Funciones programables de seguridad y optimización hemodinámica

En la actualidad, la estimulación cardiaca pretende nosólo mejorar la supervivencia de los pacientes con blo-queo auriculoventricular, como fue en un principio, sinotambién mejorar la calidad de vida de éstos y de los pa-cientes con enfermedad del nódulo sinusal y otras afec-ciones cardiacas a los que se implanta un marcapasos,según las diferentes indicaciones aceptadas. Para ello esmuy importante conocer los intervalos de seguridad enestimulación unicameral y bicameral, así como las funcio-nes automáticas complejas de los generadores actuales,tales como la confirmación automática de la captura y elajuste automático de la salida, la autorregulación en fre-cuencia, el cambio automático de modo y los diferentesalgoritmos de disminución de la estimulación apical dere-cha innecesaria, que han adquirido gran protagonismo úl-timamente al comprobarse sus efectos deletéreos.

Palabras clave: Bloqueo auriculoventricular. Enferme-dad del nódulo sinusal. Estimulación cardiaca. Autorregu-lación en frecuencia. Cambio automático de modo. Con-firmación automática de la captura. Reducción de laestimulación ventricular derecha.

cuencia cardiaca estable; b) restaurar la sincronía auricu-loventricular (AV); c) conseguir una competencia cro-notrópica adecuada, y d) conseguir patrones de activa-ción y sincronía fisiológicos normales.

Restablecer una frecuencia cardiaca estable es sinduda el primero y principal, pues de él dependen lossíntomas propios de la bradicardia e incluso, en oca-siones, la vida del paciente. El marcapasos, por lo tan-to, debe garantizar la estimulación dentro de unos lí-mites de frecuencia razonables.

Los marcapasos son dispositivos electrónicos relati-vamente sencillos, con un canal de detección y otro de

Funciones programables de seguridad y optimizaciónhemodinámicaMaría José Sancho-Telloa, Juan Gabriel Martínez Martínezb y Antonio Goicolea de Oroc

aServicio de Cardiología. Hospital Universitario La Fe. Valencia. España.bServicio de Cardiología. Hospital General Universitario de Alicante. Alicante. España. cCentro de ECG Dinámica. Madrid. España.

ESTIMULACIÓN CARDIACA CON MARCAPASOS

Programmable Functions, Safety andHemodynamic Optimization

Nowadays, the aim of cardiac pacing is not only to pro-long life-expectancy in patients with atrioventricular block,as it was initially, but also to improve the quality of life ofthese patients and that of those with sick sinus syndromeand other heart conditions for which pacemaker implanta-tion is required according to generally accepted recom-mendations. Consequently, it is very important to unders-tand both the safety margins of single- and dual-chamberpacing, and the complex automatic functions incorporatedinto present-day pacemakers, such as automatic captureverification, automatic output adjustment, rate-responsi-veness, automatic mode switching, and the reduction,using various algorithms, of unnecessary right ventricularpacing, which has recently been highlighted following ve-rification of its detrimental effects.

Key words: Atrioventricular block. Sick sinus syndrome.Cardiac pacing. Rate-responsiveness. Automatic modeswitching. Automatic capture verification. Reduction ofright ventricular pacing.

INTERVALOS DE SEGURIDAD EN MARCAPASOS MONOCAMERALES Y BICAMERALES

Los objetivos principales que persigue la estimula-ción cardiaca definitiva son: a) restablecer una fre-

Correspondencia: Dra. M.J. Sancho-Tello de Carranza.Avda. Barón de Cárcer, 47, 18.a. 46001 Valencia. España.Correo electrónico: [email protected]

40G Rev Esp Cardiol Supl. 2007;7:40G-53G

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Documento descargado de http://http://www.revespcardiol.org el 14/02/2013. Copia para uso personal, se prohíbe la transmisión de este documento por cualquier medio o formato.

estimulación, o dos de ellos en caso de marcapasos bi-camerales, y una especie de reloj o relojes internos quese inician ante eventos detectados o estimulados y de-terminan los denominados intervalos básicos de fun-cionamiento del marcapasos. De ellos, algunos garan-tizan el mantenimiento de una frecuencia cardiacaadecuada, los denominados intervalos de seguridad1.

INTERVALOS DE SEGURIDAD ENMARCAPASOS MONOCAMERALES

Intervalo automático o intervalo de frecuencia infe-rior. Es el intervalo más largo entre un evento ven-tricular detectado o estimulado y el siguiente eventoventricular estimulado. Este intervalo garantiza unafrecuencia cardiaca mínima al paciente. Tras un eventoventricular detectado, éste puede ser más largo quetras uno estimulado, y esta diferencia es lo que consti-tuye la histéresis, cuya finalidad es favorecer el ritmopropio del paciente, si existe.

Período refractario ventricular. Intervalo que seinicia tras el estímulo ventricular y evita la deteccióndel propio estímulo, el QRS estimulado y de la ondaT, para evitar que se reinicie de forma errónea el in-tervalo de frecuencia inferior. Tras un evento ventricu-lar detectado también se inicia un período refractarioventricular, que puede ser algo más corto que el an-terior.

INTERVALOS DE SEGURIDAD ENMARCAPASOS BICAMERALES

Los marcapasos bicamerales disponen de cuatro in-tervalos básicos de funcionamiento, los dos ya reseña-dos en los monocamerales (intervalo de frecuencia in-ferior o límite inferior de frecuencia y períodorefractario ventricular) y el intervalo AV (IAV) y el pe-ríodo refractario auricular posventricular (PRAPV).

El IAV es el intervalo entre un evento auricular de-tectado o estimulado y el estímulo ventricular. Nor-malmente, en la mayoría de los marcapasos disponi-bles actualmente se puede programar un IAV diferentesegún el evento auricular sea detectado o estimulado,ya que desde que se inicia la activación auricular in-trínseca hasta que ésta es detectada por el marcapasostranscurre cierto tiempo (una media de 30 ms), por loque el IAVd (IAV en caso de detección) se suele pro-gramar más corto. Durante todo el IAV el canal auricu-lar es refractario a cualquier evento que ocurra duranteel intervalo.

