einer relativen Refraktärphase (RRP) die nächste relative Refraktärphase (RRP) einleiten und dabei den Schwellenwert (TH) anheben, Mitteln, die bei Feststellung einer Nichtüberschreitung des Schwellenwertes durch die Amplitude des Herzsignals während einer relativen Refraktärphase (RRP) im Anschluß an den Ablauf dieser relativen Refraktär­ phase (RRP) ein Zeitintervall einleiten, während dessen ein Herzereignis erwar­ tet und bei Nichteintreten ein entsprechendes Signal gegeben wird, und Mitteln, die den Schwellenwert (TH) nach Auftreten eines Herzereignisses wieder auf einen Ausgangswert (TH1) zurücksetzen.

Gemäß der Erfindung wird demnach der Schwellenpegel während jedes Herz­ zyklus verstellt. Im Anschluß an einen Herzschlag wird zunächst eine relativ niedrige Schwelle gesetzt. Während der ersten RRP wird das Rauschen in dem Eingangssignal im allgemeinen die Schwelle überschreiten. Das Spitzenein­ gangssignal, das während der ersten RRP aufgenommen wird, wird aufge­ zeichnet und die Ausgangsschwelle wird dann angehoben. Es wird eine weitere RRP gestartet, während der das gleiche auftritt. Das Verfahren wird fortgesetzt mit kontinuierlicher Anhebung der Schwelle. Es wird schließlich während einer RRP die Schwelle von dem aufgenommenen Herzsignal nicht überschritten. Diese Schwelle repräsentiert damit dann den Rauschpegel. Während des fol­ genden Aufnahmezeitintervalls, in der echte Herzaktivität erwartet wird, wird die Schwelle benutzt, die die gewünschte Schwelle ist, bei der kein Rauschen mehr festgestellt wird zuzüglich des vorher bestimmten Rauschpegels oder einer Funktion dieses Pegels. Nur wenn diese höhere Schwelle überschritten wird, wird angenommen, daß ein Herzereignis stattgefunden hat. Da der Betrag, der zu der gewünschten Schwelle hinzugefügt wird, während jedes Zyklus bestimmt wird im Gegensatz zum Stand der Technik, bei dem die Schwelle nur als Funktion eines kontinuierlichen Rauschens eingestellt wird, können mit dem System zur Ausschaltung des Rauschens nach der Erfindung auch Skelettmyopotentiale berücksichtigt werden, die nur zeitweise auftreten.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird im nachstehenden im einzelnen anhand der Zeichnungen beschrieben.

Fig. 1A zeigt die Zeitintervalle für die ARP, RRP und die Aufnahme von Herzsignalen ohne Rauschen.

Fig. 1B zeigt, wie eine RRP jeweils wieder eingeleitet wird, wenn während einer vorhergegangenen RRP Rauschen festgestellt ist.

Fig. 2A bis 2C zeigen drei aus dem Stand der Technik bekannte Systeme als Beispiele für die Wege, die bisher ein­ geschlagen worden sind, um Rauschen auszuschalten.

Fig. 3 zeigt in einem Blockschaltbild eine Ausführungsform der Erfindung.

Fig. 4 zeigt ein typisches Signal für Rauschen; auf diese Figur wird Bezug genommen bei der Erklärung, wie die Sehwelle bei dem System nach Fig. 3 während eines einzelnen Herzzyklus kontinuierlich angehoben wird.

Wie in Fig. 1A für einen typischen Herzschrittmacher dargestellt, folgt auf einen angeregten oder festgestellten spontanen Herz­ schlag eine absolute Refraktärphase (ARP) mit einer Zeitdauer von etwa 150 ms. Während der ARP ist eine Signalaufnahme ausge­ schlossen. Es folgt dann eine relative Refraktärphase (RRP) von 100 ms. Wenn das Eingangssignal während der RRP den Schwellen­ pegel nicht überschreitet, beginnt die normale Aufnahme oder Sensierung eines Herzsignals. Die Dauer des Signalaufnahme­ intervalls wird bestimmt durch die Rate des Herzschrittmachers. Der gesamte Zeitabstand zwischen zwei Herzschlägen liegt in der Größenordnung von 500 bis 1050 ms. Wenn die 250 ms der Refraktär­ phasen abgezogen werden, steht für eine Signalaufnahme ein Zeit­ intervall in der Größenordnung von 250 bis 800 ms zur Verfügung. Wenn der vorhergegangene Herzschlag spontan war, ist der Zeit­ intervall für die Signalaufnahme typisch etwas länger als wenn der vorhergehende Herzschlag stimuliert war, ein Merkmal, das als Hysterese bekannt ist. Während des Zeitintervalls der Signal­ aufnahme wartet der Schrittmacher auf einen natürlichen Herz­ schlag. Der Herzschrittmacher stimuliert das Herz nur dann, wenn die Zeitdauer zwischen den Herzschlägen abläuft, ohne daß ein natürlicher Herzschlag festgestellt worden ist. Eine neue ARP beginnt mit jedem Herzschlag, sei er nun angeregt oder spontan.

