本發(fā)明涉及一種用于在地點(diǎn)上選擇性地檢測神經(jīng)電信號的以及用于選擇地電刺激至少一個(gè)神經(jīng)纖維的能植入的組件，這些電信號沿著至少一個(gè)包含在神經(jīng)纖維束中的神經(jīng)纖維傳播。能植入的組件包括能圍繞神經(jīng)纖維束環(huán)套形放置的能植入的電極組件，借助該電極組件，在神經(jīng)纖維束內(nèi)所選擇的神經(jīng)纖維能被加載以電信號。電刺激尤其為了有目的地影響動(dòng)物或人類患者的血壓而進(jìn)行。
背景技術(shù)：
：：動(dòng)脈高血壓是世界蔓延的典型文明疾病，該文明疾病威脅數(shù)百萬病人的生命并且同時(shí)大程度地加重健康系統(tǒng)的負(fù)擔(dān)。至今已知的治療措施基于提供降壓藥物，例如ace抑制劑、beta阻斷劑等，然而這些降壓藥物除具有希望的降壓作用外還具有明顯的副作用，例如心搏遲緩、心臟功能不全、哮喘等。此外，盡管在相應(yīng)藥物治療中高達(dá)30％的所有病人的情況下開發(fā)了新的降壓藥物，不能實(shí)現(xiàn)合適的目標(biāo)血壓，參見h.r.black，etal.文獻(xiàn)“心血管端點(diǎn)的控制發(fā)作異搏定研究的主要結(jié)果(說服)，試驗(yàn)，jama，289(16)，2073-2082頁，2003年”(principalresultsofthecontrolledonsetverapamilinvestigationofcardiovascularendpoints(convince)，trial.jama，289(16)，s.2073-2082)，2003.)申請者方面的研究說明了另一種用于對付高血壓的治療方案，該研究在dennist.t.plachta，oscarcota，thomasstieglitz，mortimergierthmuehlen“在使用多管-克拉夫-電極的情況下針對降壓植入物進(jìn)行可選擇推導(dǎo)出和刺激，tm-technischesmessen，2013，vol.80(5)，163-172頁”的文章中已經(jīng)發(fā)表(selektiveableitungundstimulationfüreinblutdrucksenkendesimplantatunterverwendungvonvielkanal-cuff-elektroden"，tm-technischesmessen，2013，vol.80(5)，pp.163-172)。根據(jù)在小白鼠身上實(shí)施的動(dòng)物實(shí)驗(yàn)獲得的認(rèn)知對下述可能性提出依據(jù)：借助植入在迷走神經(jīng)的神經(jīng)纖維束區(qū)段上的電極組件地點(diǎn)分辨地從神經(jīng)纖維束區(qū)段中探測神經(jīng)電信號以及針對為了技術(shù)上使血壓減小開始而對其刺激地將電信號應(yīng)用于選擇出的神經(jīng)纖維。因此，這種迷走神經(jīng)刺激原則上具有這樣的潛力：該迷走神經(jīng)刺激被建立為醫(yī)治不易治療的高血壓的替代方案?？蛇x擇迷走神經(jīng)刺激的方案得到對癲癇的嚴(yán)重形式的、多年應(yīng)用和建立的神經(jīng)調(diào)節(jié)治療，在該癲癇的情況下，迷走神經(jīng)借助所植入的電極組件被全部地刺激，以便在出現(xiàn)癲癇癥狀的時(shí)候至少減小其在強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)間方面的程度，為此參見f.sidiqui，etal.“迷走神經(jīng)刺激裝置在難治療的癲癇方面超過3年周期的累積效應(yīng)”，癲癇和表現(xiàn)，18(3)，299-302頁，2010年("cumulativeeffectofvagusnervestimulatorsonintractableseizuresobservedoveraperiodof3years"，epilepsyandbehavior，18(3)，s.299-302，2010)以及t.stieglitz的“神經(jīng)彌補(bǔ)學(xué)和神經(jīng)調(diào)節(jié)-在治療和康復(fù)中的研究方案和醫(yī)療實(shí)踐”，聯(lián)邦健康手冊-健康研究-健康保護(hù)，53(8)，783-790頁，2010年("neuroprothetikundneuromodulation-undklinischepraxisbeitherapieundrehabilitation"，bundesgesundheitsblatt-gesundheitsforschung-gesundheitsschutz，53(8)，s.783-790，2010.)。與此相對，為了治療慢性治療高血壓，測量技術(shù)上首先確定與血壓相關(guān)的神經(jīng)的位置，以便接下來以合適的方式選擇性地電刺激這些神經(jīng)。為了通過電極組件的應(yīng)用的植入措施盡可能保護(hù)迷走神經(jīng)并且盡可能不刺激迷走神經(jīng)的神經(jīng)外膜，在dennist.t.plachtaetal.的被引用的文獻(xiàn)中提出使用可植入迷走神經(jīng)上的所謂的c型電極。這具有沿迷走神經(jīng)較容易地定位c型電極的優(yōu)點(diǎn)并且還能夠在病人上實(shí)現(xiàn)輕微侵入地并因此保護(hù)地并快速地要實(shí)施的外科手術(shù)。壓力感受性反射裝置用于自然血壓調(diào)節(jié)，該壓力感受性反射裝置為類似郁血的自調(diào)節(jié)機(jī)理并且在血壓提高時(shí)發(fā)射性地激活不同效應(yīng)。尤其地，心率在此被降低，但是動(dòng)脈血管也擴(kuò)張，以便因此降低血壓。在低血壓的情況下，壓力感受性反射裝置被抑制，由此，心率上升并且血管收縮，因此血壓重新上升。壓力感受性反射裝置的感應(yīng)式輸入為所謂的壓力感受性接收裝置，這些壓力感受性接收裝置在其他情況下位于主動(dòng)脈弓的壁中。血壓信息從那里單突觸地沿與血壓相關(guān)的神經(jīng)纖維、下面被稱為壓力感受性接收的纖維移動(dòng)到腦干中。在超過血壓的閾值的情況下，壓力感受性反射裝置觸發(fā)抑制交感神經(jīng)纖維，這導(dǎo)致血壓直接下降。借助參考附圖2a，2b示出的、英文文獻(xiàn)中常常稱為c型電極的環(huán)套電極能夠利用該壓力感受性反射機(jī)理，其方式是：輸入腦干的壓力信息被選擇性地探測并且同時(shí)被選擇性地“覆寫”，以便以該方式給腦干施加明顯提高的血壓情況，由此開始自然的明顯的血壓下降。圖2a以面俯視圖在平整展開的狀態(tài)下示出已知的環(huán)套電極。圖2b示出在植入入狀態(tài)下的環(huán)套電極e，在該狀態(tài)下環(huán)套電極e的區(qū)域b1，b2為了實(shí)現(xiàn)節(jié)省空間的形式而相互疊合，此外，環(huán)套電極e的設(shè)置有第一電極組件2的承載基底區(qū)域1b環(huán)套形地包圍神經(jīng)纖維束nfb的一個(gè)區(qū)域。環(huán)套電極e包括柔性的生物兼容的承載基底1，該承載基底在已實(shí)現(xiàn)的實(shí)施方式中是約11μm厚的聚酰亞胺薄膜，在其面向圖2a的繪圖平面的承載基底上側(cè)為了地點(diǎn)分辨地檢測神經(jīng)電信號以及也為了選擇性地電刺激在神經(jīng)纖維束nfb中延伸的單個(gè)神經(jīng)纖維nf安置有由多個(gè)單個(gè)電極組成的第一電極組件2。第一電極組件2的各個(gè)電極與神經(jīng)纖維束nfb的神經(jīng)外膜epi形成直接表面接觸，因?yàn)槌休d基底1在承載基底區(qū)域1b中通過相應(yīng)建立機(jī)械薄膜預(yù)緊自動(dòng)地在構(gòu)造面向神經(jīng)纖維束nfb取向的正圓柱形承載基底表面1‘的情況下卷起，如在圖2b中可見的那樣。因此，第一電子組件2的各個(gè)電極采用在周向u上圍繞神經(jīng)纖維束nfb彎曲的環(huán)形空間形狀。三個(gè)軸向分別相互隔開相同間距地布置的第一電極結(jié)構(gòu)3既用于在地點(diǎn)上選擇性地檢測神經(jīng)電信號也用于選擇性地電刺激至少一個(gè)神經(jīng)纖維nf，所述電極結(jié)構(gòu)在周向u上包括至少兩個(gè)、在圖2a，2b所示實(shí)施例中包括分別八個(gè)第一電極面4。屬于第一電極結(jié)構(gòu)3的各八個(gè)第一電極面4在周向u上均勻地分布，即以45°的角度間距布置。這能夠?qū)崿F(xiàn)在周向分布的八重在地點(diǎn)上選擇性，用于在地點(diǎn)上選擇性地檢測來自要檢驗(yàn)的神經(jīng)纖維束nfb的神經(jīng)電信號。分別在軸向兩側(cè)布置在三個(gè)第一電極結(jié)構(gòu)3旁的第一電極條5在在地點(diǎn)上選擇性地檢測神經(jīng)電信號的情況下用作地電勢，這些電極條完全環(huán)形包圍神經(jīng)纖維束nfb；如果與此相反選擇性地刺激在神經(jīng)纖維束nfb內(nèi)選出的神經(jīng)纖維nf，那么這些第一電極條5分別用作陽極或者說反極。各個(gè)第一電極結(jié)構(gòu)3的三重或者說三極組件能夠由于在金屬電極面4上的組織生長確定并在分析處理技術(shù)上消除阻抗改變，通過所述三重或者說三極組件的各個(gè)第一電極面4能夠單極地檢測神經(jīng)電信號或者說為了在地點(diǎn)上選擇性的刺激而能夠發(fā)出電信號，另一方面與血壓相關(guān)的神經(jīng)信號能夠借助合適的三極放大被探測，這些神經(jīng)信號通過三極組件在時(shí)間上稍微錯(cuò)開地在軸向上沿著相應(yīng)神經(jīng)纖維nf延伸。除了上面說明的第一電極結(jié)構(gòu)3以及各自采用環(huán)形的第一電極條5(所述第一電極條全部安置在圖2a中面向繪圖平面的承載基底表面1‘上并且通過相應(yīng)的電導(dǎo)軌l在近端止于連接結(jié)構(gòu)v)之外，在承載基底1的背側(cè)上存在呈參考電極12形式的第二電極組件，所述第二電極一方面用于檢測體內(nèi)的、信號分析處理所基于的電背景地信號或者說噪聲級，另一方面使得能借助環(huán)套電極e檢測ekg信號。能作為環(huán)套電極e植入的電極組件通過電連接結(jié)構(gòu)v能與嚴(yán)密包封的信號探測和信號發(fā)生器6連接，該信號探測和信號發(fā)生器同樣構(gòu)造成植入件。通過已知的可植入的電極組件能夠在小白鼠上進(jìn)行動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的范圍內(nèi)示出，借助圍繞神經(jīng)纖維束nfb均勻分布地三極布置的、共24個(gè)第一電極面能夠檢測與血壓相關(guān)的神經(jīng)電時(shí)間信號(下面被稱為壓力感受信號)，這些神經(jīng)電時(shí)間信號此外在其在周向上相關(guān)的信號級方面用于定位壓力感受的神經(jīng)纖維。刺激三極地分別通過三極組件的居中布置的第一電極結(jié)構(gòu)3的各電極面4來進(jìn)行，通過這些電極面在探測時(shí)已檢測到低于壓力感受信號的各個(gè)最大信號級。能夠示出，通過選擇性地刺激壓力感受的神經(jīng)纖維能夠可靠地明顯降低血壓，其中，僅產(chǎn)生非常弱的心搏遲緩(脈沖下降到每分鐘60下)以及幾乎不值一提的呼吸遲緩。為了選擇性地電刺激壓力感受的神經(jīng)纖維，電刺激信號在基于固定地預(yù)給定的刺激參數(shù)的確定組合的情況下被應(yīng)用到居中布置的電極結(jié)構(gòu)的相應(yīng)選出的電極面4上。在此，刺激信號以電刺激發(fā)生的方式在可自由選擇的時(shí)間間隔中應(yīng)用在選出的神經(jīng)纖維上，例如每20秒將由100個(gè)單個(gè)脈沖組成的電刺激通過相應(yīng)選出的電極面應(yīng)用到神經(jīng)纖維束上。