El PRAPV es un intervalo que se inicia tras unevento ventricular y durante el cual un evento auricu-lar no puede iniciar un IAV. Evita la detección en elcanal auricular de eventos ventriculares, así como im-pide el seguimiento de ondas P retrógradas.

La suma del IAV y el PRAPV constituye el períodorefractario auricular total (PRAT), que es un intervalo

fundamental para limitar la máxima frecuencia de esti-mulación del marcapasos (fig. 1). El intervalo superiorde seguimiento (ISS) es el que limita la frecuenciahasta la que el marcapasos puede realizar el segui-miento (tracking) de la actividad auricular. El compor-tamiento del marcapasos cuando alcanza el ISS depen-de del PRAT programado. Así, si el ISS es mayor queel PRAT, el marcapasos tiene un comportamiento tipoWenckebach, mientras que si el PRAT es mayor que elISS, aparece bloqueo 2:1 (fig. 2). Por lo tanto, es im-portante programar un ISS mayor que el PRAT paraevitar que durante la realización de un ejercicio físicola frecuencia cardiaca descienda a la mitad de golpe.

Un fenómeno que hay que evitar en los marcapasosbicamerales es la detección en el canal ventricular delestímulo eléctrico auricular, lo cual supondría la inhi-bición de la estimulación ventricular, que puede origi-nar asistolia y amenazar la vida del paciente en casode que no tenga un ritmo de escape idóneo. Este fenó-meno recibe el nombre de crosstalk y para evitarlo trasel estímulo auricular se inicia un período de cegamien-to ventricular, durante el cual el canal ventricular nodetecta ningún suceso, y luego, un período de estimu-lación ventricular de seguridad, durante el cual cual-quier suceso detectado desencadena una estimulaciónventricular de seguridad, como su nombre indica, paraevitar la inhibición de la estimulación ventricular porinterferencias, miopotenciales, etc.

CONTROL AUTOMÁTICO DE LA CAPTURA

Concepto

Son sistemas que permiten la verificación automáti-ca de la captura, así como la determinación periódica

Sancho-Tello MJ et al. Funciones programables de seguridad y optimización hemodinámica

Rev Esp Cardiol Supl. 2007;7:40G-53G 41G

Fig. 1. Intervalos de seguridad en los marcapasos bicamerales. CV:cegamiento ventricular; EVS: estimulación ventricular de seguridad;IAV: intervalo auriculoventricular; LIF: límite inferior de frecuencia;PRAPV: período refractario auricular posventricular; PRAT: período re-fractario auricular total.

LIF

AP AP

CVEVS

VPVP

IAV IAVPRAPV

PRAT

PRAT = IAV + PRAPV

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del umbral de estimulación y el ajuste automático dela energía del impulso de estimulación necesaria paragarantizar la captura del miocardio. Por lo tanto, elcontrol automático de la captura (CAC) permitiría: a)garantizar la seguridad del paciente ante modificacio-nes inesperadas del umbral de estimulación; b) optimi-zar la energía (voltaje y/o anchura) del impulso de laestimulación, con los consiguientes ahorro energéticoy prolongación en la duración de la batería, y c) facili-tar el seguimiento de los pacientes.

Si bien las propuestas iniciales de un marcapasoscon un sistema de ajuste automático de la salida sur-gieron en 1973 de la mano de Mugica et al2 y en 1974de Preston et al3, no fue hasta 1995, más de 20 añosdespués del concepto original, cuando fue comerciali-zado el primer marcapasos unicameral con un algorit-mo de control automático de la captura ventricular, elAutoCapture® de St. Jude Medical.

Con posterioridad, prácticamente todas las empresascomerciales han lanzado al mercado marcapasos, tantounicamerales como bicamerales, con diferentes siste-mas de CAC ventricular derecha. Además, los siste-mas de CAC también están siendo utilizados por loselectrodos ventriculares de desfibrilación, los electro-dos de estimulación ventricular izquierda a través delsistema venoso coronario, y en aurícula derecha.

AutoCaptura®

Este sistema de CAC comprende dos funciones to-talmente automáticas:

1. Verificación automática de la captura latido a la-tido, con estimulación de seguridad a alto voltaje encaso de pérdida de captura: el punto crucial del fun-cionamiento de la autocaptura es la detección correc-ta de la onda de despolarización ventricular que ocu-rre después de cada impulso del marcapasos concaptura eficaz, denominada respuesta evocada (RE).La detección de RE confirma la captura y no detec-tarla confirma que no hay captura4. El dispositivodispone de dos amplificadores de detección, uno parala detección de ondas R espontáneas y otro para ladetección de la RE. Tras la liberación de un impulsode estimulación, el amplificador de detección de REpermanece ciego durante un período en torno a 14ms, para evitar el efecto de la polarización residual,tras el cual abre una ventana de detección de 15-62,5 ms,con vistas a detectar la RE. Caso de no detectar REen esta ventana, el dispositivo libera un impulso dealta energía (4,5 V/0,40 ms) para garantizar la captu-ra ventricular (fig. 3). El dispositivo debe discriminarentre la RE y la señal de polarización resultado de la



Fig. 2. A: intervalo superior de segui-miento mayor que el período refractarioauricular total: comportamiento tipoWenckebach. B: período refractario au-ricular total mayor que intervalo supe-rior de seguimiento: bloqueo 2:1. AR:detección auricular en período refracta-rio; AS: detección auricular; VP: estimu-lación ventricular.

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carga eléctrica residual en la punta del electrodo trasla liberación del impulso de estimulación. Una señalalta de polarización puede enmascarar la detecciónde la RE y, por lo tanto, impedir la distinción entrecapturada y no capturada.