Das Zeitdiagramm der Fig. 1B zeigt, was auftritt, wenn während der ersten und auch darauffolgender RRP Rauschen festgestellt wird. Ein Eingangssignal größer als die Signalschwelle wird als Rauschen angenommen und die RRP wird unmittelbar wieder gestartet für einen Zeitraum von 100 ms. Falls ständig Rauschen vorhanden ist, wie in Fig. 1B angedeutet, bleibt die Signalaufnahmefunktion des Schrittmachers unterbrochen. Dies ist eine Sicherheits­ maßnahme, die sicherstellt, daß das Herz am Ende eines vorge­ gebenen Zeitabschnittes für die Signalaufnahme angeregt wird, wenn Rauschen vorhanden ist.

Es ist zu beachten, daß in Fig. 1A die gesamte Zeit zwischen dem Ende der ARP und dem nächsten Stimulusimpuls zwischen 350 und 900 ms liegt und daß dies die Summe der RRP und des Zeitinter­ valls für die Signalaufnahme ist. In Fig. 1B ist das gesamte Zeitintervall nur 350 bis 600 ms. Hier liegt keine Signalaufnahme vor, die es möglich macht, ein Herzschlagsignal festzustellen. Der Herzschrittmacher erzeugt damit einen Stimulusimpuls während jedes Zyklus. Um sicherzustellen, daß der Stimulusimpuls nicht während der T-Welle eines spontanen Herzschlages appliziert wird, was allgemein als gefährlich angesehen wird, wird das Zeitintervall zwischen zwei Herzschlägen kürzer gemacht. Es wird im allgemeinen angenommen, daß ein Stimulusimpuls, der während einer T-Welle appliziert wird, Anlaß für eine Tachycardie geben kann. Der Herz­ schrittmacher ist dann nicht mehr synchron mit dem natürlichen Herzrhythmus. Er regt schneller als normal an, um sicherzu­ stellen, daß seine Stimulusimpulse den Herzschlag bestimmen.

Die tatsächlichen Mechanismen der Zeitabläufe eines Herzschritt­ machers sind für die Arbeitsweise nach der vorliegenden Erfindung nicht wesentlich. Wesentlich ist dagegen, daß Rauschen erkannt wird.

Erneut Bezug nehmend auf die Fig. 1A und 1B ist ersichtlich, daß, falls eine RRP abläuft, ohne daß Rauschen festgestellt wird, sofort das Zeitintervall für die Herzsignalaufnahme beginnt. Wenn jetzt Rauschen auftritt, wird dieses als Herzereignis angesehen, selbst wenn ein solches Herzereignis nicht stattgefunden hat. Es ist deshalb wichtig, einen Weg aufzuzeigen, wie Rauschen fest­ stellbar ist, das während des Zeitintervalls der Herzsignal­ aufnahme auftritt. Das wesentlichste Merkmal der Erfindung besteht darin, daß das Rauschen, das während der RRP auftritt, analysiert wird und später in dem gleichen Zyklus dafür verwendet wird, Rauschen auszuschließen, das während des Zeitintervalls der Herzsignalaufnahme auftritt. Es könnte nun einfach ein Filter verwendet werden, um die Frequenzen auszufiltern, die von den skelettalen Myopotentialen herrühren. Leider sind dies die gleichen Frequenzen, die charakteristisch sind für die Herz­ potentiale. Bei der Verwendung eines Filters würden also die Nutzsignale mit den Störsignalen ausgefiltert werden.