在此，每個(gè)單個(gè)脈沖具有0.6ms的刺激脈沖時(shí)長，所述刺激脈沖時(shí)長的陽極和陰極刺激幅度的分別為0.8ma，由此能夠?qū)崿F(xiàn)電極極化。通過單個(gè)脈沖的40hz的重復(fù)率(即所謂的刺激頻率)，單個(gè)電刺激的總時(shí)長為100x25ms，即為2.5秒。在小白鼠上實(shí)施的刺激試驗(yàn)中使用了不同的分別被確定地預(yù)給定的刺激參數(shù)，即分別為30至50hz的刺激頻率、0.1ms至0.5ms的刺激脈沖時(shí)長以及0.3ma至1.5ma的刺激幅度。盡管在至今的動(dòng)物試驗(yàn)范圍中獲得的認(rèn)知在通過選擇性地電刺激壓力感受的神經(jīng)纖維來影響血壓方面顯得大有希望，電刺激發(fā)生和以基于器官調(diào)節(jié)機(jī)理引起的血壓下降的方式生物性反應(yīng)之間的定量聯(lián)系至少還大程度地未被理解。尤其在比至今在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中使用的小白鼠更大的動(dòng)物、甚至人類的情況下，應(yīng)適用于通過較大程度的預(yù)確定來進(jìn)行適應(yīng)性刺激，其器官上引起的調(diào)節(jié)結(jié)果應(yīng)處于定量的公差范圍中。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：本發(fā)明所基于的任務(wù)在于通過上述電極組件以下述方式改進(jìn)用于地點(diǎn)上選擇性地檢測沿至少一個(gè)包含在神經(jīng)纖維束中的神經(jīng)傳播的神經(jīng)電信號并用于選擇性地電刺激至少一個(gè)神經(jīng)纖維的能植入組件：使得能夠以明顯更高的精度在植物神經(jīng)系統(tǒng)的特定區(qū)域上、尤其在迷走神經(jīng)上實(shí)施刺激影響從而影響血壓。如果考慮將相應(yīng)的適應(yīng)性措施用在比小白鼠更大的生物上、尤其是人類上時(shí)，那么必須保證的是，至少能夠在可預(yù)測的可量化的公差范圍內(nèi)建立所致力的神經(jīng)的、生理的和/或器官的狀態(tài)。為此需要的全部措施還應(yīng)當(dāng)排除不希望的生物學(xué)副作用。原則上，除了所致力的血壓影響外，該組件替代地或組合地也能夠?yàn)榱擞心繕?biāo)地施加影響而用于任意其它植物性的或感覺運(yùn)動(dòng)機(jī)能的狀態(tài)值。在權(quán)利要求1中說明本發(fā)明所基于的任務(wù)的解決方案。以有利的方式擴(kuò)展構(gòu)成解決方案構(gòu)思的特征是從屬權(quán)利要求的主題以及參照實(shí)施例從進(jìn)一步的說明中獲得。在與用于電刺激至少一個(gè)選出的具有各個(gè)硬性預(yù)給定的刺激參數(shù)，即，刺激脈沖時(shí)長、刺激幅度和刺激頻率的神經(jīng)纖維的上述做法不同的是，按照解決方案構(gòu)造的能植入的組件能夠產(chǎn)生電刺激信號，這些電刺激信號以其形式，即時(shí)間上的幅度變化過程、自然血壓信號的脈沖波形式大程度地被補(bǔ)償以及在時(shí)間上與自然血壓信號重疊中也被應(yīng)用到壓力感受的神經(jīng)纖維上，使得沿壓力感受的神經(jīng)纖維從壓力接收器向腦干傳遞的自然血壓信號符合規(guī)定地被覆寫。因此，本解決方案的刺激不進(jìn)行如至今為止從脈動(dòng)的“開-關(guān)-開-關(guān)”圖表說明的那樣，而是沿壓力感受的神經(jīng)纖維所應(yīng)用的技術(shù)上的電刺激信號被導(dǎo)向具有匹配于自然信號節(jié)奏的刺激頻率的腦干，即，分別在每個(gè)自然的時(shí)間窗口中，在這些自然時(shí)間窗口中，腦干期待自然的血壓信號。穿過主動(dòng)脈弓中的壓力感受場延伸的脈沖波的自然形狀典型地具有少于一秒的脈沖時(shí)長并且此外通過強(qiáng)的快的并且非線性脈沖波上升和緊隨其后的慢的同樣非線性的下降來表征。該機(jī)械脈沖波由壓力接收器轉(zhuǎn)換成神經(jīng)電信號形式。該神經(jīng)電信號通過迷走神經(jīng)被傳導(dǎo)向腦干并且包含關(guān)于機(jī)械脈沖波的強(qiáng)度和時(shí)長的信息。通過匹配該自然神經(jīng)電信號形式，由能植入的組件技術(shù)上開始的自然器官調(diào)節(jié)機(jī)理的影響通過利用施加至至少一個(gè)選出的壓力易感神經(jīng)纖維的技術(shù)性電刺激信號在時(shí)間上相關(guān)地覆寫自然神經(jīng)電時(shí)間信號，其中，所述選出的技術(shù)性電刺激信號的幅度級根據(jù)要達(dá)到的治療目標(biāo)而高于或低于自然神經(jīng)電時(shí)間信號。以該方式，自然器官血壓調(diào)節(jié)機(jī)理不會(huì)或不明顯地被刺激，即，接收技術(shù)上操控出的電刺激信號的腦干不可能識別與自然神經(jīng)電時(shí)間信號的區(qū)別。因此，自然器官調(diào)節(jié)機(jī)理被激活，該調(diào)節(jié)機(jī)理以完全自然的方式導(dǎo)致以確定的要期待的血壓數(shù)值調(diào)節(jié)為特征的調(diào)節(jié)結(jié)果。此外，本解決方案的能植入組件提供自主控制的血壓數(shù)值監(jiān)控的可能性，即，自然器官調(diào)節(jié)機(jī)理僅在這些情況下被激活：與血壓正常值的明顯偏離被確定。以其它有利的方式可能的是，能植入的組件通過自身控制，即，以閉環(huán)功能的方式來運(yùn)行，在該閉環(huán)功能中，由于電刺激而引起的器官調(diào)節(jié)結(jié)果被檢測、被評價(jià)并且如果需要會(huì)經(jīng)歷相應(yīng)的再調(diào)節(jié)。為此，本解決方案的用于地點(diǎn)選擇性地檢測沿至少一個(gè)包含在神經(jīng)纖維束中的神經(jīng)纖維、優(yōu)選壓力感受纖維傳播的神經(jīng)電信號以及用于選擇性地通過下述構(gòu)件電刺激至少一個(gè)神經(jīng)纖維的能植入組件，其特征為：此外不限制一般發(fā)明構(gòu)思地，在影響作為生理參數(shù)的血壓的實(shí)例上闡述本解決方案的組件。當(dāng)然，能植入的組件也能夠被用于影響其他生理參數(shù)，例如呼吸頻率、心跳率、體溫等，或被用在其他癥狀中，例如在自身免疫性疾病、心率不齊、嚴(yán)重抑郁、癲癇等。能植入的組件針對治療交替的身體機(jī)能同樣也能被使用在其它末梢神經(jīng)或中樞神經(jīng)系統(tǒng)或植物神經(jīng)系統(tǒng)上。以在脊髓或大腦受損時(shí)出現(xiàn)的中心式中風(fēng)之后的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)假肢的區(qū)域?yàn)槔Ｔ谶@些情況下，壓力和位置接收器的傳感信號例如能夠用手選擇性地借助能植入的組件被接收，并且抓取力相應(yīng)于額定值預(yù)給定地自發(fā)調(diào)節(jié)。在神經(jīng)調(diào)節(jié)區(qū)域也能夠借助能植入的組件展望在中風(fēng)和偏癱后的康復(fù)。在此，傳感信號能夠耦合地被放大，以便改進(jìn)康復(fù)成果。也可考慮借助能植入的組件通過橫膈膜上的纖維膜實(shí)現(xiàn)被調(diào)節(jié)的呼吸刺激器、對交感神經(jīng)鏈上的交感神經(jīng)系統(tǒng)的調(diào)節(jié)或通過可大程度選擇的末梢神經(jīng)刺激實(shí)現(xiàn)的有效率的疼痛治療。能植入的電極組件設(shè)置成用于沿在神經(jīng)纖維束內(nèi)部的選出的神經(jīng)纖維在地點(diǎn)上選擇性地檢測神經(jīng)電信號以及也為了選擇性地電刺激至少一個(gè)選出的神經(jīng)纖維，該電極組件被安置在能圍繞神經(jīng)纖維束環(huán)套形放置的生物兼容的承載基底上，該承載基底具有在植入狀態(tài)下面向神經(jīng)纖維束取向的正圓柱形承載基底表面。此外，在生物兼容的承載基底上布置了用于檢測代表心臟活力的ekg信號的第二電極組件。該第二電極組件不必放到承載基底的相同承載基底表面上，如前面第一電極組件那樣。能植入的電極組件，即，至少包括第一和第二電極組件，與分析處理/控制單元電連接或能與其連接地被構(gòu)造，在該評價(jià)單元/控制單元中，在地點(diǎn)上選擇性地檢測出的神經(jīng)電信號以及ekg信號能在時(shí)間上分辨地被推導(dǎo)出。構(gòu)造成數(shù)字信號處理器或微處理器的分析處理/控制單元能夠處理信號數(shù)據(jù)以及能夠產(chǎn)生控制信號。與分析處理/控制單元連接的第一比較器單元用于求取測量技術(shù)上檢測出的ekg信號和與血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號之間的特征相對時(shí)間錯(cuò)位。以有利的方式，在此ekg信號的r尖角和信號側(cè)點(diǎn)之間的時(shí)間間隔沿與血壓波相關(guān)的測量技術(shù)上檢測出的時(shí)間信號的正向強(qiáng)烈上升的信號沿被求取。與脈沖波或者說血壓相關(guān)的測量技術(shù)上檢測出的神經(jīng)時(shí)間信號的特征為與第一電極組件的構(gòu)型有關(guān)的大多數(shù)情況下多級的信號形式，用于求取相對于時(shí)間上直接超前的ekg信號的特征信號側(cè)點(diǎn)能配屬于該信號形式。此外，在ekg信號和血壓波或者說脈沖波或者說與該血壓波相關(guān)的測量技術(shù)上求出的時(shí)間信號之間的被求出的時(shí)間錯(cuò)位用于將技術(shù)信號的產(chǎn)生在時(shí)間上精確地匹配于沿壓力感受的神經(jīng)纖維傳播的自然神經(jīng)電信號。此外，分析處理/控制單元求取時(shí)間窗口，在該時(shí)間窗口內(nèi)部，與血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號處于超出確定的幅度級，即，該時(shí)間窗口相應(yīng)于血壓波的脈沖時(shí)長。目標(biāo)是，為影響血壓而在借助分析處理/控制單元求出的時(shí)間窗口之內(nèi)將技術(shù)上的電刺激信號施加到至少一個(gè)選出的壓力感受神經(jīng)纖維上，使得大腦在一時(shí)間點(diǎn)獲得具有匹配于自然脈沖波時(shí)長的信號時(shí)長的電刺激信號，在該時(shí)間點(diǎn)大腦期待正常的、即自然的血壓信號。此外，分析處理/控制單元與第一函數(shù)發(fā)生器電連接，該函數(shù)發(fā)生器在分別由分析處理/控制單元求出的、相對于ekg信號具有求出的相對時(shí)間錯(cuò)位的時(shí)間窗口之內(nèi)產(chǎn)生由n個(gè)單個(gè)脈沖組成的電刺激信號，其相位和時(shí)間上的幅度變化過程匹配于與生理參數(shù)、優(yōu)選血壓相關(guān)的被推導(dǎo)出的神經(jīng)時(shí)間信號。優(yōu)選，電刺激信號的區(qū)別僅在于時(shí)間上變化的幅度級，該幅度級在治療高血壓時(shí)比與自然血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號的幅度級選擇得更大或者說更高。因此，大腦獲得關(guān)于強(qiáng)烈提高的血壓的信息，為了對抗強(qiáng)烈提高的血壓而激活相應(yīng)的自然器官調(diào)節(jié)機(jī)理。