2. Búsqueda automática del umbral y ajuste de la sa-lida: la realización de un umbral automático se realizabajo dos condiciones:

– En el momento que el marcapasos detecta unapérdida de captura en dos latidos consecutivos.

– De forma periódica cada 8 h.

La búsqueda del umbral se realiza reduciendo la sa-lida en pasos de 0,3 V en los sistemas monocameralesy de 0,25 V en los bicamerales, hasta la pérdida decaptura. En los dispositivos bicamerales se acorta elIAV durante la realización del umbral para evitar laconducción intrínseca o latidos de fusión. El dispositi-vo programa automáticamente la salida tras la determi-nación del umbral un paso por encima.

El sistema de AutoCaptura® puede programarse enmás del 90% de los casos, pero presenta sus limitacio-nes, ya que requiere usar cables con electrodo bipolar yde baja polarización. Prácticamente todos los electrodosdisponibles actualmente en el mercado reúnen las condi-

ciones necesarias para que pueda aplicarse este algorit-mo, que tendría sus principales limitaciones en los casosde recambio de generador con cables antiguos, pero laposibilidad de modificar las características del impulsode estimulación permitirían su aplicación en la casi tota-lidad de los cables, incluidos epicárdicos5.

Otros sistemas de CAC

Todas las empresas fabricantes de marcapasos handesarrollado sistemas de CAC que, si bien buscan elmismo fin que AutoCaptura®, tienen un funcionamien-to algo diferente.

Manejo de Captura Ventricular® de Medtronic

Realiza de forma periódica un umbral de estimula-ción y ajuste de la salida a un valor mínimo predeter-minado. El dispositivo efectúa con una frecuencia pro-gramable (de forma nominal una vez al día) un umbralde captura en el ventrículo y una curva de intensidad-duración, y programa la salida con un margen de segu-ridad elegible (×1,5; ×2, etc.) y con un mínimo voltajeprogramable. Se basa también en la detección de laRE, pero puede utilizarse con cualquier tipo de cable,tanto unipolar como bipolar.



Detección P/R

Detección RE48

Abierto15 ms

Período refractario absoluto

Respuesta

A

B

Impulso de seguridad

Amplitudautoprogramada

Impulso deestimulación

Amplitud de impulso = 4,5 VAnchura de impulso = 0,5 ms

Fig. 3. Esquema de funcionamiento delalgoritmo AutoCaptura®: 15 ms des-pués del impulso de estimulación seabre una ventana de detección de res-puesta evocada (RE). En A hay RE y,por lo tanto, confirmación de captura.En B no se detecta RE, por lo que se li-bera un impulso de seguridad a mayoramplitud de la programada para garan-tizar la captura.

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Control Activo de Captura® de Biotronik

El sistema funciona también latido a latido, con estí-mulo de seguridad y margen de salida programable.Precisa también de electrodos bipolares y de baja pola-rización.

Captura Automática® de Guidant

Basado también en la detección de la RE, puede uti-lizar también cualquier tipo de cable y es latido a lati-do, con estímulo de seguridad en caso de déficit decaptura6.

Autoumbral ventricular de Ela-Medical

Sistema que funciona también latido a latido, conestímulo de seguridad, y realización de umbral perió-dico, con ajuste a un mínimo establecido7.

Todos los dispositivos con sistemas de CAC dispo-nen de la posibilidad de almacenar las lecturas diariasdel umbral de forma que en las revisiones que se reali-zan en la consulta de marcapasos se puede obteneresta información, bien como valores numéricos, biencomo gráfico con la curva de umbrales en el tiempo(fig. 4).

CAC en aurícula

Hasta hace poco los sistemas de CAC sólo estabandisponibles para el ventrículo, ya que la verificaciónde la captura auricular mediante la detección de la REes compleja en el caso de la aurícula, pues la señal esmás pequeña y es difícil distinguirla de la señal de po-larización. No obstante, los avances tecnológicos hanpermitido la aparición de dos sistemas de CAC auricu-lar.

Manejo de Captura Auricular® de Medtronic

No utiliza la detección de la RE, sino que confirmala captura auricular mediante la observación de los ci-clos intrínsecos eligiendo entre estos dos métodos:

– Reseteo de la cámara auricular: cuando hay ritmo si-nusal, el dispositivo determina el intervalo auricular y pe-riódicamente libera un impulso de estimulación, que encaso de captura eficaz resetea el nódulo sinusal y en casode que no haya captura no modifica el ritmo de base.

– Conducción AV: en caso de conducción AV intrín-seca, la liberación de un estímulo auricular con captu-ra eficaz conduce al ventrículo.

ACapTM Confirm de St. Jude Medical

Basado también en la detección de la RE, pero en laaurícula. El sistema funciona también latido a latidocon estímulo de seguridad. Tras la realización del um-bral de estimulación auricular, se añade un valor devoltaje al umbral calculado, y ese valor de amplitud deimpulso se mantiene hasta la próxima búsqueda deumbral (margen de seguridad, 1,7:1).

Beneficios en la longevidad de losdispositivos

Dos factores determinan la longevidad de los disposi-tivos, la capacidad de la batería y el drenaje de corriente.La capacidad inicial de las baterías está en torno a 1-1,5Ah y va disminuyendo con el uso. El drenaje de corrien-te de la batería es la suma de la corriente de estimulacióny de la corriente de consumo interno (utilizada por losdiferentes componentes electrónicos), que en los dispo-sitivos modernos, a pesar del incremento en la tecnolo-gía, se ha conseguido reducir a unos 10 µA. La corrientede estimulación está determinada por la frecuencia, laanchura y la amplitud del impulso; esta última es el prin-



7 may 2000: 12 pm

Fecha de la muestra: 13 sep. 2000 8:56 amTiempo total de muestreo: 128 d 0h 0m 0sFrecuencia de muestreo: 1 díaNúmero de muestras: 128

Fecha del último borrado: 25 ago. 1999 1:55 pmAmplitud automática del impulso: 0,875 vAnchura del impulso ventricular: 0,6 ms

8 jun 2000: 12 pm 10 jul 2000: 12 pm 11 ago 2000: 12 pm 12 sep 2000: 12 pm

Tiempo (fecha:hora)

4,54,03,53,02,52,01,51,00,50,0

Umbr

al (v

oltio

s)

Fig. 4. Representación gráfica de lacurva de determinaciones de umbralesen el tiempo. Se trata de un caso conumbrales crónicos estables.