Die einfachste bekannte Möglichkeit, Rauschen zu unterdrücken, ist in Fig. 2A dargestellt. Das Herzsignal zwischen der Anode und den Herzelektroden wird in einem Verstärker 10 verstärkt und dann in einem Filter 12 gefiltert, so daß nur Herzfrequenzen von Interesse verbleiben. Das Signal wird dann an einen Eingang eines Fenster­ komparators 14 angelegt. An dem Fensterkomparator liegt weiter ein Schwellenpegel an. Der Fensterkomparator besteht typisch aus einem Absolutwertschaltkreis 16 und einem Unipolarkomparator 22, wie in Fig. 2B gezeigt. Der Absolutwertschaltkreis 16 erzeugt ein Aus­ gangssignal, das dem Absolutwert des Eingangssignals entspricht. Auf diese Weise kann mit dem maximalen Signalausschlag gearbeitet werden, ungeachtet, in welche Richtung dieser Ausschlag gerichtet ist. Wenn das Signal am Pluseingang des Komparators 22 größer ist als das Signal am Minuseingang, geht der Ausgang hoch als Zeichen dafür, daß die absolute Größe des Eingangssignals die Schwelle überschritten hat. In dem Schaltkreis nach Fig. 2A stellt das Schwellensignal in Wirklichkeit zwei Schwellen dar, und zwar eine in positiver Richtung und die andere in negativer Richtung, wobei die beiden Schwellen zwischen sich ein Fenster einschließen. Es ist nicht bekannt, ob das Spitzensignal positiv oder negativ ist, und es muß daher eine Anordnung vorgesehen werden, um zu be­ stimmen, daß ein Herzereignis aufgetreten ist, falls die Spitzen­ auslenkung eine Schwelle in einer der Richtungen überschritten hat. Die Benutzung eines Absolutwertschaltkreises und eines Unipolarkomparators in dem System nach Fig. 2B vereinfacht die Schaltung.

Die bekannte Schaltung nach Fig. 2C basiert auf der nach Fig. 2B. Der Ausgang des Absolutwertschaltkreises ist wiederum mit dem Pluseingang des Komparators 22 verbunden. Hier ist dann jedoch die Schwelle nicht mehr direkt an den Minuseingang angelegt. Statt dessen addiert ein Addierer 20 einen vorbestimmten Betrag zu dem Schwellenwert hinzu. Dieser Betrag ist das Mittel des Ausgangs des Absolutwertschaltkreises. Ein Filter 18 ergibt den Mittelwert des Ausgangs des Schaltkreises 16, so daß dieser der Schwelle hinzuaddiert werden kann. Was nun tatsächlich erreicht wird, ist, daß die Schwelle über den Pegel des Rauschens angehoben wird dadurch, daß der mittlere Pegel des Rauschens, der sonst benutzt werden würde, der Schwelle hinzuaddiert wird. Das Filter 12 unterdrückt Hochfrequenzrauschen und das Filter 18 wirkt auf das verbleibende niederfrequente Rauschen. Bei einem kontinuier­ lichen Rauschen kann der Auslaß des Filters 18 aussagekräftig sein. Durch seine Addition zu dem Schwellenpegel, der vom Arzt festgesetzt ist, wird tatsächlich die Empfindlichkeit des Herz­ schrittmachers herabgesetzt, so daß ein größeres Eingangssignal notwendig ist, damit ein Herzereignis erkannt wird.

Falls ein echtes Herzsignal fehlt, liegt die Schwelle, die am Komparator anliegt, oberhalb des Pegels des kontinuierlichen Rauschens, so daß das Rauschen nicht festgestellt wird. Ein natürliches Herzsignal, das beispielsweise einem 60 Hz-Rauschen überlagert ist, wird manchmal, aber nicht immer, über die Schwelle hinausgehen und damit den Herzschrittmacher in Syn­ chronismus mit dem natürlichen Rhythmus des Herzens halten. Obwohl einige Herzsignale nicht aufgenommen werden, da die Schwelle höher ist, als sie unter anderen Umständen sein würde, werden normalerweise genügend Herzschläge aufgenommen, um den Herzschrittmacher synchron mit dem natürlichen Rhythmus zu halten. Der Nachteil der Anordnung nach Fig. 2C besteht darin, daß sie nur für kontinuierliches Rauschen wirksam ist, beispiels­ weise das Rauschen, das von einer stromführenden Leitung her­ rührt. Diese Technik ist nicht wirksam, um Herzsignale von den skelettalen Muskelgeräuschen des Patienten zu unterscheiden. In diesem Fall liegt kein Mittelwert vor und die Schwelle wird daher von dem Pegel, der durch den Arzt gesetzt ist, nicht angehoben.

