3.1 Frequenzadaptation
Frequenzadaptation ermöglicht eine belastungsabhängige, sensorgesteuerte Erhöhung der Grundfrequenz bei chronotroper Inkompetenz. Ziel ist es, im Idealfall die physiologische Reaktionsweise des gesunden Sinusknoten zu imitieren, was durch die gegenwärtige Sensortechnologie noch nicht zu erreichen ist.
Die Sensoren registrieren die physikalischen, psychischen und vegetativen Belastungssituationen und passen die Stimulationsfrequenz entsprechend der Belastungsintensität an. Für die Messung der Aktivität kommen unterschiedliche Sensoren zum Einsatz.
Schnelle Ansprechzeit bei Beginn und bei Beendigung einer Belastung,
Differenzierung von physikalischen, psychischen und vegetativen Belastungen,
Frequenzzunahme proportional zur Belastungsintensität,
hohe Spezifität der Signalerkennung.
Viele Sensorkonzepte wie die Veränderungen von Bluttemperatur, O2-Sättigung, pH-Wert und rechtsventrikulärem Druck (dp/dt) konnten sich nicht etablieren, da diese Systeme eine Spezialsonde erfordern. Auch Peak Endokardial Akzeleration (PEA) und QT-Sensor werden nicht mehr als Sensoren für die Frequenzanpassung auf dem Markt angeboten. Allerdings findet das Sensorkonzept für die Bluttemperaturmessung wieder Verwendung bei einem Leadless Pacemaker.
In der klinischen Praxis haben sich folgende Sensoren, die mit konventionellen Sonden kompatibel sind, durchgesetzt: Aktivitätssensor (Piezosensor und Akzelerometer); Atemminutenvolumenäquivalent; Kontraktilität (CLS).
3.1.1 Aktivitätssensor
Aufgrund des einfachen Messprinzips sind aktivitätsgesteuerte Herzschrittmacher die am meisten verbreiteten frequenzadaptiven Systeme.
Aktivitätssensoren ermöglichen ein schnelles Ansprechen bei Belastungsbeginn und -ende. Sie erfassen jedoch lediglich Belastungen, die mit Erschütterungen bzw. Körperbeschleunigungen einhergehen. Gerade bei älteren Patienten mit eingeschränkter Aktivität ergeben sich z. B. beim Treppabsteigen zu hohe und beim Treppaufsteigen zu niedrige Herzfrequenzen.
Messung von Körpervibrationen mittels Piezosensor,
Messung der Beschleunigungen mittels Akzelerometer.
Piezosensor
Ein piezoelektrischer Kristall befindet sich im Herzschrittmachergehäuse und wandelt Körpervibrationen in elektrische Signale um. Diese Signale werden gefiltert und müssen einen Schwellenwert überschreiten, damit sie eine frequenzadaptive Stimulation starten.
Da der Piezokristall Vibrationen detektiert, können auch Erschütterungen unabhängig von Aktivität als Belastung fehlinterpretiert werden, wie Vibrationen in der Straßenbahn. Ist der piezoelektrische Kristall an der Innenseite des Schrittmachergehäuses befestigt, kann auch äußerlicher Druck auf das Schrittmachergehäuse, wie z. B. bei Bauchlage des Patienten oder bei Auflage eines Programmierkopfes, zu inadäquaten Frequenzanstiegen führen. Umgekehrt treten bei Belastungen wie z. B. Fahrradfahren oder Treppaufsteigen relativ geringe Vibrationen im Bereich des Schrittmachergehäuses auf, sodass eine adäquate Frequenzzunahme ausbleibt.
Akzelerometer
Das Akzelerometer misst in der Regel nur die Beschleunigung in anteriorer und posteriorer Richtung. Damit ist dieser Sensor weniger störanfällig gegenüber externen Erschütterungen als der Piezosensor. Belastungen des täglichen Lebens wie Gehen und Laufen können gut erfasst werden. Aber ähnlich wie beim Piezosensor hat das Akzelerometer Probleme bei Belastungen mit relativ ruhigem Oberkörper wie z. B. beim Fahrradfahren, Treppaufsteigen.
Eine andere Variante von Akzelerometern ist in dem sondenlosen Herzschrittmacher Micra integriert. Da die Ausrichtung/Lage des Herzschrittmachers im Körper vor Implantation noch nicht bekannt ist, befinden sich in diesem Aggregat drei Akzelerometer. Diese sind im Aggregat in dreidimensionaler Richtung orthogonal zueinander ausgerichtet und können die Beschleunigung im dreidimensionalen Raum erfassen.