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cipal condicionante de la longevidad del dispositivo.Tradicionalmente, la programación de la amplitud delimpulso se realiza con un margen de seguridad de 2:1respecto al umbral de estimulación, lo cual supone underroche de energía, pero necesario para salvaguardar laseguridad del paciente. Los sistemas de CAC permiten,en la mayoría de los casos, estimular con una amplituddel impulso ligeramente superior al umbral, y varios es-tudios8-10 han demostrado que el CAC puede reducir deuna forma segura y eficaz el drenaje de corriente, pro-longar la longevidad del dispositivo y reducir los costes,tanto en sistemas VVI como en DDD.

MODULACIÓN DE FRECUENCIA

El empleo de sensores biológicos permite ajustar lafrecuencia de estimulación de los dispositivos adaptán-dola a las necesidades metabólicas. A principio de losaños ochenta se incorporó la estimulación autorregula-ble en frecuencia en marcapasos VVI. Posteriormentese ha incorporado a todos los modos de estimulación:AAI, DDD y VDD. Los distintos tipos de sensores uti-lizados ya han sido descritos en esta monografía. Acontinuación se definen los parámetros que hay queprogramar en un sistema con modulación de frecuen-cia y el modo de hacerlo.

Hay 4 parámetros básicos que debemos fijar: a) lafrecuencia límite inferior; b) el umbral de deteccióndel sensor, es decir, la actividad física o carga de traba-jo mínima con la que la frecuencia de estimulación di-rigida por el sensor supera la frecuencia límite inferioro frecuencia de reposo; c) la pendiente de respuesta dela frecuencia de estimulación al aumento de la señaldel sensor, y d) la frecuencia límite superior o frecuen-cia máxima de estimulación dirigida por el sensor.

Debemos programar siempre los límites superior einferior de frecuencia. Los valores del umbral de de-tección (bajo, medio y alto) y de la pendiente (lenta orápida), por lo general, vienen ajustados de fábrica yson de utilidad a la mayoría de los pacientes, pero nodebemos olvidar que en muchos casos hay que ajustar-los de forma individual. Algunos fabricantes incorpo-ran una doble pendiente: una para nivel bajo de activi-dad y otra para niveles altos. Esto supone programarpor separado ambas pendientes. Dependiendo de la ra-pidez de la respuesta del sensor al ejercicio, ajustare-mos estos valores. Hay sensores que dejan de actuarcuando finaliza el esfuerzo (p. ej., el de actividad). Eneste caso hay que programar una recuperación de lafrecuencia de estimulación tras esfuerzo. La mayorparte de los fabricantes incorporan la posibilidad deprogramar una curva de recuperación rápida o lenta.

En los marcapasos VDD y DDD se programa la fre-cuencia máxima de seguimiento auricular. En losVDDR y DDDR se programa otro valor, que es la fre-cuencia máxima dirigida por el sensor. En la estimula-ción VDDR, el aumento de frecuencia ventricular guia-

da por sensor será útil en los períodos de cambio auto-mático de modo de estimulación (CAME), ya que estemodo de estimulación sólo está indicado si la funciónsinusal es normal. En pacientes con insuficiencia cro-notrópica y portadores de marcapasos DDDR, la fre-cuencia máxima de seguimiento auricular se programa-rá a un valor inferior a la frecuencia máxima dirigidapor el sensor. Se suelen programar valores similares deambas cuando queremos evitar cambios bruscos de lafrecuencia de estimulación secundarios a pausas sinu-sales que se puedan producir durante el esfuerzo máxi-mo a frecuencias auriculares elevadas. La frecuenciadirigida por el sensor se programa a un valor inferior ala frecuencia máxima de seguimiento auricular en rarasocasiones. Sólo si se sospecha o se producen caídasbruscas de la frecuencia sinusal durante el esfuerzo (loque ocurre a veces en pacientes con enfermedad delseno) y en generadores con sensor de actividad cuandoel paciente va a estar sometido a vibraciones en reposo(enfermedad de Parkinson, conductor de maquinariapesada, etc.). La frecuencia regulada por el sensor esútil durante el CAME para «ayudar» al generador acontrolar la frecuencia de estimulación durante el perío-do de desconexión auricular.

¿Cómo deben programarse los marcapasos con bio-sensor? Se trata de lograr un aumento de 10-25 lat/minen la frecuencia de estimulación (máximo, 90 lat/min)a niveles bajos de actividad, como es un paseo normalde 2-3 min, y lograr un aumento de 20-45 lat/min en lafrecuencia de estimulación (máximo, 100-110 lat/min)después de un paseo rápido o tras subir escaleras11. Es-tos ajustes los podemos realizar en la propia consultade seguimiento o comprobarlos con monitorizaciónambulatoria del electrocardiograma o durante una prue-ba de esfuerzo, y debemos calcularlos en función de laedad del paciente.

Los pacientes con dispositivo de resincronización sevan a beneficiar de una programación similar de lamodulación de frecuencia12. En un trabajo reciente,Tse et al13 demuestran que pacientes incapaces de al-canzar un 70% de su frecuencia máxima durante unaprueba de esfuerzo aumentan el tiempo de esfuerzo ymejoran su consumo de oxígeno si se emplea un modode estimulación DDDRV con límites de frecuencia en-tre 50 y 140 lat/min, comparándolos con un ejerciciosimilar realizado en modo DDDOV.