為了轉(zhuǎn)變并且繼續(xù)傳導(dǎo)由n個(gè)單個(gè)脈沖組成的、呈電流信號形式的電刺激信號，第一函數(shù)發(fā)生器以及能植入的電極組件的第一電極組件間接或直接通過第一信號-電流轉(zhuǎn)換器連接，該第一信號-電流轉(zhuǎn)換器向第一電極組件傳導(dǎo)用于選擇性地電刺激至少一個(gè)神經(jīng)纖維的電刺激信號。除了其第一電極組件與神經(jīng)纖維束的神經(jīng)外膜處于物理接觸，即電接觸，能植入的組件的其余所有組件，即分析處理/控制單元、第一比較器單元、第一函數(shù)發(fā)生器以及第一信號-電流轉(zhuǎn)換器集成在能植入模塊中，即，被由生物兼容的材料組成的膠囊液體密封地被包圍，其中，至少一個(gè)電連接結(jié)構(gòu)設(shè)置成用于使在能植入模塊內(nèi)部聯(lián)合的構(gòu)件與能植入的電極組件進(jìn)行電接觸。通過可選擇的電刺激與自然神經(jīng)電信號沿選出的壓力感受神經(jīng)纖維的傳遞的時(shí)間相干的一致性，以及通過刺激信號匹配于信號時(shí)長并且信號形式匹配于自然壓力感受神經(jīng)信號，不同之處僅反映在相對于自然壓力感受信號大部分被提升的、即在時(shí)間上變化的較高幅度級。當(dāng)然也能夠借助本解決方案的能植入的組件將較小的幅度級應(yīng)用于至少一個(gè)選出的神經(jīng)纖維。為了定量地確定技術(shù)上的幅度級提高或者說減小，能植入的組件設(shè)置至少一個(gè)與分析處理/控制單元電連接的第二比較器單元，該第二比較器單元將配屬于與血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號的至少一個(gè)信號級與至少一個(gè)參考信號比較并且因此產(chǎn)生級值差。分析處理/控制單元此外至少基于求出的級值差至少確定刺激信號的所述時(shí)間上的幅度變化過程，即，如果借助能植入的組件在測量技術(shù)上探測出的與血壓有關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號明顯與預(yù)給定的參考信號有偏差，那么根據(jù)調(diào)節(jié)要求而定地相對于測量技術(shù)上求出的與血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號來提高或降低電刺激信號的在時(shí)間上變化的幅度級。在治療高血壓的情況下，通常需要明顯提高在時(shí)間上變化的幅度級，以便以該方式向大腦輸入關(guān)于提高的血壓的信息，該大腦基本在自然器官或生物調(diào)節(jié)機(jī)理的范圍內(nèi)試圖減小已被提高地確定的血壓級。借助在圖2a和圖2b中繪出的環(huán)套電極組件進(jìn)行的上述電刺激沿具有各向同性的信號方向耦合、即沒有預(yù)給定確定的信號傳播方向的壓力感受神經(jīng)纖維來進(jìn)行，使得電刺激信號既能夠沿傳入神經(jīng)纖維也能夠沿傳出神經(jīng)纖維傳播。為了抑制電刺激信號沿傳出神經(jīng)纖維的信號傳播，即，指向心臟方向，而無需在此給神經(jīng)纖維束內(nèi)部的非壓力感受的輸入以及傳出神經(jīng)纖維施加明顯持續(xù)的影響，相對于圖2中描述的電極組件改變的環(huán)套電極組件是合適的，該環(huán)套電極組件補(bǔ)充了至少一個(gè)第三電極組件，所述第三電極組件用于抑制沿神經(jīng)纖維束內(nèi)的至少一個(gè)選出的神經(jīng)纖維進(jìn)行的單向電信號傳遞。如第一電極組件那樣，同樣在相同的一體式連續(xù)構(gòu)造的承載基底上被安置在相同的承載基底表面上的第三電極組件在空間上固定地配合于第一電極組件，尤其是至少三個(gè)第一電極結(jié)構(gòu)的第一電極面，神經(jīng)纖維束內(nèi)部的壓力感受神經(jīng)纖維借助這些電極結(jié)構(gòu)在地點(diǎn)上選擇性地被檢測并且此外可選的能被電刺激。在知道已定位的壓力感受神經(jīng)纖維的情況下，第三電極組件為了可選的抑制壓力感受神經(jīng)纖維而被用于抑制電刺激信號沿傳出神經(jīng)纖維、即通向心臟的神經(jīng)纖維繼續(xù)傳導(dǎo)。為此具有至少一個(gè)第三電極結(jié)構(gòu)的至少兩個(gè)、優(yōu)選四個(gè)或更多的第二電極面，這些電極面如至少三個(gè)第一電極結(jié)構(gòu)在面向神經(jīng)纖維束取向的、正圓柱形構(gòu)造的承載基底表面的周向上的第一電極面那樣均勻分布地布置。為了抑制所定位的壓力感受傳出神經(jīng)纖維，第三電極結(jié)構(gòu)的第三電極面的至少一個(gè)被電激活，由此引起對所涉及的傳出神經(jīng)纖維的有目的的、在時(shí)間上限界的、可選的抑制。在此，電極化場從各至少一個(gè)激活的第三電極面進(jìn)入神經(jīng)纖維束中并且首先與要抑制的神經(jīng)纖維交變作用。為了軸向限制在抑制期間傳播到神經(jīng)纖維束中的電極化場，在軸向上在兩側(cè)安裝的第二電極條分別用作第三電極結(jié)構(gòu)，這些電極條在環(huán)套電極的植入狀態(tài)下為完全包圍神經(jīng)纖維束的環(huán)電極。為了抑制選出地傳出神經(jīng)纖維，被改變的能植入的電極組件這樣應(yīng)用到神經(jīng)纖維束上，使得附加設(shè)置的第三電極組件面向心臟或者說壓力感受接收器定向、即尾端定向，并且第一電極組件沿神經(jīng)纖維束面向大腦、即頭端地取向，借助該第一電極組件進(jìn)行神經(jīng)電信號的可選的檢測以及對局部的神經(jīng)纖維的電刺激。借助第三電極組件，以所謂的陽極封鎖的方式或者通過應(yīng)用正弦形式的頻率在千赫茲范圍中的信號實(shí)現(xiàn)所述抑制。在陽極封鎖的情況下，第二電極面中的至少一個(gè)被極化為陽極，由此在傳出神經(jīng)纖維的地點(diǎn)處產(chǎn)生占主導(dǎo)地位的電勢，通過該電勢抑制了對相應(yīng)神經(jīng)纖維的進(jìn)行激活的刺激。同樣能夠在高頻信號應(yīng)用方面實(shí)現(xiàn)抑制，在該高頻信號應(yīng)用的情況下，高頻電抑制信號設(shè)立在至少一個(gè)選出的第三電極面上，由此電信號傳遞機(jī)理沿傳出神經(jīng)纖維被暫時(shí)壓制。在兩種情況下，根據(jù)解決方案所設(shè)置的第三電極組件通過兩個(gè)第三電極條的軸向間距給定而具有空間上的軸向局限性，該第三電極組件由于該軸向局限性而沿要抑制的傳出神經(jīng)纖維在軸向上被在空間上進(jìn)行限界，盡管能植入的電極組件無論如何不應(yīng)超過4cm的軸向長度，使得大腦側(cè)沿神經(jīng)纖維束布置的第一電極組件能夠在各局部傳入神經(jīng)纖維中不受抑制機(jī)理影響地耦合向大腦引導(dǎo)的電刺激信號。以該方式能夠排除副作用，所述副作用由朝通向心臟的即傳出神經(jīng)纖維方向的可能的直接刺激造成。以有利的方式，第三電極結(jié)構(gòu)的第三電極面在環(huán)套電極的植入狀態(tài)下沿虛擬的圓線均勻分布地布置，以便以該方式相對于神經(jīng)纖維束的周緣選擇性地并且有效地抑制已定位的傳出神經(jīng)纖維。然而，以有利的方式，第三電極面不必在形狀和大小方面相互相同地構(gòu)造，其中，其軸向延伸尺度分別選擇成相同的，并且三個(gè)第一電極結(jié)構(gòu)的第一電極面的軸向延伸尺度相同。各個(gè)第三電極面的在周向去取向的延伸尺度比第一電極面的在周向上取向的延伸尺度選擇得更大。因此，第三電極面相比第一電極面優(yōu)選具有更大的面尺寸，由此，第三電極面能夠電極化確定的傳出神經(jīng)纖維的在地點(diǎn)上的選擇性大于第一電極面能夠電刺激已定位的神經(jīng)纖維的在地點(diǎn)上的選擇性。替代地，第三電極面代替矩形地也能夠構(gòu)造成圓面。這具有以下優(yōu)點(diǎn)，即不會(huì)由于棱邊或棱角造成局部的電勢場尖。第三電極組件優(yōu)選以三極電極組件的形式構(gòu)造，即，三個(gè)電極結(jié)構(gòu)在軸向上在兩側(cè)被各一個(gè)環(huán)形地構(gòu)造的第三電極條限界，其中，沿承載底座的兩個(gè)第三電極條之間的軸向間距優(yōu)選被選擇在0.5cm到3cm之間，尤其在0.75cm和1.25cm之間。環(huán)形構(gòu)造的第三電極條優(yōu)選具有1μm和5mm之間、優(yōu)選100μm和4000μm之間的軸向延伸尺度。第三電極結(jié)構(gòu)的第三電極面在軸向上居中地布置在兩個(gè)第三電極條之間并且具有軸向延伸尺度，使得與第二電極條的各軸向間距大于其本身的軸向延伸尺度。尤其，在實(shí)施去極化措施的可能性方面可考慮的是，取代一個(gè)第三電極結(jié)構(gòu)，與構(gòu)造第一電極組件內(nèi)部的各個(gè)第一電極結(jié)構(gòu)相同地在第三電極條之間布置三個(gè)軸向間隔開的第三電極結(jié)構(gòu)。僅為了完整起見而提及的是，同樣可考慮，在對應(yīng)的第一和第三電極條之間布置多于三個(gè)的第一和第三電極結(jié)構(gòu)。因此可以設(shè)置三個(gè)、五個(gè)、七個(gè)或更多的奇數(shù)個(gè)第一和/或第三電極結(jié)構(gòu)。在優(yōu)選的實(shí)施例中，第三電極結(jié)構(gòu)包括四個(gè)第三電極面，它們的電極面大小分別被選擇為小于各一個(gè)第三電極條面積的四分之一。因?yàn)榧仍诘谝浑姌O組件又在第三電極組件中設(shè)置的第一或第三電極條分別用作用于極化各個(gè)第一或第三電極結(jié)構(gòu)的接地極或反極，因此由于載荷對稱的關(guān)系，第一和第三電極條的面積分別選擇成相等。然而也可考慮在構(gòu)在第一和第三電極條中的個(gè)別獨(dú)立的面積選擇。此外已證明有利的是，第三電極組件的全部電極，即第三電極面和第三電極條由導(dǎo)電材料來制造，該導(dǎo)電材料與組成第一電極組件的第一電極面的電極材料相比具有較小的載荷傳遞能力。作為特別合適的具有特別高載荷傳遞能力的材料，氧化銥被用于構(gòu)造第一電極組件的各個(gè)第一電極面，然而第三電極面和第三電極條的材料由鉑或由能導(dǎo)電的聚合物組成。第一和第三電極組件的全部電極面優(yōu)選與承載基底的承載基底表面齊平地構(gòu)造或相對于該承載基底表面縮進(jìn)地布置，使得這些電極面不超出承載基底表面，以便盡可能受保護(hù)地與神經(jīng)纖維束的神經(jīng)外膜進(jìn)行表面接觸。通過無創(chuàng)式表面接觸，能植入的電極組件能夠沿神經(jīng)纖維束有步驟地容易地被施加并且被定位，其中，神經(jīng)外膜僅最小程度地被刺激直至不被刺激。為了還抵制取決于植入的組織刺激和發(fā)炎反應(yīng)，這里提供，由生物兼容的聚合物組成的承載基底至少在每個(gè)與神經(jīng)纖維束處于直接表面接觸的區(qū)域中設(shè)置有抑制發(fā)炎反應(yīng)的作用材料。能夠通過與環(huán)套形的環(huán)套電極表面接觸產(chǎn)生的用于減少神經(jīng)纖維束的機(jī)械刺激的另一措施涉及將包圍神經(jīng)纖維束的承載基底的軸向限界棱邊這樣倒圓，使得生物兼容的承載基底在面向神經(jīng)纖維束取向的正圓柱形承載基底表面的區(qū)域中分別具有軸向?qū)χ玫倪吘墔^(qū)域，在這些邊緣區(qū)域上承載基底比在其余的承載基底區(qū)域中具有更大的基底厚度，其中，邊緣區(qū)域具有倒圓的邊緣棱邊。在用于電抑制已定位的神經(jīng)纖維的第三電極組件的區(qū)域中，另一優(yōu)選實(shí)施方式設(shè)置了至少一個(gè)、優(yōu)選多個(gè)光波導(dǎo)體開口或者說光波導(dǎo)體孔，通過這些光波導(dǎo)體開口或者說光波導(dǎo)體孔，光能夠通過神經(jīng)纖維束的神經(jīng)外膜被施加或者說被耦合。光波導(dǎo)體開口優(yōu)選相對于兩個(gè)第二電極條軸向間隔開地布置并且以相應(yīng)于第三電極結(jié)構(gòu)的第三電極面的形狀、大小和分布地復(fù)制。