Ungünstig bei allen Aktivitätssensoren ist die fehlende Sensitivität für vegetative Veränderungen (z. B. Fieber) und psychische Belastungen (Emotionen).
3.1.2 Atemminutenvolumensensor
Das Atemminutenvolumen (AMV) ist das Produkt aus Atemfrequenz und Atemzugvolumen. Es verändert sich nahezu proportional mit der Belastungsintensität und wird sowohl physikalisch, aber auch psychisch und vegetativ beeinflusst.
Bei der Berechnung des Atemminutenvolumenäquivalents müssen sowohl die Atemfrequenz als auch das Atemzugvolumen ermittelt werden. Hierfür hat sich die Impedanzmessung zwischen Elektrode (entweder atrial oder ventrikulär) und dem Schrittmachergehäuse durchgesetzt. Für die Messung der atemabhängigen Impedanzschwankungen ist in der Regel eine bipolare Sonde erforderlich. Es werden niederamplitudige Stimulationsimpulse (μA-Bereich) abgegeben. Die Abgabe dieser Impulse erfolgt meistens zwischen der distalen Elektrode im Vorhof oder Ventrikel und dem Schrittmachergehäuse. Die Messung der Spannung erfolgt zwischen der proximalen Elektrode und dem Schrittmachergehäuse. Die Impedanz berechnet sich nach dem Ohm-Gesetz aus dem Quotienten der gemessenen Spannung und des abgegebenen Stromes. In einigen Zweikammersystemen kann dieses Messverfahren auch mit unipolaren Sonden im Vorhof und Ventrikel eingesetzt werden. Dies ermöglicht eine atemminutenvolumengesteuerte Frequenzadaptation im Rahmen eines Aggregatwechsels bei älteren unipolaren Sonden.
Damit einzelne tiefe Atemzüge nicht zu einem inadäquaten Frequenzanstieg führen, wird fortlaufend ein Mittelwert über mehrere Atemzüge zur Frequenzsteuerung verwendet. Das heißt – je nach Algorithmus – kann dieser Sensor über eine langsame bis mittelschnelle Ansprechzeit verfügen. Das Signal ist störanfällig gegenüber starken Armbewegungen, wie sie beim Schwimmen oder bei gymnastischen Übungen auftreten. Dadurch kann die Frequenz inadäquat bis zur maximalen Sensorfrequenz ansteigen. In der Regel wird der Atemminutenvolumensensor mit einem Aktivitätssensor kombiniert (► Abschn. 3.1.7).
3.1.3 Kontraktilität – Closed Loop Stimulation (CLS)
Die Kontraktionsdynamik des Herzmuskels verändert sich in Abhängigkeit vom benötigten Herzzeitvolumen (HZV). Wird ein gesteigertes HZV benötigt, dann steigert der natürliche kardiovaskuläre Regelkreis die Kontraktionsdynamik. Wird ein geringeres HZV benötigt, so verringert sich die Kontraktionsdynamik. Der Sensor bewertet diese Veränderungen der Kontraktionsdynamik unmittelbar nach Beginn der ventrikulären Kontraktion mit Hilfe einer Impedanzmessung zwischen distalem Ende der Ventrikelsonde und Schrittmacher.
Die Kontraktionsdynamik und mit ihr die ermittelte Impedanzkurve verändern sich proportional mit der Belastungsintensität. Die Veränderung der Impedanzkurve regelt die Zu- und Abnahme der Stimulationsfrequenz und setzt so die Information des geschlossenen natürlichen Regelkreises in eine Frequenzregelung um. Die CLS berücksichtigt auch mentale und statische Belastungen des Patienten. Für die Messung der Impedanzänderung ist eine ventrikuläre Sonde obligatorisch.
3.1.4 Peak Endokardial Akzeleration (PEA)
Auch mit diesem Sensorprinzip wird die Kontraktilität des Myokards gemessen. Allerdings benötigt dieses Messprinzip eine Spezialsonde. Bei dieser Sonde ist in der Sondenspitze ein Akzelerometer integriert, der die Beschleunigungsbewegung registriert und spezifisch einem Frequenzprofil zuordnet.