CAMBIO DE MODO DE ESTIMULACIÓN

Una taquiarritmia auricular (TA) no va a desencade-nar respuesta ventricular rápida por el marcapasos en laestimulación unicameral, tanto auricular como ventricu-lar. El marcapasos auricular se inhibe si la detección dela TA es correcta; el ventricular estimula si el pacienteno tiene ritmo propio, y se inhibe siempre que la fre-cuencia cardiaca espontánea sea superior a la frecuen-cia programada de estimulación. Con el empleo de ge-



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neradores bicamerales, la estimulación ventricular de-pende no sólo de la frecuencia ventricular propia delpaciente, sino que se sincroniza con la actividad auricu-lar. Esto genera un problema cuando se produce unaTA. En los primeros años de la estimulación bicameral,no era raro que un paciente se presentara en la consultacon una TA y con el marcapasos estimulando en el ven-trículo a la frecuencia límite superior. Esta taquicardiaventricular estimulada a veces era bien tolerada, por loque el paciente se mantenía durante períodos prolonga-dos con este ritmo acelerado (fig. 5). Cuando era sinto-mática, obligaba a repetidas consultas, que por lo gene-ral finalizaban al reprogramar el marcapasos a un modode estimulación ventricular (VVI), con lo que pierde lacapacidad de seguimiento de la actividad auricular.

En los marcapasos actuales, este problema se mane-ja con el empleo de un algoritmo conocido comoCAME. Cuando el generador detecta una TA, deja desincronizar la estimulación ventricular con la actividadauricular y pasa a estimular en otro modo de estimula-ción (generalmente en VDIR, o en modo DDIR). Di-versos autores han aportado datos sobre la frecuenciade presentación de fibrilación auricular en pacientesque reciben marcapasos por bloqueo auriculoventricu-lar (BAV), y se calcula en un 2-3% de riesgo anual14,15.En los pacientes con enfermedad del nódulo sinusal(ENS), el riesgo de fibrilación auricular alcanza el 8%anual16. Estas cifras, unidas a la posibilidad de implan-tar marcapasos de doble cámara incluso a pacientescon ENS del tipo del síndrome bradicardia-taquicar-dia, en los que la incidencia de fibrilación auricular esaún mayor, hacen imprescindible contar con esta he-rramienta de programación, el CAME. Los pacientessometidos a ablación del nódulo AV por fibrilación au-ricular paroxística también pueden beneficiarse delempleo de estimulación bicameral contando con estealgoritmo de programación.

Desde los inicios de la estimulación de doble cámara,ha habido diversos intentos para lograr un CAME ópti-mo. Inicialmente, el que más aplicación clínica tuvo fue

el método más sencillo: se trataba simplemente de «des-conectar» la estimulación ventricular de la actividad auricular cuando ésta alcanzaba una frecuencia determi-nada. Para evitar un cambio brusco en la frecuencia deestimulación ventricular, se activaba un algoritmo queiba disminuyendo de forma progresiva la frecuencia ven-tricular desde la última sincronizada hasta la frecuencialímite inferior programada. Se podía programar el tiem-po que tardaría el marcapasos en alcanzar la frecuencialímite inferior17. A esta caída se la denominaba fallback.

El CAME se compone de 3 apartados: la detecciónde la TA, la respuesta del generador durante el cambiode modo y, por último, la resincronización con el rit-mo sinusal o el ritmo auricular estimulado al finalizarla TA.

Detección de la taquiarritmia auricular

Para detectar una TA, el generador tiene que ser ca-paz de «escuchar» la actividad auricular durante la ma-yor parte del ciclo cardiaco. Sin embargo, los genera-dores de doble cámara actuales tienen incorporado unPRAPV durante el cual, después de una actividad ven-tricular estimulada o detectada, la detección de activi-dad auricular no inicia un nuevo IAV. Esto tiene comoobjeto evitar la detección auricular inapropiada de se-ñal ventricular (estimulada o no) y evitar la detecciónde ondas P retrógradas producidas por conducción ven-triculoauricular. En los sistemas con CAME, elPRAPV se divide en dos: un período de blanking auricu-lar (se puede traducir por ceguera total) tras estímuloventricular (BAPV), en el que la actividad auricular noes detectada, y un segundo período refractario relativo(PRAPV-U; la U viene del inglés unblanked, o «no cie-go»), durante el cual se puede detectar actividad auricu-lar pero ésta no reinicia el IAV (fig. 6). Hay que recor-dar que la suma del PRAPV y del IAV da lugar alPRAT, que es lo que limita la frecuencia de seguimien-to auricular con una relación 1:1. Es decir, si aumenta-mos el valor del PRAT (del IAV o del PRAPV), esta-



Fig. 5. Estimulación ventricular pormarcapasos a frecuencia límite superioren presencia de taquiarritmia auricular.

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mos limitando la capacidad del marcapasos para res-ponder 1:1 al aumento fisiológico de la actividad sinu-sal normal. Por este motivo es importante disponer de ypoder programar un IAV variable, para que se acortecuando la frecuencia auricular aumente y permita unamayor frecuencia de seguimiento auricular.

Un generador tiene cuatro formas de detectar unaTA: la más frecuente es programar una frecuencia lí-mite a partir de la cual se considere que la actividadauricular no es fisiológica, sino que corresponde a unaTA. Sin embargo, y para evitar que aumentos progresi-vos de la frecuencia auricular se malinterpreten comoTA, algunos fabricantes emplean un valor «medio» dela frecuencia auricular. No es una frecuencia determi-nada, sino que es un valor variable relacionado con lafrecuencia auricular detectada previamente. De estaforma el CAME se alcanza a frecuencias variables,pero permitiendo que los cambios progresivos (más fi-siológicos por lo general) no lo activen. Los generado-res que llevan incorporado un sensor biológico para re-gular la frecuencia de estimulación pueden incorporarel valor de frecuencia cardiaca que proporciona el sen-sor como un dato adicional para considerar que la fre-cuencia auricular es fisiológica o corresponde a unaTA. Otros sistemas emplean algoritmos más complejospara distinguir entre fibrilación auricular y otras TA,en función de la longitud de ciclo y su regularidad18.