通過設(shè)置多個(gè)在空間上分離的、面向神經(jīng)纖維束地在承載基底表面上通入的光波導(dǎo)體，統(tǒng)一的或不同的具有不同波長的光學(xué)信號能夠?yàn)榱嗽谏窠?jīng)纖維束內(nèi)部光學(xué)地激活神經(jīng)的光發(fā)生反應(yīng)而施加于神經(jīng)纖維束。因此通過在神經(jīng)纖維束內(nèi)部的多個(gè)合適地布置的光波排出開口或孔在地點(diǎn)上選擇性地觸發(fā)神經(jīng)激活反應(yīng)或抑制反應(yīng)，該激活反應(yīng)或抑制反應(yīng)能夠替代于或補(bǔ)充于通過電極面引起的神經(jīng)進(jìn)程地進(jìn)行。如已經(jīng)提及，沿神經(jīng)纖維束這樣施加根據(jù)本解決方案構(gòu)造的能植入的電極組件，使得第三電極組件沿神經(jīng)纖維束在面向心臟的方向上安置。以該方式保證，傳出神經(jīng)纖維能夠被抑制，然而面向沿神經(jīng)纖維束的大腦取向的第一電極組件能夠用于選擇性地刺激已定位的傳入(即通向大腦的)神經(jīng)纖維。如果需要選擇性地抑制傳入神經(jīng)纖維，那么改型的能植入的電極組件以相反取向沿神經(jīng)纖維束被植入。另一可能的實(shí)施方式設(shè)置了抑制第二電極組件的第三電極組件，該第三電極組件沿軸向在第一電極組件旁與第三電極組件對置地安裝。此外，環(huán)套形包圍神經(jīng)纖維束的電極組件的體內(nèi)植入原則上面臨的問題是，安置在聚酰亞胺承載基底上的電極條和電極面經(jīng)受持續(xù)潮濕的環(huán)境，由此退化現(xiàn)象尤其能夠出現(xiàn)在電極面和聚酰亞胺承載基底之間的平面連接部上，這些退化現(xiàn)象導(dǎo)致局部溶解并且與之聯(lián)系地至少導(dǎo)致接觸退化，通過這些接觸退化最后損害電極組件的電效率。為了應(yīng)對這些取決于環(huán)境的、金屬電極面和聚酰亞胺承載基底之間的溶解現(xiàn)象，在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式中，第一和第三電極條至少分別具有至少一個(gè)局部開口，其中，第一和第三電極條這樣與承載基底或者說承載基底表面平面地連接，使得組成承載基底的聚合物或者說聚酰亞胺至少部分地穿過至少一個(gè)開口。由此實(shí)現(xiàn)了對應(yīng)的電極條與承載基底的改進(jìn)的機(jī)械錨定。用于在電極面或者說電極條和承載基底的生物兼容的聚酰亞胺或者說聚合物材料之間持續(xù)穩(wěn)定連接的另一可能性在于電極面或者說電極條的特別構(gòu)造形式，從而電極能特定地集成到承載基底中。為此，第一和第三電極條尤其具有各一個(gè)帶有平整的上側(cè)和下側(cè)的金屬基板，該上側(cè)和下側(cè)具有至少一個(gè)、優(yōu)選多個(gè)正交地局部伸出基板上側(cè)的結(jié)構(gòu)元件，這些結(jié)構(gòu)元件優(yōu)選柱狀、肋狀、套狀或橋狀地構(gòu)造。金屬基板完全被承載基底的生物兼容的聚合物包圍，例外情況是至少一個(gè)結(jié)構(gòu)元件的第一表面區(qū)域，該第一表面區(qū)域面向承載基底表面地取向并且不伸出該承載基底表面。因此減小了可自由觸及承載基底表面的電極接觸面，然而所述電極接觸面由于基板以及一體地連接在其上的結(jié)構(gòu)元件(除面向承載基底表面取向的表面區(qū)域外)的密封包圍而完全被承載基底的生物兼容的聚合物包圍。使得取決于環(huán)境的液體或濕氣難以侵入到電極條和承載基底的生物兼容的聚合物之間，從而能夠大程度排除退化現(xiàn)象。在另一優(yōu)選實(shí)施方式中，優(yōu)選在金屬基板的下側(cè)和承載基底的生物兼容聚合物之間放入抵制可能的取決于濕氣的溶解現(xiàn)象的增附劑層或增附劑層組件。本解決方案的能植入的組件能夠有利地實(shí)施用于在地點(diǎn)上選擇性地檢測神經(jīng)電信號以及選擇性地電刺激至少一個(gè)神經(jīng)纖維的方法，這些信號沿人類或動(dòng)物的活著的組織的至少一個(gè)包含在神經(jīng)纖維束中的神經(jīng)纖維來傳播。尤其在電刺激傳入神經(jīng)纖維、即神經(jīng)電信號沿其通向大腦的神經(jīng)纖維的情況下，本解決方案的電刺激不引起對大腦功能的刺激或明顯刺激，因?yàn)榇竽X不能區(qū)分自然神經(jīng)電信號與電刺激信號。本解決方案的方法的特征在于以下方法步驟：首先在地點(diǎn)上選擇性地檢測沿神經(jīng)纖維傳播的神經(jīng)電信號，以影響這些信號。該步驟能夠借助已知的電極組件來進(jìn)行?；跈z測出的自然神經(jīng)電信號產(chǎn)生“人工”的電信號，其信號時(shí)長和時(shí)間上的幅度變化過程相應(yīng)于檢測出的自然神經(jīng)電信號。根據(jù)治療學(xué)的目標(biāo)預(yù)給定，例如血壓降低或升高，以下述方式改變“人工”產(chǎn)生的電信號：在該電信號中，幅度至少在電信號信號時(shí)長的時(shí)間部分區(qū)域內(nèi)被升高或降低。優(yōu)選，電信號的時(shí)間上的幅度變化過程全部、即在電信號的整個(gè)信號時(shí)長上統(tǒng)一地被提高或降低。通過這些措施獲得在時(shí)間上的階段中借助神經(jīng)電信號被應(yīng)用到神經(jīng)纖維上的電刺激信號。這意味著，自然神經(jīng)電信號在時(shí)間上相干地、即相應(yīng)于其在時(shí)間上的信號時(shí)長和在時(shí)間上的順序沿神經(jīng)纖維借助各一個(gè)電刺激信號被覆寫。通過進(jìn)行在時(shí)間上相干的覆寫過程，包含自然神經(jīng)電信號的信息由人工產(chǎn)生的、記錄電刺激信號的信息取代。因?yàn)殡姶碳ば盘栄貍魅肷窠?jīng)纖維以與原始神經(jīng)信號相同的時(shí)間順序和相同的在時(shí)間上的信號時(shí)長傳播，所以在大腦中不可能區(qū)別神經(jīng)電信號和電刺激信號。為了避免施加到對應(yīng)的神經(jīng)纖維上的電刺激信號沿該神經(jīng)纖維雙向地傳播，設(shè)置優(yōu)選的補(bǔ)充方案，即時(shí)間上在將相應(yīng)的電刺激信號應(yīng)用到神經(jīng)纖維上之前和/或期間，電抑制信號被這樣施加到該神經(jīng)纖維上，使得電刺激信號僅能夠單向地沿該神經(jīng)纖維傳播。對沿不希望的神經(jīng)纖維方向的信號傳播的抑制優(yōu)選借助獨(dú)立于用于電刺激信號的電應(yīng)用的電極組件的附加的電極組件來進(jìn)行，該附加的電極組件與沿神經(jīng)纖維施加所述電刺激信號的地點(diǎn)間隔開地并且背離電刺激信號的傳播方向地被安裝。此外參照附圖闡述以有利的方式構(gòu)造能植入組件的所有其它特征。附圖說明在后面在不限制普遍發(fā)明構(gòu)思的情況下根據(jù)實(shí)施例參照附圖示例性地描述本發(fā)明。附圖示出：圖1用于示出本發(fā)明的能植入組件的全部組件的方框圖表，圖2a,b根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的能植入的電極組件，圖3用于示出ekg信號和與血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號的時(shí)間曲線圖，圖4用于闡述由n個(gè)單個(gè)脈沖組成的刺激信號以及用于闡述單個(gè)脈沖的圖示，圖5用于血壓調(diào)節(jié)的能植入組件的兩個(gè)替代運(yùn)行方式的圖示，圖6能植入的電極組件的示意性俯視圖，具有用于抑制可選的神經(jīng)纖維的第三電極組件，圖7a具有開口的電極條的圖示，圖7b集成到承載基底中的電極條的細(xì)節(jié)圖示，圖7c結(jié)構(gòu)元件的替代構(gòu)造，圖8a-f附加增強(qiáng)能植入的電極組件的環(huán)套的圖示，圖9能植入的電極組件的液壓應(yīng)用結(jié)構(gòu)，圖10用于實(shí)施對神經(jīng)纖維的電刺激的流程圖表。具體實(shí)施方式圖1示出方框圖，該方框圖示出能植入組件的各個(gè)構(gòu)件，它們大多分別通過雙向電通訊路徑(參見連接箭頭圖示)相互連接。各個(gè)通訊路徑能夠以有線連接導(dǎo)線或無線連接導(dǎo)線的形式來實(shí)現(xiàn)，通過這些連接導(dǎo)線能雙向傳遞用于信息數(shù)據(jù)傳遞以及電能傳遞的電信號。能植入組件的主要構(gòu)件涉及能植入的電極組件e、分析處理/控制單元a/s、與分析處理/控制單元a/s電連接的第一比較器單元k1、同樣與分析處理/控制單元a/s連接的第一函數(shù)發(fā)生器f1、以及既與第一函數(shù)發(fā)生器f1間接或直接連接又與能植入的電極組件e電連接的第一信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw1。在第一實(shí)施方式中，能植入的電極組件e相當(dāng)于如在圖2a、2b中所示的已知的電極組件，該電極組件能環(huán)套形地圍繞神經(jīng)纖維束地應(yīng)用，其中，為了選擇性地探測電神經(jīng)時(shí)間信號，設(shè)置優(yōu)選構(gòu)造成三極組件的第一電極結(jié)構(gòu)3，這些電極結(jié)構(gòu)分別在軸向上在兩側(cè)被在植入狀態(tài)下呈環(huán)形的第一電極條5限界，為此參見圖2a、2b。附加地，能植入的電極組件e設(shè)置至少一個(gè)用于檢測ekg信號的電極，這種ekg信號截取例如能借助根據(jù)圖2a中說明的能植入的電極組件的參考電極12進(jìn)行。借助電極組件e探測出的電信息時(shí)間分辨地被輸送給分析處理/控制單元a/s，用于進(jìn)一步分析評價(jià)，所述電信息既涉及ekg信號又涉及與血壓相關(guān)的神經(jīng)電時(shí)間信號。優(yōu)選，定時(shí)單元t用于時(shí)間分辨地檢測電信號和向分析處理/控制單元a/s傳遞電信號。為了進(jìn)一步更好地理解能植入組件的功能方式，聯(lián)系圖3示出借助在頸動(dòng)脈區(qū)域中圍繞迷走神經(jīng)應(yīng)用的第二電極組件檢測的ekg信號(參見a)、穿過主動(dòng)脈(參見b)的自然脈沖波或者說血壓波pw、以及由神經(jīng)電信號推導(dǎo)出的與血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號zs(參見c)之間在時(shí)間上的關(guān)系，所述自然脈沖波或者說血壓波例如借助在主動(dòng)脈內(nèi)部安裝的血壓傳感器能直接靠近心臟檢測。通過機(jī)械脈沖波pw刺激主動(dòng)脈壁中的壓力接收器，由此，壓力接收器頻率編碼地根據(jù)脈沖波pw的強(qiáng)度發(fā)出神經(jīng)電信號。幾百個(gè)壓力接收器的同步刺激合起來產(chǎn)生神經(jīng)電信號，該神經(jīng)電信號能夠通過圍繞迷走神經(jīng)應(yīng)用的環(huán)套電極被截取。然而，對于為了治療動(dòng)機(jī)的對沿迷走神經(jīng)指向大腦的自然神經(jīng)電信號的信號覆寫而技術(shù)刺激迷走神經(jīng)而言，需要考慮至少兩個(gè)時(shí)間滯后效應(yīng)，這些時(shí)間滯后效在技術(shù)刺激時(shí)應(yīng)被考慮或者說被補(bǔ)償，尤其是該刺激應(yīng)盡可能自然地進(jìn)行，以便避免大腦通過技術(shù)信號干預(yù)被持久地刺激：一方面這涉及ekg信號的開始或者說ekg信號的r尖角(參見圖3a)和在主動(dòng)脈中的血壓波pw的上升(參見圖3b中的點(diǎn)p1)之間的時(shí)間錯(cuò)位zv。