Dieser Sensor wird aufgrund der benötigten Spezialsonde zurzeit nicht mehr in den neuen Schrittmacheraggregaten für die Frequenzanpassung verwendet. Allerdings findet dieser Sensor Anwendung bei biventrikulären Systemen für die AV-Intervall- und VV-Intervalloptimierung.
3.1.5 QT-Intervallsensor
Bei diesem Sensorprinzip wird die QT-Zeit als Indikator für den Belastungszustand verwendet. Gemessen wird die Zeit nach ventrikulärem Stimulus bis zum steilsten Abfall der T-Welle.
Das QT-Intervall verändert sich in Abhängigkeit von zirkulierenden Katecholaminen und kann somit neben körperlichen Belastungen auch vagale Reaktionen und Stresssituationen für die Frequenzanpassung berücksichtigen. Da die Reaktionszeit verzögert ist, wurde dieser Sensor insbesondere im Zusammenspiel mit einem Aktivitätssensor eingesetzt.
Dieser Sensor kann nur bei ventrikulär beteiligten Systemen verwendet werden, da er zur Messung eine ventrikuläre Stimulation benötigt. In neuen Herzschrittmachersystemen findet dieser Sensor keine Verwendung mehr.
3.1.6 Temperatursensor
Im Leadless Herzschrittmacher NanostimR wird ein Temperatursensor für die Frequenzanpassung verwendet. Bzgl. Funktionalität, Ansprechzeiten und Proportionalität des Temperatursensors liegen den Autoren keine klinischen Daten vor.
3.1.7 Sensorkombinationen
Ziel der verfügbaren Sensorkombinationen ist es, die Vorteile zweier Sensoren zu kombinieren und die jeweiligen Nachteile zu kompensieren.
QT und Aktivität
Der langsam reagierende QT-Sensor wird mit dem Aktivitätssensor mit schneller Ansprechzeit kombiniert. Beide Sensoren kontrollieren sich gegenseitig. Es können bei der Programmierung Gewichtungen vorgenommen werden, welcher Sensor stärker berücksichtigt werden soll. Diese Sensorkombination wird nicht mehr hergestellt (QT-Sensor).
AMV und Akzelerometer
Auch hier wird der relativ langsam reagierende AMV-Sensor mit dem schnell reagierenden Aktivitätssensor kombiniert. Diese Sensorkombination eignet sich für sportlich aktive Patienten mit chronotroper Inkompetenz, besonders bei Sportarten wie Radfahren, Bergsteigen, Skitouren etc., bei denen der Aktivitätssensor bzw. Akzelerometer allein keine adäquate Anpassung ermöglicht.
Aktuelle Sensoren für die Frequenzanpassung
Sensor | Ansprechzeit | Proportionalität |
|---|---|---|
Akzelerometer | Schnell | Gering |
Atemminutenvolumen | Mittel | Ja |
Closed Loop Stimulation | Schnell | Ja |
Piezosensor | Schnell | Nein (Ein/Aus-Verhalten) |
3.2 Weitere Algorithmen, die zu einer Frequenzanpassung führen
3.2.1 Frequenzglättungsalgorithmen
Sinn der Frequenzglättungsalgorithmen ist es, einen plötzlichen atrialen bzw. ventrikulären Frequenzabfall zu kompensieren.
Sensorunabhängige Frequenzglättung
Andere Bezeichnungen: Flywheel ; Rate-Smoothing ; Smoothing ; Fallback; Fading; Rate Fading.
a, b Sinusarrest unter Belastung ohne a und mit b Frequenzglättung
Sensorgesteuerte Frequenzglättung
Frequenzeinbruch mit Frequenzglättung durch die kalkulierte Sensorfrequenz (hier ca. 100 min−1)
3.2.2 Frequenzanhebung bei Karotissinussyndrom
Andere Bezeichnungen: Frequenzabfallreaktion ; Rate Drop Response ; SBR Spontane Brady-Reaktion ; DDD/AMC-Modus oder DPLUS mit Frequenzbeschleunigung; CLS Closed Loop Stimulation .
Das Karotissinussyndrom (CSS) kann bei Patienten zu symptomatischem Frequenz- und Blutdruckabfall führen, bis hin zur Synkope. Eine Anhebung der Stimulationsfrequenz soll die Synkope vermeiden, insbesondere bei CSS mit kardioinhibitorischer Komponente.
