DE3732699A1

DE3732699A1 - Implantierbarer herzschrittmacher

Info

Publication number: DE3732699A1
Application number: DE19873732699
Authority: DE
Inventors: Robert H Whigham
Original assignee: Telectronics NV
Current assignee: Telectronics NV
Priority date: 1986-10-06
Filing date: 1987-09-29
Publication date: 1988-04-14
Anticipated expiration: 2007-09-30
Also published as: IT8721912A0; NL8702346A; GB2195538A; GB8719531D0; US4779617A; FR2604628A1; DE3732699C2; GB2195538B; FR2604628B1; IT1231227B

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen implantierbaren Herzschritt macher und insbesondere auf Systeme für die Ausschaltung von Rauschen in dem aufgenommenen Herzsignal.

Typische neuere Herzschrittmacher haben die Möglichkeit, sowohl eine Herzsignalaufnahme als auch eine Herzschrittstimulierung durchzuführen. Obwohl die Erfindung bei jeglichem Herzschritt macher mit einem Signal-Aufnahmekanal, in dem Rauschen auszu schalten 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 Stimulusimpulses als auch für die Aufnahme des Signals eines spontanen Herzschlages benutzt. Typisch wird im Anschluß an einen Herzschlag, sei er spontan oder angeregt, ein Aufnahmezeitraum eingeleitet, und zwar im allgemeinen im Anschluß an einen ersten Zeitabschnitt, während dem eine Signalaufnahme nicht möglich 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 der Erzeugung eines Stimulusimpulses. Mit einem neuen Herzschlag wird der Zyklus wiederholt.

Es ist offensichtlich, daß Rauschen in dem Aufnahmekanal Anlaß für einen fehlerhaften 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.

Solange RR-Phasen ablaufen, wird eine Signalaufnahme ausge schlossen, ausgenommen eine Signalaufnahme, die dazu dient, fest zustellen, 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 Aufnahme intervalls zwischen den Herzschlägen erzeugt.

Nach dem Stand der Technik schließen Systeme zur Ausschaltung von Rauschen allgemein die Durchführung von Einstellungen der Empfindlichkeit des Herzschrittmachers ein. Die Empfindlichkeit ist die Größe eines Eingangssignals, das gerade ausreicht, damit der Schrittmacher ein Herzereignis feststellen kann. Durch Herabsetzung der Empfindlichkeit wird der Einfluß des Rauschens reduziert, da es nunmehr eines höheren Eingangssignalpegels bedarf, um die Schwelle zu überschreiten. Typische Systeme dieser Art sind beschrieben in den US-PS 43 79 459 und 45 16 579. Die Hauptschwierigkeit dieser bekannten Anordnungen besteht darin, daß sie nur bei kontinuierlichem Rauschen wirksam sind, bei spielsweise bei Rauschen, das von Effekten auf der stromführenden Leitung herrührt. Die bekannten Anordnungen schließen kein Rauschen aus, das beispielsweise aus Muskelsignalen resultiert. Es ist bekannt, daß Muskelrauschen Anlaß für fehlerhafte Anzeigen von Herzereignissen geben kann.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein System zur Ausschaltung von Rauschen bei einem Herzschrittmacher zu schaffen, das auch ein solches Rauschen weitgehend unterdrückt.

Bei Herzschrittmachern ist es übliche Technik, absolute und relative Refraktärphasen vorzusehen, um das Restpotential eines Stimulusimpulses und/oder der Herzantwort abzuleiten. Die absolute Refraktärphase (ARP) ist ein fester Zeitintervall, der unmittel bar auf einen angeregten oder aufgenommenen Herzschlag 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 Auf nahmesignalschwelle auf. Jedes aufgenommene Signal, dessen Größe oberhalb der Schwelle liegt, wird als repräsentativ für ein Herzereignis angesehen. Herzereignisse können jedoch nicht während der RRP aufgenommen werden, da die RRP zu früh nach dem Herzschlag liegen. Wenn daher während der RRP ein Signal aufge nommen 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.

Gemäß der Erfindung wird 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 Spitzeneingangssignal, das während der ersten RRP aufgenommen wird, wird aufgezeichnet und die Ausgangsschwelle wird dann angehoben. Es wird eine weitere RRP gestartet, während der das gleiche auftritt. Das Verfahen 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 folgenden Aufnahmezeit intervalls, 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 ge wünschten Schwelle hinzugefügt wird, während jedes Zyklus bestimmt wird im Gegensatz zum Stand der Technik, bei dem die Schwelle nur als Funktion eines kontinuierlichen Rauschens ein gestellt wird, können mit dem System zur Ausschaltung des Rauschens nach der Erfindung auch Skelettmyopotentiale berücksichtigt werden, die nur zeitweise auftreten.