Die erfindungsgemäße Ausführung ist nun schematisch in Fig. 3 dargestellt. Um das System digital arbeitend auszuführen, sind die einzelnen Subsysteme für digitalen Betrieb ausgelegt. Viele der Funktionen sind jedoch ähnlich den Systemen nach dem Stand der Technik. Ein Block 30 ist eine Kombination von einem Filter und einem A/D-Wandler. Hinsichtlich besonderer Schaltungsmerkmale in einem Digitalsysystem der hier Frage stehenden Art wird Bezug genommen auf die nicht vorveröffentlichte DE 37 25 125 A1. Ein Schaltkreis 32 leitet den Absolutwert des Ein­ gangssignals ab und führt ihn einem Digitalkomparator 34 zu. Die Funktionen, die in den Blöcken 10, 30, 32 und 34 in Fig. 3 durch­ geführt werden, sind vergleichbar mit denen, die in den Blöcken 10, 12, 16 und 22 in dem bekannten Schaltkreis nach Fig. 2C durchgeführt werden. Ein Block 36 enthält einen digitalen Spitzenwertdetektor. Am Ende der ARP nach Fig. 1B wird der Spitzenwertdetektor 36 durch eine Steuerung 38 rückgesetzt, ebenso wie ein Schwellenregister 40 auf einen niedrigen Ausgangswert rückgesetzt wird, und zwar einen Wert, der geringfügig oberhalb des Digitalisierungsrauschens des A/D-Wandlers liegt. Der genaue Wert ist relativ unbedeutend, wie weiter unten klar werden wird. Der Ausgang des Komparators 34 geht hoch, wenn der Eingang aus dem Schaltkreis 32 gleich dem oder größer ist als der Schwellen­ pegel. Über den Schaltkreis 32 wird in einer typischen Ausführungsform der Erfindung alle 2 ms ein neuer Vergleichswert geliefert.

Während der ersten RRP, während der der Schwellenpegel verein­ barungsgemäß niedrig ist, wird mit großer Wahrscheinlichkeit der Ausgang des Komparators 34 hochgehen. Die RRF wird sofort wieder gestartet, wie in Fig. 1B gezeigt. Da ein begrenzter Zeitinter­ vall zwischen zwei Abläufen vorgesehen ist, beispielsweise zwei Millisekunden, sind die Werte, die dem Komparator 34 aufgegeben werden, normalerweise größer als oder gleich dem Schwellenwert, solange das Rauschen am Eingang ansteigt. Wenn der Ausgang des Komparators 34 hochgeht, wird infolgedessen der Spitzenwert der durch den Spitzenwertdetektor 36 registriert wird, tatsächlich den Schwellenwert um den Wert von einem oder mehreren Digitali­ sierungsstufen überschreiten. Wenn die Ausgänge aus dem Schaltkreis 32 Werte von 1 bis einschließlich 31 haben können, würde ein Schritt 1 einem Digitalisierungsschritt entsprechen.

Wenn der Ausgang des Komparators 34 noch geht, wird der neue Spitzenwert plus 1 in dem Schwellenregister 40 gespeichert. Nach Ablauf von weiteren 2 ms wird der nächste Vergleichswert in gleicher Weise gleich dem neuen Schwellenwert sein oder diesen überschreiten.

Dies ist in Fig. 4 dargestellt. Obwohl der Schaltkreis 32 dazu dient, das Eingangssignal gleichzurichten, ist es in Fig. 4 ohne Gleich­ richtung dargestellt, damit die Ereignisse mit dem tatsächlichen Eingangssignal verknüpft sind. Mit einem Pegel des Digitali­ sierungsrauschen von 1 ist der Ausgangsschwellenwert TH1 auf der vertikalen Achse gleich 4 gesetzt, einem relativ niedrigen Wert, jedoch einem, der oberhalb des Digitalisierungsrauschens liegt. Die erste RRP, die in der Zeichnung als RRP-1 dargestellt ist, beginnt am Ende der ARP. Wenn das Rauschen den Schwellenpegel TH1 übersteigt, wird die RRP erneut eingeleitet, wie durch den Hinweis RRP-2 angegeben. Der Spitzenwert kann gleich 4 sein, oder er kann auch höher liegen, abhängig von dem tatsächlichen Wert des Eingangs, wenn der Ausgang des Komparators 34 hoch geht. Wie in Fig. 4 gezeigt, ist angenommen, daß der Spitzenwert gleich 4 ist und damit ist der Schwellenpegel am Anfang der RRP-2 gleich 4 plus 1 gleich 5. Wie in Fig. 4 gezeigt, hat der Spitzenwert 2 ms später den Wert 5 erreicht, wenn der Ausgang des Komparators 34 hochgeht. Der Schwellenpegel, der in dem Register 40 gespeichert ist, wird wiederum angehoben auf 5. Hierbei sei darauf hinge­ wiesen, daß aufeinanderfolgende Spitzenwerte nur größer werden können. In dem Register 40 wird ein gemessener Spitzenwert plus 1 gespeichert und ein neuer Spitzenwert wird von der Herzschritt­ machersteuerung 38 (während der RRP) nur dann benutzt, wenn der Ausgang des Komparators 34 hoch geht; dies bedeutet, daß das Eingangssignal den vorher gespeicherten Spitzenwert übersteigt.