Frequenzanhebung bei Karotissinussyndrom: Der Schrittmacher setzt beim CSS mit einer erhöhten Frequenz ein. Zusätzlich ist eine einmalige AV-Hysterese sichtbar, um zu überprüfen, ob eine eigene AV-Überleitung vorhanden ist. Da dies in diesem Beispiel nicht der Fall ist, tritt eine AV-sequentielle Stimulation für die nächsten Zyklen mit kürzerem AV-Intervall ein
Ein anderes Prinzip zur Frequenzanhebung bei drohender klinischer Symptomatik wegen CSS nutzt der CLS Sensor (Messung der Kontraktilität). Kurz vor der Karotissinussyndrom episode reagiert das Herz in der Regel mit einer gesteigerten Herzkontraktilität. Diese gesteigerte Kontraktilität (Änderung der Impedanz) misst der Schrittmacher und passt die Herzfrequenz an.
3.3 AV-Intervall
Andere Bezeichnungen: AV-Zeit; AV-Verzögerung; AV-Delay ; unterschiedliche Bezeichnungen nach stimuliertem und wahrgenommenem Vorhof.
3.3.1 AV-Intervalloptimierung
Approximation mittels Oberflächen-EKG,
Doppler-Echokardiographie,
Approximation mittels Ösophagus-EKG.
Approximation mittels Oberflächen-EKG
Das optimale atrioventrikuläre Intervall entspricht 100 ms ab Ende P-Welle bis R-Zacke (stimulierte und intrinsische Vorhofdepolarisation). (A = atrialer Stimulus; V = ventrikulärer Stimulus)
Manchmal ist es schwierig, das Ende der P-Welle eindeutig zu bestimmen.
Doppler-Echokardiographie
a, b a: Transmitraler Fluss doppler-echokardiographisch gemessen. Links: AV-Intervall = 150 ms; rechts: AV-Intervall = 250 ms; längere diastolische Füllzeit rechte Abbildung. b: Sinusrhythmus mit spontaner AV-Überleitung, aber sehr langem PQ-Intervall (AV-Block I). Die Folge ist eine einzige transmitrale Füllungswelle (E/A-Überlagerung) mit kurzer Diastolendauer (links oben) und bescheidenem Aortenausfluss (links unten). Die VDD-Stimulation erzeugt ein normales transmitrales Profil mit einer E-Welle, dann einer A-Welle und einer langen Diastolendauer (rechts oben). Ergebnis ist eine signifikante Erhöhung des Geschwindigkeit-Zeit-Integrals der Aorta. Aus: Fischer und Ritter (2002)
Mit der Doppler-Echokardiographie kann auch entschieden werden, ob eine spontane AV-Überleitung bei verlängertem PQ-Intervall unter Vermeidung der rechtsventrikulären Stimulation hämodynamisch günstiger ist als die rechtsventrikuläre Stimulation mit kurzer AV-Zeit. Bei einem AV-Block I. Grades mit sehr langem PQ-Intervall (und spontaner ventrikulärer Depolarisation) fällt die atriale Systole in die vorausgehende ventrikuläre Systole. Dies ist hämodynamisch ungünstig, wenn sich das PQ-Intervall unter Belastung nicht verkürzt. Die AV-Resynchronisation durch einen Zweikammerschrittmacher mit (rechts-) ventrikulärer Stimulation (VDD- bzw. DDD-Modus) ergibt im vorliegenden Beispiel eine deutlich günstigere Hämodynamik (◘ Abb. 3.5b).
Ritter et al. (1994) beschreiben eine Formel, mit der das optimale PV-/AV-Intervall mittels Doppler-Echokardiographie mit nur zwei Einstellungen ermittelt werden kann. Man misst dazu den zeitlichen Abstand zwischen ventrikulären Stimulus und Mitralklappenschluss unter Programmierung des Schrittmachers mit einem kurzen und einem langen AV-Intervall. Aus der unten stehenden Formel berechnet sich das optimale AV-Intervall (entweder im Atrium stimuliert = AVI oder im Atrium nicht-stimuliert = PVI).