另一方面這涉及壓力接收器的刺激和轉(zhuǎn)換與神經(jīng)電時(shí)間信號zs之間時(shí)間錯(cuò)位zv*，直至該時(shí)間信號已經(jīng)到達(dá)環(huán)套電極e應(yīng)覆寫自然血壓信號的區(qū)域。該時(shí)間錯(cuò)位zv*典型地在點(diǎn)p1和神經(jīng)電時(shí)間信號zs的第一最大值m之間進(jìn)行選擇。神經(jīng)電時(shí)間信號zs能夠不同地出現(xiàn)，大體上這些時(shí)間信號具有所謂的“墨西哥帽”形狀并且因此由多個(gè)“振動(dòng)”組成。這首先看起來令人吃驚，尤其脈沖波信號pw并非被壓力接收器以“波形”編碼。對此的原因在于第一電極組件的三極構(gòu)型。因此，“單峰”的自然神經(jīng)電脈沖波信號沿迷走神經(jīng)在縱向方向上在第一電極組件的三個(gè)電極結(jié)構(gòu)旁經(jīng)過并且能夠使這三個(gè)電極結(jié)構(gòu)在時(shí)間上先后極化。以該方式，單極神經(jīng)電信號被轉(zhuǎn)換成多極神經(jīng)電時(shí)間信號zs。此外，推導(dǎo)出的多極神經(jīng)電時(shí)間信號zs在時(shí)間上始終處于脈沖波pw的特征上升沿點(diǎn)p1和特征下降沿點(diǎn)p2之間，即，在相應(yīng)于脈沖波pw的時(shí)長的時(shí)間窗口t1之內(nèi)。在考慮上述時(shí)間錯(cuò)位zv和zv*的情況下，必須在時(shí)間窗口zf之內(nèi)(參見圖3d)產(chǎn)生電刺激信號并且通過第一電極組件將該電刺激信號應(yīng)用到迷走神經(jīng)上，用于選擇性地刺激至少一個(gè)壓力感受的神經(jīng)纖維。與檢測和測量技術(shù)上利用ekg信號不同，對與血壓相關(guān)的神經(jīng)電時(shí)間信號zs(參見圖3c)的求取需要特定的信號處理或者說信號傳播，尤其是由于在測量技術(shù)上檢測出的與血壓相關(guān)的時(shí)間信號zs的信號級不能與包圍的電噪聲級區(qū)別。在此，借助能植入的電極組件獲得的神經(jīng)電信號優(yōu)選以ekg信號為觸發(fā)器經(jīng)受相干平均，其中，所有這種信號部分都經(jīng)歷附加放大，該附加放大能重復(fù)地跟蹤血壓。為此，其它細(xì)節(jié)能夠從開始引述的文獻(xiàn)(dennist.t.plachta，oscarcota，thomasstieglitz，mortimergierthmuehlen“在使用多管-克拉夫-電極的情況下針對降壓植入物進(jìn)行可選擇推導(dǎo)出和刺激，technischesmessen，2013，vol.80(5)，163-172頁”的文章中已經(jīng)發(fā)表(selektiveableitungundstimulationfüreinblutdrucksenkendesimplantatunterverwendungvonvielkanal-cuff-elektroden"，tm-technischesmessen，2013，vol.80(5)，pp.163-172)。)中獲得。借助這樣獲得的與血壓相關(guān)的神經(jīng)電時(shí)間信號zs(在圖3c中以其時(shí)間上變化的幅度變化過程被示出)，可求取相對于ekg信號的時(shí)間錯(cuò)位zv(參見圖3a)。在此要提出，借助能植入組件能求取的與血壓相關(guān)的神經(jīng)電時(shí)間信號zs僅相應(yīng)于一個(gè)相對的血壓值，即，電勢隨著血壓上升和下降，然而，時(shí)間信號最大值不表示單位為mmhg的絕對血壓。因此，為了確定絕對血壓值需要設(shè)置一個(gè)附加的外部或內(nèi)部參考傳感器，借助該參考傳感器能檢測絕對血壓。優(yōu)選同樣能植入的技術(shù)上的血壓傳感器、例如本身已知的尖導(dǎo)管或一個(gè)能安置在人外部部的血壓測量套適合于校準(zhǔn)借助能植入的電極組件獲得的時(shí)間信號zs。為此，在圖1中參考血壓傳感器sb是不必構(gòu)造成能植入單元的其它構(gòu)件。優(yōu)選，借助參考血壓傳感器sb求出的絕對血壓值同樣時(shí)間分辨地輸送給分析處理/控制單元a/s。與參考血壓傳感器sb處于數(shù)據(jù)交換的時(shí)鐘uh適用于相應(yīng)的時(shí)間檢測。為了在被能植入的電極組件e環(huán)套形包圍的神經(jīng)束內(nèi)部以針對有效率的血壓治療所需要的方式電刺激壓力感受神經(jīng)纖維，需要對ekg信號以及與血壓相關(guān)的神經(jīng)電信號進(jìn)行分析。與此相關(guān)的分析處理在分析處理/控制單元a/s中以準(zhǔn)確檢測以下時(shí)間點(diǎn)為目的來進(jìn)行，在所述時(shí)間點(diǎn)上，大腦期待通過壓力感受神經(jīng)纖維傳遞的壓力感受信號。此外，對傳遞血壓信號的神經(jīng)纖維在技術(shù)上的電刺激應(yīng)與自然血壓信號輸入在時(shí)間點(diǎn)、時(shí)長以及定性的時(shí)間上地改變的信號形式方面一致。作為計(jì)時(shí)器或者說觸發(fā)信號，ekg信號例如通過參考電極12(參見圖2a)被檢測為人工傷害，并且作為時(shí)間信號向分析處理/控制單元a/s傳遞。此外，在分析處理/控制單元a/s中，ekg信號和自然脈沖波pw之間的時(shí)間錯(cuò)位zv被確定。ekg信號的r尖角和沿血壓波pw的上升開始沿的特征信號沿點(diǎn)p1之間的時(shí)間差尤其用于此。該時(shí)間錯(cuò)位zv在具有正常脈搏(65bpm)的人類的情況下將處于小于200ms(圖3a，參見單位為秒的時(shí)間軸)。此外，在分析處理/控制單元a/s范圍內(nèi)測量脈沖波的特征脈沖時(shí)長t1，該脈沖時(shí)長通過沿下降信號沿的第一信號沿點(diǎn)p1以及第二信號沿點(diǎn)p2的時(shí)間間隔來給定。此外，在分析處理/控制單元a/s內(nèi)部在考慮取決生物的滯后，例如由于將機(jī)械事件(脈沖波)轉(zhuǎn)換成生物電信號造成的和/或通過將機(jī)械電流信號轉(zhuǎn)換成生物神經(jīng)電勢造成的和/或通過特征傳導(dǎo)速度沿神經(jīng)纖維引起的時(shí)間滯后造成的時(shí)間滯后，的情況下求取經(jīng)更正的時(shí)間錯(cuò)位zv*，該經(jīng)更正的時(shí)間錯(cuò)位在產(chǎn)生刺激信號時(shí)被考慮。因此要對至少一個(gè)壓力感受神經(jīng)纖維在確定的時(shí)間窗口zf之內(nèi)進(jìn)行電刺激，該時(shí)間窗口相對于檢測出的ekg信號處于限定的時(shí)間錯(cuò)位zv+zv*中。這借助函數(shù)發(fā)生器f1來進(jìn)行，該函數(shù)發(fā)生器產(chǎn)生由n個(gè)單個(gè)脈沖組成的且以相位和時(shí)間上的幅度變化過程匹配于與自然血壓相關(guān)的神經(jīng)電信號sn(參見圖4a)的刺激信號ssi。相關(guān)聯(lián)地應(yīng)提及，沿壓力感受神經(jīng)纖維傳播的自然神經(jīng)電信號sn在時(shí)長tsn和幅度形狀方面與血壓或者說脈沖波pw的形狀和脈沖時(shí)長相等。函數(shù)發(fā)生器f1在此改變n個(gè)單個(gè)脈沖ep(在圖4中刺激信號ssi由13個(gè)單個(gè)脈沖ep組成，實(shí)際上100至200個(gè)單個(gè)脈沖產(chǎn)生一個(gè)刺激信號)的幅度并且因此近似反映借助能植入的電極組件e檢測出的在刺激信號ssi中的生物壓力變化過程，作為包裹功能。與血壓相關(guān)的時(shí)間信號zs的脈沖時(shí)長t1以及其最大幅度amax用于確定刺激信號ssi在時(shí)間上變化的幅度變化過程，即，用于確定單個(gè)脈沖ep在刺激信號內(nèi)部相互調(diào)諧的幅度。以有利的方式，脈沖時(shí)長t1以及最大幅度amax在第一比較器單元k1中被求取。每個(gè)單個(gè)脈沖ep具有特征特性值，該特征特性值能從圖4b中獲得。因此，每個(gè)單個(gè)脈沖ep具有陰極信號部分kt和陽極信號部分at。每個(gè)單個(gè)脈沖ep的陽極信號部分at具有單位為安培的陽極幅度e1以及陽極脈沖寬度e4。同樣陰極信號部分kt具有單位為安培的陰極幅度e2以及陰極脈沖寬度e3。重復(fù)率e5以hz來測量。該重復(fù)率e5不必相應(yīng)于固定頻率，而是已證明，神經(jīng)系統(tǒng)、即神經(jīng)纖維最好能夠在外部電激活跟隨或相應(yīng)于神經(jīng)活性的自然典型樣本、即符合分布函數(shù)、優(yōu)選泊松分布時(shí)被刺激。由n個(gè)單個(gè)脈沖ep組成的刺激信號ssi的產(chǎn)生借助第一函數(shù)發(fā)生器f1優(yōu)選這樣來進(jìn)行，即每個(gè)單個(gè)脈沖ep的兩個(gè)相位、即陽極信號部分at和陰極信號部分kt是相等的，其原因是，否則電極接觸、即，至少三極電極結(jié)構(gòu)3的電極面4(參見附圖2)會(huì)極化，由此后續(xù)電刺激僅能以明顯較小的效果應(yīng)用于在神經(jīng)纖維束內(nèi)部的至少一個(gè)選出的神經(jīng)纖維。此外，當(dāng)直流電勢通過極化被建立并且該直流電勢超過水窗口的邊界時(shí)，載荷不平均性可能導(dǎo)致由于氧化還原反應(yīng)引起的腐蝕。各個(gè)單個(gè)脈沖ep的各個(gè)陽極和陰極信號部分at，kt通過第一函數(shù)發(fā)生器f1以矩形形狀的部分信號來產(chǎn)生。此外已證明有利的是，每個(gè)單個(gè)脈沖ep的信號沿的一定“倒圓”以有利的方式在減小在能植入的電極組件的各個(gè)電極的金屬接觸上出現(xiàn)的腐蝕效應(yīng)方面起作用，由此能夠改善其使用壽命。這種技術(shù)上的信號沿倒圓、尤其重新極化沿e6(在示意圖中在圖4b中在左下邊被說明)除了上述改善的電化學(xué)特性外也在電刺激至少一個(gè)選出的神經(jīng)纖維時(shí)的生物有效性方面有利地起作用。為此，第一調(diào)制器m1直接連接在第一函數(shù)發(fā)生器f1后面，參見圖1。第一調(diào)制器m1首先能夠時(shí)間上相對于極化的信號部分kt來延長矩形形狀的重新極化的信號部分at或者說使其平滑，其中，兩個(gè)信號部分at，kt具有統(tǒng)一的、即相同的信號強(qiáng)度，以便能夠完全重新極化電極面。替代地或與至少重新極化的信號部分at的倒圓的上述措施組合地，第一調(diào)制器m1對由第一函數(shù)發(fā)生器f1產(chǎn)生的每個(gè)單個(gè)脈沖ep上的另一有利的影響措施設(shè)置通過時(shí)間間歇e7使陰極信號部分kt和陽極信號部分at之間進(jìn)行時(shí)間脫耦(參見圖4，右下視圖)。由此避免了陰極信號部分和陽極信號部分kt，at之間的極長的信號沿，由此能夠排除不希望的神經(jīng)刺激的人為傷害。當(dāng)然還能夠改變間歇e7的時(shí)間長度。上述的并且能從圖4中獲取的全部單個(gè)脈沖特性e1至e7都能夠借助第一調(diào)制器m1相互獨(dú)立地進(jìn)行調(diào)諧并且調(diào)節(jié)。能植入的組件能夠根據(jù)為了使血壓平穩(wěn)而提出的個(gè)體化的調(diào)節(jié)要求自主地決定，是否、什么時(shí)候并且以多大強(qiáng)度和時(shí)長將電刺激信號ssi應(yīng)用于至少一個(gè)壓力感受的神經(jīng)纖維。為此，根據(jù)圖1的能植入組件設(shè)置至少一個(gè)與分析處理/控制單元a/s電連接的第二比較組件k2。