La respuesta del marcapasos a una detección de TApuede ser de dos tipos: rápida o lenta. En los sistemasde CAME rápidos, el cambio de modo se produce deforma inmediata ante la detección de TA, el cambio esinstantáneo y permite que actúe ante episodios muybreves. Sin embargo, esto produce con frecuencia fal-sos positivos, como ocurre con la detección de señalde campo lejano (detección de señal ventricular por elcanal auricular que se considera actividad auricular),lo que causa que el registro de los episodios de CAMEpierda precisión y sature los contadores. Cualquier si-tuación que aumente la duración del QRS (empleo defármacos antiarrítmicos, hiperpotasemia) aumenta lasposibilidades de detección de señal de campo lejano.Asimismo, el valor absoluto de la sensibilidad auricu-lar influye. Con valores absolutos de sensibilidadauricular programados bajos, aumenta la posibilidadde detección de señal de campo lejano y, por ello, fal-sos positivos de CAME19,20. Por el contrario, si trata-mos de evitar estos falsos positivos variando la progra-mación de la sensibilidad auricular o empleandoalgoritmos «lentos» de inicio de CAME, podemos dis-minuir la sensibilidad y ocasionar que el sistema noresponda o tarde en responder a la TA, lo que tambiénaumenta la posibilidad de que el paciente lo note. Estofacilita la interpretación de los episodios de CAME alprovocar menos falsos positivos. Tiene el inconvenien-te de que el cambio es más lento (puede tardar de 5 a10 s) y no reacciona a episodios breves. Siempre hayque tener en cuenta que, si queremos aumentar la sen-

sibilidad del CAME, es a expensas de reducir su espe-cificidad y viceversa. Algunos autores han estudiado laaceptación del tipo de CAME rápido o lento por partedel paciente, y en su mayor parte el paciente prefierelos modos de cambio rápidos21,22.

El aumento de las capacidades diagnósticas de losgeneradores actuales, especialmente la mayor capaci-dad de archivo, permite guardar los electrogramas ylos datos de los episodios de CAME y, en la consultade seguimiento, calcular la sensibilidad y la especifici-dad del CAME. Hay que valorar el empleo de estossistemas, porque la mayor información se consigue aexpensas de un mayor consumo de energía, lo que pro-duce reducciones importantes en la longevidad de losmarcapasos.

Respuesta del generador durante el cambiode modo

Una vez activado el cambio de modo, el marcapasosdeja de seguir la actividad auricular. El modo que seemplea con más frecuencia es el VDIR. Otro modoque emplean algunos fabricantes es el DDIR, en el queel marcapasos estimula y se inhibe en ambas cámaras,pero sin sincronizarse entre ellas. Permite que, nadamás finalizar la TA, vuelva a restaurarse la sincroniza-ción con la aurícula y actúe como un verdadero DDD,sin esperar a que el algoritmo del CAME lo haga23.



IAV

PRAPV

BA BAPV

PRAPV-UIAV-U

Fig. 6. Cualquier señal detectada durante el PRAPV no va a iniciar unIAV ni un intervalo de frecuencia inferior. Se divide en un período deblanking (ceguera) auricular, que es como un período refractario ab-soluto y un PRAPV-U, intervalo durante el cual las señales detectadasse emplean para activar el CAME. BA: blanking (ceguera) auricular;BAPV: período de blanking (ceguera) auricular posventricular; IAV: in-tervalo auriculoventricular; IAV-U: intervalo auroventricular unblanked(no ciego); PRAPV: período refractario auricular tras estímulo ventricu-lar; PRAPV-U: período refractario auricular tras estímulo ventricularunblanked (no ciego).

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Resincronización con el ritmo sinusal o ritmoauricular estimulado al finalizar lataquiarritmia auricular

Los mismos criterios que se emplean para activar elalgoritmo del CAME suelen usarse para su desactiva-ción y vuelta al funcionamiento normal. Cuando la ac-tividad auricular detectada es inferior al valor de lafrecuencia de corte o frecuencia media, el CAME sedesactiva. Algunos fabricantes ralentizan este procesopara evitar activaciones repetidas del CAME duranteepisodios repetitivos de TA, como ocurre en casos defibrilación auricular focal.

En la consulta de seguimiento se puede consultar elgenerador para conocer el número de veces en que seha activado el CAME, así como la duración de las activaciones, lo que nos orienta sobre la evolución clí-nica del paciente o la respuesta a un fármaco antiarrít-mico, así como de la necesidad de tratamiento anticoa-gulante. Hay que recordar que los contadores deCAME pueden verse afectados por los falsos positivosde detección de TA, generalmente por la confusión deseñal de campo lejano24. Dado que el CAME consigueque los episodios de TA sean asintomáticos, no sedebe activarlo en pacientes con riesgo trombótico queno estén anticoagulados.

En los pacientes con dispositivos de resincroniza-ción se debe activar el CAME, ya que se calcula quehasta un 90% de estos pacientes tienen historial deTA25.

Un sistema óptimo de CAME es aquel en el que nose sincronice la estimulación ventricular con frecuen-cias auriculares elevadas, evite provocar cambios brus-cos en la frecuencia de estimulación después delCAME, mantenga un ritmo estable de estimulacióndurante el CAME y restaure la estimulación con sin-cronización AV lo más rápido posible tras finalizar laTA sin provocar cambios bruscos en la frecuencia deestimulación26.