![$$ {\displaystyle \begin{array}{l} Optimiertes\ Intervall:\\ {}\left[ AVI= AV- Intervall; PVI= PV- Intervall\right]\end{array}} $$](../images/184837_3_De_3_Chapter/184837_3_De_3_Chapter_TeX_Equa.png)
A = Sehr langes programmiertes PVI/AVI
B = Sehr kurzes programmiertes PVI/AVI
C = bei langem AV-Intervall: V-Stimulus bis Mitralklappenschluss
D = bei kurzen AV-Intervall: V- = Stimulus bis Mitralklappenschluss
Diese Messmethode (Ritter-Formel) gilt nur für höhergradige AV-Blockierungen, sodass bei der Messung mit dem langen AV-Intervall keine ventrikulären Fusionsschläge entstehen und dadurch die hämodynamische Situation verfälscht wird.
Mit der Dopplerechokardiographie (mittels Bestimmung der längsten diastolischen Füllzeit s. o.) kann evtl. entschieden werden, ob eine intrinsische AV-Überleitung (z. B. bei AVB I) oder ein optimales AV-Intervall bei vorhofsynchroner Ventrikelstimulation (z. B. DDD-Modus) hämodynamisch günstiger ist. Für diese Fragestellung lässt sich die Ritter-Formel nicht anwenden.
Approximation mittels Ösophagus-EKG
Das optimale AVI ist erreicht, wenn der Abstand zwischen Beginn des wahrgenommenen Vorhofsignals (transösophageal = linksatriales Signal) und (rechts) ventrikulärem Stimulus 70 ms beträgt
Automatische AV/PV-Intervall-Optimierung
Andere Bezeichnung: QuickOPT .
Ein Algorithmus erlaubt mittlerweile eine IEGM-basierende automatische Programmierung des PV-/AV-Intervalls.
Für die Bestimmung des optimalen PV-/AV-Intervalls ist die Messung der P-Wellendauer erforderlich, die eine Abschätzung der interatrialen Leitungszeit ermöglicht. Die P-Wellendauer wird hierbei mittels Messung des rechten Vorhofsignals bestimmt, und das linke Vorhofsignal als Far-Field-Signal mittels eines speziellen Algorithmus.
Automatische Bestimmung des optimalen SAV-Intervalls (PV-Intervall, Sensed-AV-Intervall). Es wird der gemessenen P-Wellendauer (As) ein dynamisches Intervall hinzugefügt (Δ = 30 ms oder 60 ms). Mit freundlicher Genehmigung der St. Jude Medical GmbH, Eschborn
3.3.2 Anpassungen des AV-Intervalls
Frequenzadaptives PV-/AV-Intervall
Andere Bezeichnungen: Rate-adaptives AV-Intervall ; adaptives AV-Intervall; dynamisches AV-Intervall; automatisches AV-Intervall ; dynamische AV-Zeit.
Frequenzadaptives PV-/AV-Intervall
Neben dem (wohl geringen) hämodynamischen Nutzen ergibt sich bei vielen DDD-Schrittmachern noch ein technischer Vorteil. Die Verkürzung des PV-Intervalls an der oberen Grenzfrequenz reduziert gleichzeitig auch die totale atriale Refraktärzeit (TARP = PV-Intervall und PVARP ). Damit wird die 2:1-Frequenz etwas angehoben und es können höhere Maximalfrequenzen erzielt werden.
Der hämodynamische Effekt dieses Algorithmus ist umstritten. Eine größere Differenz als 30 ms zwischen Ruhe-PV-/AV-Intervall und Belastungs-PV-/AV-Intervall scheint keinen hämodynamischen Vorteil zu verschaffen.
Negative PV-/AV-Hysterese
Bei Patienten mit hypertropher obstruktiver Kardiomyopathie (HOCM) ist es hämodynamisch günstiger, wenn der Ventrikel von apikal her (apiko-basale Depolarisation) stimuliert wird, anstelle der Eigenüberleitung auf den Ventrikel (baso-apikale Depolarisation). Für diese Indikation ist die negative PV-/AV-Hysterese sinnvoll. Sobald eine intrinsische Überleitung vorliegt, verkürzt der Schrittmacher das PV-/AV-Intervall mit dem Ziel, die ventrikuläre Stimulation zu ermöglichen.
3.4 Algorithmen zur Vermeidung unnötiger rechtsventrikulärer Stimulation bei DDD-Systemen
Verschiedene Studien haben den negativen Effekt der rechtsventrikulären Stimulation bezüglich Herzinsuffizienz, Vorhofflimmern und Mortalität nachgewiesen. Es scheint daher geboten, die natürliche intrinsische Überleitung zu erhalten und nur im Bedarfsfall den Ventrikel zu stimulieren, z. B. bei AV-Blockierungen oder wenn trotz intakter intrinsischer Überleitung mit längerer AV-Überleitungszeit die rechtsventrikuläre Stimulation eine bessere Hämodynamik ergibt.