能夠結(jié)構(gòu)上與第一比較器單元k1合并地構(gòu)造的第二比較組件k2將與血壓有關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號zs的至少一個(gè)特征信號級與參考信號比較，該參考信號優(yōu)選存儲(chǔ)在查找表格lt中，該查找表格既與分析處理/控制單元a/s又與比較器單元k2連接，并且產(chǎn)生特征的級差，基于該級差，分析處理/控制單元a/s至少確定時(shí)間上的幅度變化過程，即確定刺激信號ssi在時(shí)間上變化的幅度級。最后以有利的方式能夠基于至少一個(gè)產(chǎn)生的級差值相互變化地調(diào)諧全部刺激參數(shù)e1至e7，使得能夠個(gè)體化地選擇全部單個(gè)脈沖形狀，以便組合要應(yīng)用于至少一個(gè)壓力感受神經(jīng)纖維的刺激信號ssi。當(dāng)然，除在查找表格lt中存儲(chǔ)的參考信號外，以有利的方式還能夠存儲(chǔ)特征化對應(yīng)的病人的生理狀態(tài)的其它信息，用于電刺激至少一個(gè)壓力感受纖維，例如特征化病人運(yùn)動(dòng)狀態(tài)的信息、級值差、檢測出的絕對血壓等。因此，在一個(gè)有利的實(shí)施方式中，能植入的組件具有加速度傳感器bs，該加速度傳感器優(yōu)選集成在能植入模塊中，分析處理/控制單元a/s、第一和第二比較器單元k1，k2、第一函數(shù)發(fā)生器f1以及第一信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw1合并在該能植入模式中。加速度傳感器bs與分析處理/控制單元a/s電連接并且因此能夠提供用于分析處理/控制單元a/s的進(jìn)一步分析評價(jià)的產(chǎn)生出的加速度信息。同樣能夠利用安裝在病人外部上的加速度傳感器，其加速度信息無線地、例如通過感應(yīng)數(shù)據(jù)耦合能輸送給分析處理/控制單元a/s。至少一個(gè)、優(yōu)選三軸加速度或者說運(yùn)動(dòng)傳感器bs因此能夠檢測對應(yīng)病人的身體活性，使得取決于運(yùn)動(dòng)的血壓上升能夠被考慮，這些血壓上升從能植入組件的側(cè)面被識別為這樣的組件并且不導(dǎo)致至少一個(gè)壓力感受神經(jīng)纖維的起減小血壓作用的相應(yīng)刺激。除了能夠外部構(gòu)造和安裝三軸加速度傳感器或者說運(yùn)動(dòng)傳感器外，以有利的方式也能夠設(shè)置其它外部單元，例如能量源es、存儲(chǔ)模塊sm以及信號和能量供給單元ses。基于感應(yīng)的無線信號和能量傳遞技術(shù)用于傳遞全部電信號以及也適用于傳遞電能。向分析處理/控制單元a/s輸送的全部信息、尤其與體內(nèi)檢測到的血壓相關(guān)的神經(jīng)時(shí)間信號zs以及外部輸送的全部信息能夠存儲(chǔ)在查找表格中并且相應(yīng)地被更新，使得基于能植入組件的調(diào)節(jié)機(jī)理總是能夠使用更新過的信息。例如，以該方式能夠借助實(shí)時(shí)的絕對血壓值校準(zhǔn)在借助電極組件e截取的血壓方面相關(guān)的僅代表相對的血壓信號的神經(jīng)時(shí)間信號zs，這些血壓值能借助體內(nèi)或外部血壓測量系統(tǒng)sb被檢測。此外，根據(jù)本解決方案構(gòu)造的能植入組件能夠自調(diào)節(jié)地監(jiān)控應(yīng)用于至少一個(gè)壓力感受神經(jīng)纖維的刺激信號，其方式是：借助電極組件e能檢測已進(jìn)行的刺激的器官上的反饋，使得所謂的閉環(huán)調(diào)節(jié)功能能被實(shí)現(xiàn)。替代地或與上述查找表格組合地也能夠設(shè)置用于保存信息的另一存儲(chǔ)區(qū)域，使得當(dāng)例如用于調(diào)節(jié)的狀態(tài)評估器/卡曼過濾器被使用并且之前的信號應(yīng)隨著影響用于調(diào)節(jié)的調(diào)整值時(shí)，信號也能夠被存儲(chǔ)。此外，參照圖5闡述兩個(gè)不同的血壓調(diào)節(jié)模式，借助這些血壓調(diào)節(jié)模式，能植入組件能進(jìn)行血壓影響。在圖5中示出的兩個(gè)曲線圖中，各個(gè)上方的圖形示出沿時(shí)間軸t的血壓。在兩個(gè)曲線圖中下方的各個(gè)圖形示意性示出各一個(gè)刺激信號ssi的刺激幅度。在圖5上方示出的血壓調(diào)節(jié)的情況下可看到，在刺激和應(yīng)用具有刺激幅度a3的刺激信號ssi后的瞬間引起明顯減小血壓的凹部。如果刺激信號ssi以時(shí)間上的重復(fù)率t1來重復(fù)，那么這導(dǎo)致快速的血壓下降，直至達(dá)到希望的血壓值。與此相對，在下方圖表中說明的血壓調(diào)節(jié)模式b導(dǎo)致自然生物血壓調(diào)節(jié)的另一回應(yīng)。在該情況下，刺激信號ssi以遠(yuǎn)比在前述調(diào)節(jié)模式a中的刺激幅度a3的情況小得多的刺激幅度a4被激活并且被應(yīng)用。通過這樣小的刺激信號幅度a4，在血壓之中不會(huì)實(shí)現(xiàn)劇烈的凹部de。如果各個(gè)刺激信號ssi之間的時(shí)間間隔在調(diào)節(jié)模式b的情況下合適地大地被選擇(參見單位為分鐘的時(shí)間軸)，即遠(yuǎn)比在模式a的情況下大的多，則這導(dǎo)致非常緩慢但持續(xù)的血壓下降，如這能夠從在調(diào)節(jié)模式b的情況下的血壓功能中獲取的那樣。相比被稱為“初級效應(yīng)”的調(diào)節(jié)模式a，通過該也稱為“次級效應(yīng)”的調(diào)節(jié)模式b能夠節(jié)省許多用于運(yùn)行能植入組件的能量。此外，對于神經(jīng)組織以及對于電極的負(fù)荷明顯較小，此外能夠謹(jǐn)慎地調(diào)節(jié)血壓。刺激幅度a4和時(shí)間重復(fù)率t2都能夠個(gè)體化地進(jìn)行選擇，用于調(diào)節(jié)希望的減小的血壓。被稱為調(diào)節(jié)模式b的做法優(yōu)選適合于治療慢性高血壓，然而被稱為初級效應(yīng)的調(diào)節(jié)模式a應(yīng)在出現(xiàn)高血壓危險(xiǎn)的情況下被使用。根據(jù)本解決方案的能植入組件能夠自動(dòng)地根據(jù)出現(xiàn)的確定的血壓情況而定地在運(yùn)行中在兩個(gè)調(diào)節(jié)模式之間切換，即，如果要盡可能快地減小血壓峰值，則調(diào)節(jié)模式a適合，與此相對，如果要緩慢地修正血壓，則使用調(diào)節(jié)機(jī)理b。為了決定，使用這兩種調(diào)節(jié)機(jī)理中的哪一個(gè)，可使用在查找表格中實(shí)時(shí)監(jiān)測到的以及輸送到分析處理/控制單元a/s中的全部信息。如結(jié)合圖4已經(jīng)闡述的那樣，n個(gè)單個(gè)脈沖ep由一個(gè)陰極和一個(gè)陽極信號部分kt和at組成，使得兩個(gè)極化信號面相互抵消(載荷抵消的刺激，英文：chargebalancedstimulation)，由此，分別有助于刺激的電極的剩余極化被避免。盡管存在這些措施，但仍可能的是：不能始終排除在電極上的剩余極化(即使該剩余極化很小)，由此可能既在脈沖形狀方面又在脈沖強(qiáng)度方面損害后續(xù)的刺激單個(gè)脈沖。這些不希望的由剩余極化引起的效應(yīng)應(yīng)被排除。為此，根據(jù)本解決方案構(gòu)造的能植入組件的另一優(yōu)選實(shí)施方式設(shè)置了電極阻抗測量單元em(參見圖1)，該電極阻抗測量單元是能植入模塊的一部分或者布置在承載基底1上并且與電極組件e以及與分析處理/控制單元a/s電連接。電極阻抗測量單元em這樣構(gòu)造，使得其在n個(gè)單個(gè)脈沖ep中的每個(gè)之間至少在第一電極組件的電極上進(jìn)行阻抗測量并且因此測量其極化。電極阻抗測量單元em還與第一去極化單元ee1連接，該去極化單元ee1同樣是能植入模塊的一部分并且安裝在承載基底1上。第一去極化單元ee1能夠在通過電極阻抗測量單元em確定在各個(gè)電極上的剩余極化的情況下使這些電極去極化，其方式是：電極阻抗測量單元em借助施加電信號選擇性地暫時(shí)激活相應(yīng)的電極。此外，第一去極化單元ee1不僅能夠在每個(gè)單個(gè)電極之間檢測并且相應(yīng)地克服在參與刺激的電極上的可能的剩余極化，而是也在每個(gè)單個(gè)刺激信號ssi之后進(jìn)行相應(yīng)的極化測量和相應(yīng)的主動(dòng)去極化。其結(jié)果是，全部單個(gè)脈沖ep能夠沒有極化效應(yīng)或至少很大程度沒有極化效應(yīng)地產(chǎn)生，使得每個(gè)單個(gè)刺激信號ssi在相同電情況的情況下借助電極組件被產(chǎn)生。以該方式能夠排除，電極信號以時(shí)間順序建立隸屬的直流電勢。在一個(gè)有利的實(shí)施方式中，根據(jù)本解決方案構(gòu)造的能植入組件設(shè)置了相對于在圖2a，2b中示出的能植入的電極組件e改型的電極組件e，該改型的電極組件e在圖6中示出，在后面說明，并且該改型的電極組件e能夠主動(dòng)抑制不希望的、借助上述電極組件沿心臟方向的壓力感受神經(jīng)纖維進(jìn)行的可能信號傳播。為此，能植入的電極組件在“在植入狀態(tài)下面向神經(jīng)纖維束取向的正圓柱形的承載基底表面上”設(shè)置用于抑制從單向地沿神經(jīng)纖維束傳播的神經(jīng)電信號的第三電極組件7。在后面詳細(xì)描述的第三電極組件7僅僅或首先結(jié)合電刺激激活至少一個(gè)壓力感受神經(jīng)纖維。為此設(shè)置第二函數(shù)發(fā)生器f2，該第二函數(shù)發(fā)生器f2同樣集成在能植入模塊中并且在時(shí)間上在求取的時(shí)間窗口t1之前和/或在求取其期間(參見圖4)產(chǎn)生所謂的電封鎖或抑制信號。第二函數(shù)發(fā)生器f2(參見圖1)還間接或直接與第二信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw2連接，該第二信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw2向第三電極組件7輸送電抑制信號。與第一函數(shù)發(fā)生器f1相同，第二函數(shù)發(fā)生器f也能夠產(chǎn)生單個(gè)脈沖，這些單個(gè)脈沖分別由一個(gè)極化的矩形形狀的部分信號和一個(gè)重新極化的矩形形狀的部分信號組成。在該情況下，兩個(gè)部分信號也在其極化面方面相互抵消，使得在每個(gè)單個(gè)脈沖之后在對應(yīng)的電極面9上盡可能不留下剩余極化。此外，在第二函數(shù)發(fā)生器f2和第二信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw2之間接入一個(gè)第二調(diào)制器m2，該第二調(diào)制器m2在時(shí)間上相對于極化部分信號kt地放大配屬于矩形脈沖形狀的重新極化的部分信號at的信號沿變化過程并且使其平滑并且使配屬于這兩個(gè)部分信號的信號強(qiáng)度統(tǒng)一。結(jié)合第二調(diào)制器m2的措施出于與第一調(diào)制器m1相同的原因?qū)嵤?。除了第二函?shù)發(fā)生器f2外，第二調(diào)制器m2也集成在能植入模塊中。在第二調(diào)制器m2的情況下也可選地可能的是，在每個(gè)單個(gè)脈沖中，將極化的部分信號在時(shí)間上通過能在第二調(diào)制器m2中產(chǎn)生的零信號級與重新極化的部分信號分開。以該方式避免了在兩個(gè)部分信號之間的長的大坡度下降的信號沿，該信號沿可能導(dǎo)致處于外部的電極下方的刺激的抑制效應(yīng)或神經(jīng)纖維的附加刺激(所謂的陽極開口激勵(lì)，英文：anodicbreakexcitation)。借助第三電極組件7，所述抑制或者能夠以所謂的陽極封鎖的方式或者能夠通過應(yīng)用正弦形式的具有千赫茲頻率范圍的信號、即所謂的hf封鎖來實(shí)現(xiàn)。