Die Erfindung ist in ihren verschiedenen Aspekten in den An sprüchen herausgestellt und im nachstehenden im einzelnen anhand der Zeichnung 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 fest gestellt 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 Schwelle 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 phase 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 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, die zwischen dem Ende der ARP und dem nächsten Stimulusimpuls zwischen 350 und 900 ms liegt und daß dies die Summe der RRP nd des Zeitinter valls für die Signalaufnahme ist. In Fig. 1B ist der 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 der 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 als das, was es ist.

Erneut Bezug nehmend auf die Fig. 1A und 1B ist ersichtlich, daß, falls eine RRP abläuft, ohne daß Rauschen festgestellt wird, sofort der 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 dem Verstärker 10 verstärkt und dann in dem 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 und einem Unipolarkomparator, 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 Pulseingang 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. Stattdessen addiert ein Addierer 20 einen vorbestimmten Betrag zu dem Schwellenwert hinzu. Dieser Betrag ist das Mittel des Ausgangs des Absolutwertschaltkreises. Das Filter 18 ergibt den Mittelwert des Ausgangs des Schaltkreises 16 , so daß dieser der Schwelle hinzuaddiert werden kann. Was nun tatsächlich erreicht ist, 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 im Synchronismus 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. Der Block 40 ist eine Kombination von einem Filter und einem A/D-Wandler. Hinsichtlich besonderer Schaltungsmerkmale, die in einem Digitalsystem der hier in Frage stehenden Art, wird Bezug genommen auf die ältere Anmeldung P 37 25 125.2 der Anmelderin. Der Schaltkreis 32 leitet den Absolutwert des Ein gangssignals ab und führt ihn dem Digitalkomparator 34 zu. Die Funktionen, die in den Blöcken 10, 30, 32 und 34 in Fig. 4 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. Der Block 36 enthält einen digitalen Spitzenwertdetektor. Am Ende der ARP nach Fig. 1B wird der Spitzenwertdetektor 36 durch die Steuerung 38 rückgesetzt, ebenso wie das 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 Block 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 RRP 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 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 Block 32 Werte von 1 bis einschließlich 31 haben können, würde ein Schritt 1 einem Digitalisierungsschritt entsprechen.

Wenn der Ausgang des Komparators 34 hoch 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 Block 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 TH 1 auf der vertikalen Achse gleich 4 gesetzt, einem reltiv 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 TH 1 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 hochgeht. 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 Schwelle programmiert hat. Die Summe wird dann 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 Seite 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 gespeicher ist, zum normalen Schwellenwert hinzuaddiert wird. Die Summe wird dann als Schwellenwert während des Signalaufnahmeintervalls benutzt.

Die Erfindung ist im vorstehenden unter Bezug auf ein spezielles Ausführungsbeispiel beschrieben. Dieses Ausführungsbeispiel ist jedoch lediglich beispielhaft für die Anwendung der Erfindung zu verstehen. Es können daher im Rahmen des tatsächlichen Umfangs Abwandlungen durchgeführt werden und andere Anordnungen getroffen werden.

Claims

1. Implantierbarer Herzschrittmacher mit Mitteln für die Auf nahme eines Herzsignales, Mitteln für die Verstärkung der Amplitude des aufgenommenen Signals mit einem variablen Schwellenpegel, Mitteln für das Setzen eines Ausgangs schwellenpegels im Anschluß an das Auftreten eines Herz schlages, Mitteln für die zeitliche Festlegung einer wieder holbaren relativen Refraktärphase, Mitteln, die in Abhängig keit von einer Amplitude ansprechen, die den Schwellenpegel während einer wiederholbaren relativen Refraktärphase über schreiten, mit eine weitere wiederholbare relative Refrak tärphase mit angehobenem Schwellenpegel auslösenden Mitteln, die in Abhängikeit von einem Ablauf der relativen Refrak tärphase ohne Überschreitung des Schwellenpegels durch die Amplitude den Zeitintervall initiieren, in dem ein Herz schlag aufnehmbar ist, Mitteln, die am Beginn dieses Zeit intervalls den Schwellenwert auf einen vorbestimmten Wert setzen, der vergrößert ist durch eine Funktion des Schwellenpegels am Ende der vorhergegangenen relativen Refraktärphase, und mit Mitteln, die in Abhängigkeit von der Amplitude, die den Schwellenpegel während des Zeitintervalls für die Aufnahme eines Herzschlagsignals überschreitet, das Auftreten eines Herzschlages feststellen.

2. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Mittel, die unmittelbar nach der Feststellung des Auftretens eines Herzschlages wirksam werden, um eine absolute Re fraktärphase einzuleiten, während der kein Signal aufge nommen wird, wobei die erste wiederholbare relative Refrak tärphase zeitlich so festgelegt ist, daß sie auf die absolute Refraktärphase folgt.

3. Implantierbarer Herzschrittmacher mit Mitteln für die Auf nahme eines Herzsignals, Mitteln zum Vergleichen der Ampli tude des aufgenommenen Herzsignals mit einem variablen Schwellenpegel, Mitteln für das Setzen eines Ausgangs schwellenpegels in Abhängigkeit von dem Auftreten eines Herzschlages und für das Anheben des Schwellenpegels in dem Maße, wie die Amplitude des aufgenommenen Herzsignales ansteigt, bis der Schwellenpegel schließlich die Amplitude des Rauschens in dem aufgenommenen Herzsignal repräsentiert, mit Mitteln, die von diesem Schwellenpegel abhängig sind, der die Amplitude des Rauschens in dem aufgenommenen Herz signal repräsentiert, um einen Herzschlagfeststellungs intervall zu beginnen, Mitteln, mit denen beim Beginn eines Zeitintervalls für die Herzschlagaufnahme ein Schwellenwert festgesetzt wird, der eine Funktion des Schwellenpegels während der letzten relativen Refraktärphase ist, und mit Mitteln, die eine Amplitude des aufgenommenen Herzsignals, die den Schwellenwert während des Zeitintervalls einer Herzschlagsignalaufnahme überschreitet, als Auftreten eines Herzschlages bestimmen.

4. Herzschrittmacher nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß weiter Mittel vorgesehen sind, die unmittelbar im Anschluß an die Bestimmung des Auftretens eines Herzschlages wirksam sind, um eine absolute Refraktärphase einzuleiten, während der kein Signal aufgenommen wird, wobei der Schwellenpegel im Anschluß an die absolute Refraktärphase in dem Maße angehoben wird, wie die Amplitude des aufgenommenen Herzsignales ansteigt.

5. Herzschrittmacher mit Mitteln für die Aufnahme eines Herz signales, Mitteln, die in Abhängigkeit von der Feststellung des Auftretens eines Herzschlages wirksam sind, um nur im Anschluß an einen Herzschlag ein Signal abzuleiten, das re präsentativ für den Rauschpegel in dem Herzsignal ist, Mitteln, mit denen abhängig von dem den Rauschpegel reprä sentierenden Signal ein Schwellenwert gesetzt wird, der davon eine Funktion ist, und zum Einleiten eines Zeitinter valls für eine Aufnahme des Herzschlagsignals, und Mitteln, die auf ein Herzsignal ansprechen, das den Schwellenwert während des Zeitintervalls für die Aufnahme des Herzschlages überschreitet und dieses als das Auftreten eines Herz schlages bestimmen.

6. Herzschrittmacher nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch Mittel, mit denen die Aufnahme eines Herzignales während einer absoluten Refraktärphase ausgeschaltet wird, die unmittelbar dem Auftreten eines Herzschlages folgt, wobei die die Signale ableitenden Mittel während darauffolgender relativer Refraktärphasen arbeiten.

7. Herzschrittmacher nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die die Signale ableitenden Mittel ein relaiv niedriges Repräsentativsignal am Ende der absoluten Refraktärphase setzen und das Repräsentativsignal in Abhängigkeit von der Amplitude des Herzsignals anheben, die das Repräsentativ signal während einer relativen Refraktärphase überschreitet.

8. Herzschrittmacher nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die signalableitenden Mittel eine relative Refraktär phase in Abhängigkeit von der Amplitude des Herzsignals wieder einschalten, die wenigstens gleich dem Repräsentiv signal ist.