Für die Vermeidung der rechtsventrikulären Stimulation kommen entweder AV-Hysterese, permanent lange AV-Zeiten oder Algorithmen in Frage, die je nach Blockierung automatisch zwischen AAI- und DDD-Modus wechseln.
3.4.1 AV-Hysteresen
Prinzip der AV-Hysterese
Nach Detektion einer ventrikulären Spontandepolarisation verlängert sich das PV-/AV-Intervall um einen Hysteresewert. Solange in dieser verlängerten PV-/AV-Zeit intrinsische Überleitungen auftreten, bleibt die um den Hysteresewert verlängerte PV-/AV-Zeit erhalten.
AV-Hysterese. Mit freundlicher Genehmigung der Biotronik SE & Co. KG, Berlin
Prinzip der repetitiven AV-Hysterese
Repetitive AV-Hysterese. Mit freundlicher Genehmigung der Biotronik SE & Co. KG, Berlin
Prinzip der AV-Such-Hysterese
Andere Bezeichnungen: Search AV (+); Automatic Intrinsic Conduction Search (AICS); Ventricular Intrinsic Preference (VIP); DDD/AMC (Automatic Mode Conversion); DPLUS ; AV Scanning; IRSplus ; AV-AdVisor: AV-Suche+.
Prinzip der AV-Such-Hysterese: Für eine programmierbare Anzahl an Zyklen (in diesem Beispiel 32) verlängert der Schrittmacher das programmierte PV-Intervall einmalig um einen programmierbaren Hysteresewert. Links: Es erfolgt keine intrinsische Depolarisation innerhalb dieses Intervalls, sodass das programmierte PV-Intervall weiter Anwendung findet; rechts: Es erfolgt eine intrinsische Depolarisation, sodass das PV-Intervall plus Hysterese fortgesetzt wird. Mit freundlicher Genehmigung der Medtronic GmbH, Meerbusch
3.4.2 Algorithmen mit Modusumschaltung von AAI nach DDD und zurück; Minimization of Pacing in the Ventricles (MPV)
Andere Bezeichnungen: AAISafeR /SafeR-Modus (AAI-Modus mit Sicherheit für den Ventrikel); MVP („managed ventricular pacing“); RYTHMIQ (AAI(R) mit Backup VVI); RMS („reverse mode switch“); VP-Suppression (ventrikuläre Stimulationsunterdrückung).
Verschiedene Algorithmen zur Vermeidung der rechtsventrikulären Stimulation
Hersteller/Algorithmus | Kriterien für den Mode-Switch von AAI nach DDD | Mode-Switch von DDD nach AAI | Umschaltversuche von DDD nach AAI bei länger anhaltenden Blockierungen |
|---|---|---|---|
Biotronik/VP-Unterdrückung | n aus 8 Zyklen geblockte P-Wellen 2 geblockte P-Wellen >2 s ventrikuläre Pause | Suchintervalle alle 30 s, 1, 2, 4, 8, 16 … 128 min, 20 h | Bei >15 Umschaltungen/h Suche alle 20 h |
Boston/RMS oder RYTHMIQ | 3 langsame ventrikuläre Zyklen innerhalb von 11 Zyklen (AAI mit VVI-Backup) | Nach 25 konsekutiven ventrikulären Zyklen mit AV-Suche+ und <2 ventrikulären Stimulationen innerhalb der letzten 10 Zyklen | Programmierbar |
Medtronic/MVP | 2 aus 4 geblockte P-Wellen | Ein Zyklus ventrikuläre Eigenaktion | Nach 1, 2, 4, 8 min, bis 16 h |
Mirco Port Safe R | 2 geblockte P-Wellen 3 aus 12 geblockten P-Wellen 7 kontinuierliche PR-Intervalle länger als programmierter Wert Ventrikuläre Pause länger als programmierter Wert | Nach 12 konsekutiven ventrikulären Eigenaktionen – Rückschaltung in AAI Nach 100 ventrikulären Stimulationen: Umschaltung in AAI mit Überprüfung der Eigenüberleitung, bei 12 kontinuierlichen intrinsischen Überleitungen bleibt SM im AAI-Modus, ansonsten zurück in DDD-Modus | Bei AV-Blockierungen >30 min innerhalb 1 h nur noch einen Umschaltversuch pro Tag |
Nach einem nicht-übergeleiteten atrialen Ereignis stimuliert der Schrittmacher mit einem kurzen AVI. Liegt im nächsten Zyklus weiter keine Überleitung vor, stimuliert der Schrittmacher den Ventrikel wieder für einen Zyklus mit kurzem AVI und geht anschließend in den DDD-Modus über. Mit freundlicher Genehmigung der Medtronic GmbH, Meerbusch
Nach zwei konsekutiven nicht-übergeleiteten atrialen Ereignissen wechselt der Schrittmacher in den DDD-Modus, bis der Algorithmus testet, ob eine intrinsische Überleitung vorliegt. Mit freundlicher Genehmigung der Sorin Group Deutschland GmbH
3.5 Algorithmen zur Förderung der intrinsischen Frequenz
3.5.1 Frequenzhysterese
Andere Bezeichnungen: Sinuspräferenz ; Hysterese ; Hysteresekorrektur.