在陽極封鎖的情況下，第三電極面中的至少一個(gè)被極化為陽極，由此產(chǎn)生在傳出神經(jīng)纖維的地點(diǎn)上占主導(dǎo)地位的電勢，通過該電勢抑制了對相應(yīng)神經(jīng)纖維的有效刺激。在該情況下，不需要借助第二調(diào)制器m2進(jìn)行附加調(diào)制。同樣能夠以高頻信號應(yīng)用的形式實(shí)現(xiàn)抑制，在該高頻信號應(yīng)用中，高頻電抑制信號被施加于至少一個(gè)選出的第三電極面上，由此，沿傳出神經(jīng)纖維的電信號傳遞機(jī)理被暫時(shí)壓制。用于有目的地抑制單向地(優(yōu)選沿心臟方向)沿至少一個(gè)可選的壓力感受神經(jīng)纖維傳播的刺激信號的第三電極組件7同樣與電極阻抗測量單元em連接，以便檢測在屬于第三電極組件7的電極面9，8上的可能的剩余極化。同樣，第二去極化裝置ee2負(fù)責(zé)可能剩余極化的相應(yīng)去極化，該第二去極化裝置ee2能夠借助對各個(gè)電極的配量的電激活來克服在單個(gè)脈沖之間以及在可能的相繼的抑制信號之間的剩余極化。為了在emp保護(hù)以及通過mrt磁性耦合方面電保護(hù)能植入組件，相應(yīng)的單元emp被集成在能植入模塊內(nèi)部。該單元監(jiān)控電極的輸入并且在外部引起的電勢波動(dòng)的情況下允許去耦合。附加地，emp單元具有磁場傳感器，該磁場傳感器在檢測強(qiáng)dc場時(shí)激活暫時(shí)的自保護(hù)程序。圖6示出優(yōu)選構(gòu)造的能植入環(huán)套電極e的示意性俯視圖，除了用于在地點(diǎn)上選擇性地探測神經(jīng)電信號以及用于選擇性地電刺激單個(gè)神經(jīng)纖維的第一電極組件2之外，用于抑制至少一個(gè)選出的神經(jīng)纖維的第三電極組件7也被安置在該環(huán)套電極e的優(yōu)選由聚酰亞胺組成的承載基底1上。為了避免重復(fù)，對第一電極組件2以及第二電極組件12的各個(gè)電極闡述參見圖2a和2b的上述描述。用于抑制沿在這里通向心臟h的傳出神經(jīng)纖維的信號傳播的第三電極組件7包括兩個(gè)軸向間隔的第三電極條8，在它們中間居中地設(shè)置了第三電極結(jié)構(gòu)13，該第三電極結(jié)構(gòu)由四個(gè)獨(dú)立于彼此布置的第三電極面9組成。第三電極組件2的全部電極8，13通過安置在承載基底1上或集成到該承載基底中的電導(dǎo)軌l與或者說能與分析處理/控制單元a/s連接。電導(dǎo)軌l能夠可選地具有能分開的連接結(jié)構(gòu)v。選擇性地，第三電極組件2包括光波導(dǎo)體組件10，該光波導(dǎo)體組件分別包括4個(gè)在周向u上分布地布置的獨(dú)立的光波導(dǎo)體開口11。通向單個(gè)光波導(dǎo)體開口或者說孔11的光波導(dǎo)體li在承載基底1內(nèi)部延伸并且能夠在近端與統(tǒng)一光源lq或與不同光波長度的獨(dú)立光源lq組合，以便光學(xué)發(fā)生地選擇性地引起被激活的刺激和/或被光學(xué)激活的和可選的沿確定的神經(jīng)纖維進(jìn)行的抑制。各個(gè)電極、即第一和第三電極條5，8以及第一和第三電極面4，9的幾何形狀和大小選擇能夠原則上個(gè)體化地相互調(diào)諧地進(jìn)行并且尤其視神經(jīng)纖維束的直徑而定，以便能施加能植入的環(huán)套電極e。因此，第一和第三電極結(jié)構(gòu)和電極條以及必要時(shí)光波導(dǎo)體組件10的在周向u上取向的延伸尺度優(yōu)選相應(yīng)于要用環(huán)套電極e纏繞的神經(jīng)纖維束的周緣的長度。三極電極組件的軸向間距優(yōu)選匹配到在要激勵(lì)的神經(jīng)纖維的有骨髓的神經(jīng)纖維中的所謂的蘭氏結(jié)的直徑和由此引起的間距。在圖6中示出的實(shí)施例中，電極表示為矩形形狀的電極面。以有利的方式，尤其為了避免在電極矩形棱邊上出現(xiàn)的場線變厚，提供至少構(gòu)造有倒圓的棱角的電極面。因此，在人類的情況下會(huì)抑制或激活確定的大的有骨髓的纖維。這僅在沿神經(jīng)纖維的以下部位上是可能的，在這些部位上，這些纖維沒有骨髓，即，在所謂的蘭氏環(huán)上。隨著神經(jīng)纖維的增大的直徑，蘭氏環(huán)之間的間隔即軸向間距更大，相應(yīng)地與環(huán)的軸向間距幾乎等長或稍微更大地選擇兩個(gè)軸向間距的第一電極條5之間的軸向間距，以便足夠大的概率實(shí)現(xiàn)纖維非常大的蘭氏環(huán)。優(yōu)選對于第三電極條8的軸向間隔也是如此。整個(gè)環(huán)套電極e的軸向總延伸尺度應(yīng)匹配于對應(yīng)神經(jīng)纖維束的體內(nèi)尺寸比例并且通常不應(yīng)超過4cm。安裝在承載基底1背側(cè)的參考電極面12適用于檢測ekg信號并且根據(jù)要求地檢測體內(nèi)能檢測到的噪聲級。附加地，承載基底1具有至少一個(gè)、優(yōu)選兩個(gè)或三個(gè)由金屬環(huán)結(jié)構(gòu)增強(qiáng)的開口14，這些開口適用于將植入的電極組件cf固定在神經(jīng)纖維束上。該固定借助外科紗線進(jìn)行，所述外科紗線分別至少一次縫紉穿過開口14并且被縫在包圍神經(jīng)纖維束的組織中。與承載基底的卷成正圓柱的區(qū)域1b不同，連接到承載基底區(qū)域1b上的承載基底1以平面旗幟的方式側(cè)向地從神經(jīng)纖維束立起并且伸入到包圍的組織中，在所述區(qū)域上安置第一和第二電極組件2和7。金屬環(huán)結(jié)構(gòu)14可有助于機(jī)械地可靠地接收沿外科紗線作用的固定力并且抑制在承載基底上的切入損傷。為了圍繞未進(jìn)一步示出的神經(jīng)纖維束環(huán)套形地纏繞能植入的電極組件e，第三電極組件7應(yīng)被布置到沿神經(jīng)纖維束向心臟引導(dǎo)的側(cè)h上。適合于選擇性地探測以及選擇性地刺激已定位的神經(jīng)纖維的第一電極組件2沿神經(jīng)纖維束在大腦側(cè)g被安裝。優(yōu)選，第一和第三電極條5，8以及第一和第三電極面4，9被汽化滲鍍或噴涂到承載基底上，電鍍增強(qiáng)也可設(shè)想。激光結(jié)構(gòu)化薄金屬膜作為技術(shù)也是可能的。為了將尤其第一和第三電極條5，8持久接合在承載基底1上，電極條具有局部開口15(參見圖7a)，通過這些開口，承載基底1的聚合材料至少部分地穿出去或者說伸出去。各個(gè)第一和第三電極條5，8的電極表面16此外與承載基底上側(cè)1‘齊平地布置并且直接接觸神經(jīng)纖維束的表面。為了持續(xù)改善電極條5，8的接合，在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例中提出，電極條以下面的方式大程度地集成到承載基底中(為此參見圖7b)：電極條5，8具有各一個(gè)金屬基板17，該金屬基板設(shè)置了上側(cè)18和下側(cè)19。與基板17的上側(cè)18一體地、平面地分布到上側(cè)18、優(yōu)選到整個(gè)上側(cè)地設(shè)置正交突出的結(jié)構(gòu)元件20，優(yōu)選呈柱狀、肋狀、橋狀或套狀突起的形式，所述結(jié)構(gòu)元件具有面向承載基底表面1‘的表面區(qū)域21，該表面區(qū)域能夠與神經(jīng)纖維束的神經(jīng)外膜直接貼靠。附加地，以有利的方式至少在下側(cè)19和承載基底1的包圍基板17的聚合材料之間設(shè)置增附劑層22。增附劑層22此外也能夠被安置在上側(cè)18上。特別合適的增附劑層由碳化硅(sic)以及類金剛石碳(dlc)組成。優(yōu)選，電極條5，8由氧化銥制成，該氧化銥屬于具有最高載荷傳遞能力的那類材料。用于構(gòu)造結(jié)構(gòu)元件20的另一改進(jìn)變型方案在圖7c中被說明，這些結(jié)構(gòu)元件分布地被安置在基板17的上側(cè)。圖7c示出結(jié)構(gòu)元件20的縱截面，該結(jié)構(gòu)元件具有與金屬基板17的上側(cè)18正交地取向的縱延伸尺度la，沿該縱延伸尺度，結(jié)構(gòu)原件20設(shè)置至少一個(gè)第二表面區(qū)域23，該表面區(qū)域平行于金屬基板17的上側(cè)18地取向，并且增附劑層22或增附劑層組件22‘被安置在該表面區(qū)域上。第二表面區(qū)域23與第一表面區(qū)域18間隔開地布置并且由增附劑層22或者說增附劑層組件22‘分開地完全被生物兼容的聚合物包圍。第二表面區(qū)域(如從圖7c中獲知的那樣)面向基板17的上側(cè)18地取向。當(dāng)然，附加地可能并且有利的是，增附劑層22或者說增附劑層組件22‘設(shè)置在與第二表面區(qū)域23對置的第三表面區(qū)域24上和/或設(shè)置在基板17的上側(cè)和/或下側(cè)18，19上。各個(gè)結(jié)構(gòu)元件20的數(shù)量以及組件能夠被任意選擇，然而優(yōu)選幾何形狀整齊排列的布局ko是合適的，例如如這從圖7b中可看到的方形的、五邊形的、六邊形的或更多變形的布置圖案。在圖8a至8f中示出部分地包圍能植入環(huán)套電極ce的承載基底1的環(huán)套m，該環(huán)套包括承載基底1的下側(cè)和上側(cè)的以下區(qū)域，所述區(qū)域直接連接到承載基底區(qū)域1b上并且與承載基底區(qū)域1b不同地不以材料內(nèi)在的機(jī)械預(yù)緊力的方式自動(dòng)地正圓柱形地變形并且以該方式齊平地貼靠到在植入狀態(tài)下的神經(jīng)纖維束的神經(jīng)外膜上。環(huán)套m首先適用于對能植入環(huán)套電極ce的改進(jìn)操縱，該環(huán)套電極由于其非常小的承載基底厚度以及放到承載基底表面的精致的電極組件被操作人員要求特別小心的操作。環(huán)套m優(yōu)選一件式構(gòu)造并且具有環(huán)套下部分mu以環(huán)套上部分mo，它們通過薄膜關(guān)節(jié)25鉸鏈地連接，為此參見圖8b和8c。環(huán)套下部分mu具有嵌入承載基底1的凹進(jìn)部26，承載基底1能放置到該凹進(jìn)部中。在使用狀態(tài)下，環(huán)套下部分mu以能從圖8b中獲知的方式包圍承載基底1，即，環(huán)套下部分mu在側(cè)面在承載基底1下方伸出來。與環(huán)套下部分mu一體地通過關(guān)節(jié)25連接的環(huán)套上部分mo在形狀和大小方面匹配于環(huán)套下部分mu并且與環(huán)套下部分mu一樣具有嵌入承載基底1的凹進(jìn)部27，使得在閉合狀態(tài)下，環(huán)套m以在圖8a中示出的方式密封地包圍承載基底1，其中，僅承載基底區(qū)域1b從環(huán)套m中伸出來。除改進(jìn)的操縱外，環(huán)套m尤其也適用于環(huán)套電極ce相對于神經(jīng)纖維束的改進(jìn)的固定。為此，環(huán)套的上側(cè)和下側(cè)mo，mu分別設(shè)置固定開口14‘(參見圖8a，8b，8d)，它們與置入承載基底1內(nèi)的固定開口14在環(huán)套m的疊合狀態(tài)下全等。以該方式能夠引導(dǎo)外殼紗線28穿過由環(huán)套m包圍的環(huán)套電極ce的開口14，14‘。由此，環(huán)套電極ce的包裹金屬環(huán)的固定開口14能夠通過安置在環(huán)套m內(nèi)部的固定開口14‘被卸載。優(yōu)選，環(huán)套m由穩(wěn)定的塑料材料制成，例如聚對二甲苯。為了繼續(xù)提高強(qiáng)度，mo和mu也能夠由聚合物混合體組成(例如聚對二甲苯(內(nèi)部)和硅膠(外部))。該混合體具有這樣的優(yōu)點(diǎn)，即聚對二甲苯的穩(wěn)定性與硅的耐磨性組合。