DISMINUCIÓN DE LA ESTIMULACIÓN APICALDERECHA

Como ya se ha visto en este monográfico, la estimu-lación en ápex de ventrículo derecho (EAVD) altera elpatrón de despolarización habitual de los ventrículos,y puede aumentar la duración del QRS, lo que da lugara un patrón de activación similar al que ocurre en elbloqueo de rama izquierda27 y conlleva una desincro-nización ventricular. Aunque una activación electro-mecánica normal basal del ventrículo izquierdo no ex-cluye el desarrollo de una asincronía significativadurante la EAVD, un estudio reciente ha demostradoque la presencia de asincronía antes del implante pre-dice un empeoramiento de este efecto28. Por ello no esde extrañar que la EAVD mantenida a largo plazo pro-duzca efectos adversos en el ventrículo izquierdo: es-

tructura celular, geometría ventricular, disfunción sis-tólica y diastólica, regurgitación mitral y dilatación enlos diámetros auriculares izquierdos, que contribuyena un deterioro hemodinámico.

Actualmente hay mucha evidencia acumulada sobreel efecto deletéreo de la EAVD crónica sobre la fun-ción ventricular izquierda que ya ha sido comentadapreviamente.

Con todas estas consideraciones, y aunque la EAVDhaya sido la más comúnmente utilizada desde hacemás de 50 años para el tratamiento de la bradicardia li-gada a BAV, con excelentes resultados, en la actuali-dad debemos intentar que el ventrículo derecho sólosea estimulado cuando es estrictamente necesario.

Desde los inicios de la estimulación cardiaca (EC) seha tratado de disminuir la EAVD innecesaria, inicial-mente con el objeto de prolongar la duración de las ba-terías, con diversos algoritmos y modos de estimula-ción, que han sido más o menos eficaces. En pacientescon estimulación VVI, la histéresis de frecuencia persi-gue este objetivo. En pacientes con ENS y conducciónAV normal, la estimulación AAI es la mejor manera deevitar la estimulación ventricular innecesaria. Aunquela incidencia anual de BAV es baja29-33, la primera ma-nifestación es el síncope en más del 50% de los pacien-tes, por ello en Estados Unidos rara vez se utiliza la es-timulación AAI, que es más frecuente en Europa enpacientes con enfermedad del nódulo sinusal, conduc-ción AV intacta y sin trastorno de la conducción intra-ventricular. En España este modo de estimulación sólose utiliza en el 1,03% del total de pacientes con indi-cación de EC y en el 4,81% de los pacientes conindicación de EC por ENS, excluida la fibrilación o elaleteo auriculares crónicos, según datos del RegistroNacional de Marcapasos del último año34. Porcentajessimilares se observan en la mayoría de los países euro-peos35, a excepción de los países escandinavos y algu-nos del este. La estimulación AAI no está indicada enpacientes con DAI en los que se implanta un sistemabicameral en el 20,6% de las ocasiones36, por la necesi-dad de mantener la sincronía AV y la capacidad de dis-criminar arritmias supraventriculares.

Los pacientes con BAV paroxístico tampoco necesi-tan estimulación ventricular durante gran parte deltiempo. La programación de un IAV largo, estático, re-duce escasamente la estimulación ventricular37 y ade-más puede interferir con los ciclos del marcapasos, di-ficultar la detección de arritmias auriculares yfavorecer el desarrollo de taquicardias mediadas pormarcapasos. Los generadores DDD y VDD incorporandiferentes algoritmos de extensión automática del IAV,que reciben diversos nombres y actúan de manera di-ferente según distintos fabricantes y modelos, para fa-vorecer el ritmo ventricular propio del paciente. Enunos casos (Guidant e Intermedics) consiste en alargarun porcentaje variable (10-100%) el IAV tras un nú-mero de ciclos que es programable (32-1.024) com-



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probando si hay ritmo ventricular espontáneo duranteun número determinado de ciclos de búsqueda y recu-perando el IAV programado en caso de no haber detec-ción ventricular (fig. 7). En otros casos (Vitatrón) sepuede programar un incremento del IAV de 60-120 mstras cada detección ventricular; también busca la con-ducción intrínseca y alarga el IAV en los milisegundosprogramados tras un número programable de ciclos. Sihay detección ventricular, permanece con este IAValargado y si se produce una estimulación ventricular,retoma al IAV programado. En otros casos (Biotronik)se puede programar una histéresis fija del IAV tras de-tección ventricular. También los generadores St. Judebuscan la conducción intrínseca alargando el IAV en10-120 ms tras un período variable, en un solo latido.Si se produce detección ventricular permanece alarga-do, y si no, se recupera el IAV programado, realizandode nuevo la búsqueda en un latido tras el período pro-gramado. Los generadores Medtronic ajustan el IAVde forma automática, observando 16 ciclos, en funciónde la proporción de latidos ventriculares estimulados odetectados y del momento del IAV en que se producela detección ventricular con una extensión del IAV de10-250 ms, realizando búsquedas periódicas que sesuspenden si no se encuentra conducción espontáneaaproximadamente en una semana. Los generadores deELA-Medical ajustan también el IAV en presencia deconducción AV espontánea calculando el IAV mediode 8 ciclos con extensión de 47 ms, que se mantendrási hay detección ventricular, y vuelve al IAV progra-mado si no la hay. Cada 100 ciclos estimulados se bus-ca de nuevo la conducción intrínseca. En todos elloshay un IAV máximo variable según los fabricantes de300 a 600 ms, por lo que los resultados en cuanto a ladisminución de la estimulación ventricular son tam-bién variables, y se ha descrito reducciones de la esti-mulación ventricular de un 69-90%38-40. En un estudioreciente de Milasinovic et al41, realizado en 205 pa-cientes con el algoritmo de Medtronic, la estimulaciónventricular se redujo en un 73,1% en 130 pacientes