Der Schwellenwert bleibt der gleiche oder wird jeweils angehoben, wenn die RRP erneut eingeleitet wird. Schließlich wird, wie in Fig. 4 angezeigt, eine RRP, in diesem Fall RRP-19, eingeleitet, während der der Ausgang des Komparators 34 nicht hoch geht. Der vorhergehende Spitzenwert TH-19 in Fig. 4 ist ein Maß des Spitzenwertes des Rauschens, der während aller RRP festgestellt wurde. Die Steuerung 38 des Herzschrittmachers addiert diesen Spitzenwert zu dem Wert, den der Arzt jeweils für die Sehwelle programmiert hat. Die Summe wird darin im Register 40 gespeichert und wird während des Signalaufnahmeintervalls benutzt, um zu bestimmen, ob ein Herzereignis stattgefunden hat. Das Maximum des jeweils festgestellten Pegels für das Rauschen während der RRP wird der "normalen" Schwelle hinzuaddiert für die Verwendung während des Signalaufnahmeintervalls.

Bei einem sehr rauschstarken Eingang kann der Schwellenpegel bis auf den Maximalwert 31 ansteigen. Da der Ausgang des Komparators hochgeht, wenn der Eingang der Schwelle entspricht, geht der Ausgang des Komparators ständig wieder hoch und als Folge wird die Folge der RRP niemals unterbrochen. In diesem Fall wird kein Herzereignis festgestellt. Wenn auf der anderen Seiten das Rauschen nicht übermäßig stark ist und der Schwellenpegel gerade oberhalb der Spitze des Rauschens liegt, bleibt der Komparator­ ausgang während der Dauer einer RRP niedrig, worauf dann der Wert, der in dem Spitzenwertdetektor gespeichert ist, zum normalen Schwellenwert hinzuaddiert wird. Die Summe wird dann als Schwellenwert während des Signalaufnahmeintervalls benutzt.

Claims (3)

1. Implantierbarer Herzschrittmacher mit

• 1. Mitteln (10) für die Aufnahme eines Herzsignals,
• 2. Mitteln (34) zum Vergleich der Amplitude des Herzsignals mit einem variablen Schwellenwert (TH) für die Erkennung des Auftretens eines Herzereignisses,
• 3. Mitteln zum Einleiten einer absoluten Refraktärphase (ARP) ohne Aus­ wertung des Herzsignals im Anschluß an das Auftreten eines Herzereig­ nisses,
• 4. Mitteln zum Einleiten einer oder mehrerer relativer Refraktärphasen (RRP) im Anschluß an die absolute Refraktärphase (ARP),
• 5. Mitteln (38), die bei Feststellen des Überschreitens des Schwellenwerts (TH) durch die Amplitude des Herzsignals während einer relativen Refraktärphase (RRP) die nächste relative Refraktärphase (RRP) einleiten und dabei den Schwellenwert (TH) anheben,
• 6. Mitteln (38), die bei Feststellung einer Nichtüberschreitung des Schwel­ lenwertes (TH) durch die Amplitude des Heizsignals während einer relativen Refraktärphase (RRP) im Anschluß an den Ablauf dieser relativen Refraktärphase (RRP) ein Zeitintervall einleiten, während dessen ein Herzereignis erwartet und bei Nichteintreten ein entsprechendes Signal abgegeben wird,
• 7. Mitteln (38), die den Schwellenwert (TH) nach Auftreten eines Herzer­ eignisses wieder auf einen Ausgangswert (TH1) zurücksetzen.

2. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel (34) vorgesehen sind, die in dem Zeitintervall, während dessen ein Herzereignis erwartet wird, das Überschreiten des Schwellenwertes (TH) aus der letzten relativen Refraktärphase (RRP) durch die Amplitude des Herzsignals um einen vordefinierbaren Betrag als Auftreten eines Herzereignisses erkennen.

3. Herzschrittmacher nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel (38), die bei Feststellug des Überschreitens des Schwellen­ wertes (TH) während einer relativen Refraktärphase (RRP) die nächste rela­ tive Refraktärphase (RRP) einleiten, den Schwellenwert (TH) dabei um einen von der Amplitude des Herzsignals abhängigen Betrag anheben.