在一個(gè)優(yōu)選實(shí)施方式中，在環(huán)套m內(nèi)部的固定開口14‘通過相應(yīng)的材料增厚被增強(qiáng)地實(shí)施。在環(huán)套上部分mo安置有開口窗29，這些開口窗確保自由地觸及參考電極面12。在圖8e中示出由環(huán)套m包圍的承載基底1的與此相關(guān)的橫截面，參考電極面12安置在該承載基底的上側(cè)上，這些參考電極面能通過安置在環(huán)套上部分mo內(nèi)的開口窗29保持可自由觸及。優(yōu)選，開口窗29包括具有斜下降的邊界沿29‘的參考電極面12，使得有助于參考電極面29能夠整面地與周圍的組織進(jìn)行體接觸。為了保證環(huán)套m留在閉合狀態(tài)下，在環(huán)套上部分和下部分mo，mu之間布置有鎖止結(jié)構(gòu)v，這些鎖止結(jié)構(gòu)例如由銷30和相對置地布置的凹進(jìn)部31組成，參見圖8c和8f。在環(huán)套上部分和下部分折疊在一起的情況下，銷30力加載地接合到相應(yīng)的凹進(jìn)部31中，銷31分別形狀鎖合地持續(xù)地被保持在該凹進(jìn)部中。在圖48中示出了鎖止結(jié)構(gòu)v的閉合狀態(tài)。在此，安裝在環(huán)套上部分mo的銷30從相應(yīng)的在承載基底1中放入的開口穿出并且在端側(cè)通入環(huán)套下部分mu的凹進(jìn)部31內(nèi)部。當(dāng)然能考慮鎖止結(jié)構(gòu)的替代構(gòu)型方式，例如以合適構(gòu)造的卡鎖機(jī)構(gòu)的方式。在圖9中示出能夠容易地植入根據(jù)本解決方案構(gòu)造的環(huán)套電極ce的另一實(shí)施方式。在承載基底1內(nèi)部加入流體通道系統(tǒng)32，該流體通道系統(tǒng)完全被承載基底1包圍。流體通道系統(tǒng)32基本在承載基底區(qū)域1b的區(qū)域中延伸，該承載基底區(qū)域由于材料內(nèi)在的預(yù)緊力在沒有外部力作用的情況下自主自卷起的方式形成正圓柱的構(gòu)型。而如果流體通道系統(tǒng)32被流體、優(yōu)選被水充注，那么沿流體通道系統(tǒng)32構(gòu)造的水壓能夠?qū)⒊休d基底區(qū)域1b抵抗材料內(nèi)在的纏繞力地平整地展開。為此，流體通道系統(tǒng)32具有在獨(dú)立構(gòu)造的正圓柱的外周面的周向上走向的流體通道分支33，這些流體通道分支在充注的狀態(tài)下迫使承載基底區(qū)域1b進(jìn)行需要的伸展。為了充注流體通道系統(tǒng)32，在承載基底1中設(shè)置至少兩個(gè)通道開口34，這樣確定其大小和布置，使得它們流體密封地通入環(huán)套m內(nèi)部走向的流體輸入管道或輸出管道35，36。在環(huán)套m內(nèi)部延伸的輸入或輸出管道35，36與流體控制系統(tǒng)37通流連接，該流體控制系統(tǒng)能由操作人員來操作。在植入的情況下，流體通道系統(tǒng)32用流體充注，由此，承載基底區(qū)域1b被伸展。在該狀態(tài)下，操作者將環(huán)套電極ce準(zhǔn)確地放置在沿神經(jīng)束的預(yù)給定部位上。接下來，由操作者進(jìn)行流體通道系統(tǒng)32的排空，由此，承載基底區(qū)域1b自發(fā)地圍繞神經(jīng)纖維束纏繞。作為最后的步驟，環(huán)套電極ce被用外科紗線將穿過設(shè)置在環(huán)套中的固定開口14‘固定在毗鄰的組織上。在上述流體通道系統(tǒng)32的有利構(gòu)型中可考慮，該流體通道系統(tǒng)被充注以形狀記憶金屬、即形狀記憶聚合物。為了激活，通道開口34設(shè)有金屬觸頭，通過所述金屬觸頭能施加沿著輸入導(dǎo)線35，36的電壓，用于通過相應(yīng)地改型的控制器37來展開能植入的電極組件ce，直至電極最后被定位。在圖10中說明了一種流程圖，從該流程圖中能夠獲知用于通過選擇性地電刺激神經(jīng)纖維實(shí)現(xiàn)的血壓影響或者說調(diào)節(jié)的各個(gè)步驟措施。假設(shè)，為了刺激，在圖6中說明的電極組件局部地圍繞迷走神經(jīng)被應(yīng)用，借助該電極組件能夠?qū)崿F(xiàn)抑制功能。如果能夠放棄抑制，那么根據(jù)圖2a的電極組件同樣適合。進(jìn)一步的闡述同時(shí)參考本解決方案的能植入組件e的在圖1中示出的構(gòu)件。為了避免重復(fù)應(yīng)先說明，用y標(biāo)明的決定點(diǎn)相應(yīng)于“是”，而用n標(biāo)明的決定點(diǎn)相應(yīng)于“否”。i)開始：或者手動(dòng)地或者自動(dòng)地激活能植入組件e，為此，分析處理/控制單元以微處理器的形式被初始化(a/s，圖1)。ii)借助環(huán)套電極e的電極12檢測ekg信號(參見圖6)。在此，分析處理/控制單元a/s證實(shí)r尖角并且從所述信號分離任何可能的emp錯(cuò)誤，其中，多個(gè)流程被監(jiān)控。分析處理/控制單元a/s在此確定識別r尖角的可靠性。最后，分析處理/控制單元a/s求取心跳率。iii)借助第一電極面4、第一電極條5以及ekg電極面12、環(huán)套電極e檢測血壓信號sn。這通過第一電極面4的中間列的信號的相干平均來進(jìn)行，第一電極面4通過之前求出的ekg信號的上升沿被觸發(fā)。iv)決定是否存在血壓改變。iva)在此，分析處理/控制單元a/s詢問實(shí)時(shí)的參考血壓(sb)并且將參考信號的幅度與血壓信號sn比較或者說校準(zhǔn)ivb)如果存在血壓改變(參見y)，那么驗(yàn)證血壓和刺激位置。分析處理/控制單元a/s詢問查找表格lt關(guān)于已經(jīng)針對這些病人存儲(chǔ)的血壓信號值sn以及時(shí)間間隔zv和zv*并且將這些與以平均法檢測的血壓信號sn比較。分析處理/控制單元a/s求取一個(gè)電極的“最好”sn，該電極在內(nèi)存中被標(biāo)記為到來的刺激電極。v)確定ekg信號和血壓參考信號之間的時(shí)間錯(cuò)位zv。在此，比較器單元k1求取r尖角和上升閾值和參考血壓之間的時(shí)間錯(cuò)位zv。比較器單元k2求取參考信號的上升閾值和通過電極檢測出的神經(jīng)血壓信號(參見圖3中的zs和圖4中的sn)之間的時(shí)間錯(cuò)位zv*。由參考血壓確定脈沖波pw的開始p1和結(jié)束p2。該間隔得出t1(也參見圖3b和3c)。間隔t1以時(shí)間錯(cuò)位zv+zv*錯(cuò)置并且產(chǎn)生間隔zf(參見圖3)。vi)刺激的決定和刺激參數(shù)的選擇：分析處理/控制單元a/s借助加速度傳感器(bs)求取時(shí)間uh以及病人的當(dāng)前位置和運(yùn)動(dòng)。分析處理/控制單元a/s還通過內(nèi)部刺激阻抗探測器求取刺激電極的阻抗?；谔岣叩难獕褐?、心跳率、病人的活動(dòng)力和沒有獲得任何相反的控制指令(例如由無線通訊模式(ses)引起的外部信號所觸發(fā)的相反的控制指令、植入構(gòu)件(例如刺激端的ic)的錯(cuò)誤功能信號所觸發(fā)的相反的控制指令或者基于強(qiáng)大靜磁場(emp)的探測所觸發(fā)的相反的控制指令)，分析處理/控制單元a/s決定，是否應(yīng)進(jìn)行刺激，是(y)或否(n)。via)刺激參考值。分析處理/控制單元a/s將提出的參數(shù)與已經(jīng)存儲(chǔ)在查找表格lt和存儲(chǔ)模式sm中的參數(shù)進(jìn)行比較并且選出合適的刺激參數(shù)(合適的意味著必須多“強(qiáng)”和多“長”地被刺激，以便使血壓降低x％)。刺激坐標(biāo)如zf、脈沖的數(shù)量和形狀通知“激活”的函數(shù)發(fā)生器f1(二進(jìn)制)。如果必須同時(shí)執(zhí)行可選的抑制，那么用于可選的抑制的合適刺激參數(shù)被傳給函數(shù)發(fā)生器f2(二進(jìn)制)。viia)分析處理/控制單元a/s在抑制方法(hf或陽極封鎖)上做決定viib)分析處理/控制單元a/s在刺激模式a或b(參見圖5)上做決定viiib)根據(jù)模式a準(zhǔn)備/調(diào)節(jié)激活的刺激參數(shù)：如果a模式被選擇用于快速干預(yù)，那么準(zhǔn)備具有限定數(shù)量的單個(gè)脈沖的固定的刺激掃描(時(shí)長與zf間隔不相關(guān)，而是從表格中獲取)，該刺激掃描以預(yù)給定的間歇重復(fù)(參見圖5模式a)。分析處理/控制單元a/s向第一函數(shù)發(fā)生器f1發(fā)送模板，該函數(shù)發(fā)生器產(chǎn)生被傳遞到調(diào)制器m1上的電壓信號。viiic)根據(jù)模式b準(zhǔn)備/調(diào)節(jié)激活的刺激參數(shù)：如果選擇b模式，那么必須進(jìn)一步優(yōu)化單個(gè)脈沖。第一函數(shù)發(fā)生器f1建立刺激間隔(ssi)的模擬模板并且使限定數(shù)量的各個(gè)雙相位脈沖嵌入到間隔zf中。在此，刺激信號匹配于生物信號。參考血壓變化過程作為包裹功能通過單個(gè)脈沖的幅度被放置(參見圖4a)。第一函數(shù)發(fā)生器f1向調(diào)制器m1傳送具有準(zhǔn)備的刺激掃描的表格。ix)匹配掃描的單個(gè)脈沖相位：調(diào)制器m1負(fù)責(zé)兩個(gè)模式并且每個(gè)單個(gè)脈沖的兩個(gè)相位(參見圖4b)，以便建立對于個(gè)別病人來說理想的單個(gè)脈沖形狀。調(diào)制器m1將具有徹底掃描形式的“準(zhǔn)備好的”電壓信號傳送給信號-電流轉(zhuǎn)換器(ssw1)。xb)實(shí)施激活的刺激：信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw1等待ekg觸發(fā)信號并且等待直到達(dá)到“用于刺激zf的主動(dòng)窗口”并且將刺激掃描傳遞到之前選出的刺激電極上。在每個(gè)單個(gè)脈沖之間，刺激接觸的阻抗通過電極阻抗測量單元em來檢測。如果借助分析處理/控制單元a/s探測到極化，則該分析處理/控制單元a/s向激活的極化補(bǔ)償器ee1發(fā)出命令，在每個(gè)脈沖之間通過刺激接觸傳導(dǎo)用于補(bǔ)償?shù)念~外電荷。如果該交互刺激抵償不足夠，那么此外在掃描結(jié)束后激活交互掃描補(bǔ)償器并且補(bǔ)償極化。viiia)準(zhǔn)備/調(diào)節(jié)抑制刺激參數(shù)：分析處理/控制單元向函數(shù)發(fā)生器f2傳送用于抑制的刺激間隔。大體而言，用于抑制的刺激間隔比激活的刺激時(shí)間長，即這比激活的刺激稍早開始并且在激活的刺激之后結(jié)束。分析處理/控制單元a/s確定，第二函數(shù)發(fā)生器f2是否施加陽極封鎖，也即是說，僅進(jìn)行單相位的封鎖或是否進(jìn)行hf封鎖。函數(shù)發(fā)生器2此外相應(yīng)地建立刺激(電壓)模板。在hf封鎖的情況下，f2將電壓信號傳送給調(diào)制器m2，以便使各個(gè)相位“平滑”。xa)執(zhí)行起抑制作用的刺激：信號-電流轉(zhuǎn)換器ssw2將信號或者作為f2的陽極封鎖或者作為m2的hf封鎖轉(zhuǎn)換為電流信號并且將其通過列13的抑制電極9傳導(dǎo)，參見圖6。電極阻抗測量單元em監(jiān)控抑制的電極9的極化并且通過分析處理/控制單元a/s在需要的情況下激活用于補(bǔ)償?shù)娜O化單元ee2。在hf封鎖的情況下能夠進(jìn)行交互刺激和交互掃描，在陽極封鎖的情況下僅交互掃描是起作用的。xi)分析處理該刺激：分析處理/控制單元a/s求取血壓曲線的改變并且引入重復(fù)。在b模式下，作為初級刺激參數(shù)變化，所述刺激產(chǎn)生的心跳停止次數(shù)是可變的。通過該功能對植入體的工作方式進(jìn)行(針對病人而定的)反饋。刺激的完成被寫入存儲(chǔ)器中，以便能夠被用于之后的比較。參考標(biāo)記列表當(dāng)前第1頁12當(dāng)前第1頁12