Um dem Eigenrhythmus Präferenz einzuräumen, ermöglicht die Frequenzhysterese, die programmierte Stimulationsfrequenz um z. B. 10 Schläge/min abzusenken. Liegt ein Eigenrhythmus über der Hysteresefrequenz vor, erfolgt keine Impulsabgabe. Erst wenn der Eigenrhythmus auf die Hysteresefrequenz abfällt, stimuliert der Schrittmacher einmalig mit der Hysteresefrequenz. Der Schrittmacher stimuliert anschließend so lange mit der programmierten Stimulationsfrequenz, bis die Eigenfrequenz des Herzens die Stimulationsfrequenz wieder überholt. Erst mit Eigenrhythmus ist die Frequenzhysterese wieder aktiv.
Frequenzhysterese: Auslöseintervall = Stimulationsintervall+Hystereseintervall; 1200 ms = 1000 ms+200 ms. In diesem Beispiel: Hysteresefrequenz: 50 ipm; Stimulationsfrequenz: 60 ipm
Ergänzende Hysteresefunktionen: Repetitive Frequenzhysterese
Die repetitive Frequenzhysterese fördert den Spontanrhythmus, indem sie bei Ausbleiben des Eigenrhythmus mit einer programmierbaren Anzahl von Zyklen mit der langsameren Hysteresefrequenz stimuliert.
Such-Frequenz-Hysterese
Die Such-Frequenz-Hysterese sucht nach einem Spontanrhythmus während länger anhaltender Stimulationsphasen. Der Schrittmacher reduziert nach einer definierten Anzahl von stimulierten Ereignissen die Stimulationsfrequenz für eine programmierbare Anzahl von Zyklen auf die Hysteresefrequenz. Wird während der Stimulationen mit der Hysteresefrequenz keine Eigenaktion detektiert, stimuliert der Schrittmacher mit der Grundfrequenz oder bei aktiver Frequenzadaptation mit der Sensorfrequenz. Die Suche nach Eigenrhythmus wird in periodischen Zeitintervallen wiederholt.
3.5.2 Frequenzabsenkung in Ruhephasen
Andere Bezeichnungen: Ruhefrequenz ; Nachtprogramm ; Schlaffunktion ; nächtliche Frequenzabsenkung .
Mit dieser Funktion soll die natürliche Frequenzabsenkung in Ruhe- und Schlafphasen nachgeahmt werden. Die Definition der Ruhe- bzw. Schlafphasen erfolgt entweder automatisch mittels Sensor für die Frequenzanpassung oder durch die Programmierung von Einschlaf- und Aufwachzeiten. Es wird eine Ruhe- bzw. Schlaffrequenz festgelegt. Die Anpassung mittels Sensor bietet dem Patienten Freiraum, wann die Ruhephasen eingelegt und damit die Stimulationsfrequenz abgesenkt wird. Die Frequenzabsenkung mittels Uhrzeitsteuerung ist hingegen fix definiert. Hier sollte bei den Nachsorgen immer überprüft werden, ob sich die Lebensgewohnheiten des Patienten geändert haben oder ob evtl. eine Fernreise mit entsprechender Zeitverschiebung ansteht.