9. Verfahren für die Bestimmung des Auftretens eines Herz schlages, gekennzeichnet durch die Schritte:

Aufnehmen eines Herzsignals1;
Vergleichen der Amplitude des aufgenommenen Herzsignals mit einem variablen Schwellenpegel;
Setzen eines Ausgangsschwellenpegels in Abhängigkeit von dem Auftreten eines Herzschlages;
Einschalten einer wiederholbaren relativen Refraktärphase;
Wiederholen einer relativen Refraktärphase unter Anhebung des Schwellenpegels in Abhängigkeit von der Amplitude, die den Schwellenpegel während einer wiederholbaren relativen Refraktärphase überschreitet;
Einleiten eines Zeitintervalls für eine Aufnahme des Herz schlagsignals in Abhängigkeit von einer relativen Refrak törphase, während der die Amplitude den Schwellenpegel nicht überschreitet;
am Beginn eines Zeitintervalls für die Aufnahme eines Herz schlagsignals Setzen eines Schwellenwertes gleich dem vor hergegangenen Wert, vergrößert um eine Funktion des Schwellenpegels am Ende der vorhergegangenen relativen Refraktärphase und Bestimmung des Auftretens eines Herz schlages als die Amplitude, die den Schwellenwert während des Zeitintervalls für die Aufnahme eines Herzschlagsignals überschreitet.

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß unmittelbar im Anschluß an die Bestimmung des Auftretens eines Herzschlages eine absolute Refraktärphase eingeleitet wird, während der kein Signal aufgenommen wird, und daß die erste wiederholbare relative Refraktärphase zeitlich so festgelegt wird, daß sie der absoluten Refraktärphase folgt.

11. Verfahren zur Bestimmung des Auftretens eines Herzschlages mit den Schritten

Aufnehmen eines Herzsignals
Vergleichen der Amplitude des aufgenommenen Herzsignals mit einem veränderbaren Schwellenpegel
Setzen eines Ausgangsschwellenpegels in Abhängigkeit vom Auftreten eines Herzschlages und Anheben des Schwellen pegels, wenn die Amplitude eines aufgenommenen Herzsignales ansteigt bis der endgültige Schwellenpegel die Amplitude des Rauschens in dem aufgenommenen Herzsignal repräsentiert,
Einleiten eines Zeitintervalls für die Aufnahme eines Herz schlagsignals ausgehend von dem Schwellenpegel, der die Amplitude des Rauschens in dem aufgenommenen Herzsignal repräsentiert
Setzen eines Schwellenwertes, der eine Funktion dieses Schwellenwertes ist, zu Beginn des Zeitintervalls für die Aufnahme eines Herzschlagsignals
und Bestimmung des Auftretens eines Herzschlages in Ab hängigkeit von der Amplitude des aufgenommenen Herzsignals, die den Schwellenwert während des Zeitintervalls für die Aufnahme eines Herzschlagsignals überschreitet.

12. Verfahren nach Anspruch 11, gekennzeichnet durch eine absolute Refraktärphase, während der kein Signal aufgenommen wird, unmittelbar im Anschluß an die Bestimmung des Auf tretens eines Herzschlages,
und durch Anheben des Schwellenpegels im Anschluß an die absolute Refraktärphase in dem Maße, wie die Amplitude des aufgenommenen Herzsignals ansteigt.

13. Verfahren zur Bestimmung des Auftretens eines Herzschlages, gekennzeichnet durch die Schritte:

Aufnehmen eines Herzsignals
in Abhängigkeit von der Feststellung des Auftretens eines Herzschlages, Ableiten eines Signals, das repräsentativ ist für den Rauschpegel in dem Herzsignal basierend auf dem Herzsignal im Anschluß an einen festgestellten Herzschlag,
Setzen eines Schwellenwertes, der eine Funktion des abge leiteten repräsentativen Signals ist,
Einleiten eines Zeitintervalls zur Signalaufnahme
Bestimmung des Auftretens eines Herzschlages in Abhängigkeit von dem Kriterium, daß das Herzsignal den Schwellenwert während des Zeitintervalls für die Aufnahme des Herzschlag signals überschreitet.

14. Verfahren nach Anspruch 13, gekennzeichnet durch die Schritte:

Unterbrechen der Signalaufnahme während einer absoluten Refraktärphase, die unmittelbar dem Auftreten eines Herz schlages folgt, wobei
die Signalableitung während wiederholbarer relativer Refrak tärphasen durchgeführt wird, die der absoluten Refraktär phase folgen.

15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Signalableitung ein relativ niedriges Repräsentativ signal am Ende der absoluten Refraktärphase gesetzt wird und in Abhängigkeit von der Amplitude des Herzsignals, das das Repräsentativsignal während einer relativen Refraktärphase überschreitet, angehoben wird.

16. Verfahren nach Anspruch 15, bei dem während der Signal ableitung erneut eine relative Refraktärphase eingeleitet wird in Abhängigkeit davon, daß die Amplitude des Herz signals wenigstens gleich dem Repräsentativsignal ist.