que permanecieron con el algoritmo activado al mesde seguimiento. En el estudio INTRINSIC RV recien-temente publicado42, realizado en 1.530 pacientes conDAI bicameral, se consiguió reducir la estimulaciónventricular derecha a sólo un 10% con el algoritmo deGuidant, y se demuestra que la estimulación DDD conel algoritmo no fue inferior en cuanto a mortalidad portodas las causas y hospitalización por insuficienciacardiaca frente a la estimulación VVI-40 de seguridad,e incluso mostró una tendencia favorable, aunque sinsignificación estadística. Tampoco hubo diferencias enel número de choques, apropiados o no. No obstante,los algoritmos de extensión automática del IAV pue-den interferir con otros ciclos del marcapasos, limitarla frecuencia máxima de seguimiento, favorecer el de-sarrollo de taquicardias de asa cerrada43 y dificultar elreconocimiento de arritmias auriculares. Además, enpacientes con DAI, en los que es muy importante re-ducir la estimulación ventricular innecesaria, puedendar lugar a defectos de detección de taquicardia ven-tricular debido a los períodos de blanking.

Otra forma de reducir la EAVD es la estimulacióndesde otras zonas del ventrículo derecho o haz de His,o incluso la estimulación aislada de ventrículo izquier-do que ya se ha tratado en este monográfico.

Recientemente se han desarrollado dos algoritmosque permiten la estimulación AAIR siempre que semantenga la conducción AV, con CAME a estimula-ción DDDR cuando ésta falla, y aportan lo mejor deambos modos de estimulación: la despolarización ha-bitual del ventrículo a través del sistema específico deconducción y el soporte de la estimulación ventricularen presencia de BAV. Son el AAIsafeR® de Ela Medi-cal (Sorin Group) y el Managed Ventricular Pacing®

(MVP) de Medtronic Inc., que están incorporados enlas últimas familias de marcapasos bicamerales y des-fibriladores. Aunque ya han sido descritos con anterio-ridad44, vamos a revisar brevemente su funcionamien-to, comenzando por el AAISafeR, que fue el primeroque se introdujo en el mercado. Como ya hemos di-



Fig. 7. Registro obtenido durante laprogramación de la extensión automáti-ca del intervalo auriculoventricular(IAV) tras un número determinado deciclos (32). Comprobamos en la parteizquierda del registro la presencia de fu-siones ventriculares, que desaparecenen el sexto complejo a partir del que co-mienza a haber detección ventricular(VS) tras extender el IAV. La línea supe-rior es de la derivación DI del ECG peri-férico. AP: estimulación auricular;EGMa: electrograma auricular intracavi-tario; EGMv: electrograma ventricularintracavitario; VP: estimulación ventricu-lar; VS: detección ventricular.

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cho, se trata de una estimulación AAIR, de maneraque tras un evento auricular no se inicia el IAV, y sereinicia el intervalo de escape auricular tras cada esti-mulación o detección auricular. Cambia de formaautomática a estimulación DDDR con el IAV progra-mado en respuesta a más de 6 IAV (estimulados o de-tectados) considerados anormalmente largos, valor quees programable, como ocurre en el BAV de primer gra-do, tras 3 ondas P bloqueadas en los últimos 12 ciclos,como ocurre en el BAV de segundo grado, tras 2 ondasP bloqueadas consecutivas, como ocurre en el BAV dealto grado, o tras una pausa ventricular de duración

programada entre 2 y 4 s. Una vez en modo DDDR,intenta volver a modo de estimulación AAIR tras 12ondas R consecutivas detectadas o tras 100 ciclos enmodo DDDR. Si se producen más de 5 cambios deAAIR a DDDR en 3 días consecutivos o 15 o máscambios durante el mismo día, se bloquea el cambio aAAIR hasta la próxima programación manual por con-siderar BAV persistente. En la última versión se consi-dera BAV persistente si el tiempo de funcionamientoen modo DDDR es de más del 50% y no por el núme-ro de cambios. El cambio a DDDR tras BAV de primergrado puede programarse sólo durante el ejercicio, y



Fig. 8. Registro obtenido durante laconsulta del marcapasos. Muestra elcambio de modo de estimulación deAAI(R) a DDD(R) en presencia debloqueo auriculoventricular (BAV) deprimer grado (más de 6 intervalosauriculoventriculares superiores alvalor máximo programado). La líneasuperior corresponde al electrogramaintracavitario auricular y ventricular yla línea inferior, al canal de marcas.Ap: estimulación auricular; Vp: esti-mulación ventricular; Vs: detecciónventricular.

Fig. 9. Registro obtenido durante laconsulta del marcapasos. Muestra elcambio de modo de estimulación deAAI(R) a DDD(R) en presencia de blo-queo auriculoventricular de segundogrado (3 ondas P de 12 no seguidas dedetección ventricular). Líneas superiore inferior, como en la figura 1. As: de-tección auricular; Ap: estimulación au-ricular; Vp: estimulación ventricular; Vs:detección ventricular.

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este cambio a frecuencias superiores a 100 lat/min nocuenta para considerar BAV persistente. Aun en pre-sencia de BAV persistente, habrá un intento de estimu-lación AAIR diario cada mañana (figs. 8-10).

El otro algoritmo disponible es el MVP®, que actúade forma similar aunque no idéntica. Como el anterior,consiste en una estimulación AAIR que emite impulsoventricular de seguridad a 80 ms de la segunda onda Pestimulada y no seguida de detección ventricular, ycambia a modo de estimulación DDDR con el IAVprogramado si hay 2 ondas P de 4 no seguidas de de-tección ventricular. Una vez en modo DDDR, busca denuevo la conducción AV intrínseca estimulando en

AAIR a intervalos crecientes de forma geométrica (1min-16 h) en ausencia de detección ventricular, siem-pre con impulso de seguridad a 80 ms de la segundaonda P no seguida de detección ventricular (figs. 11 y12). Dado que en este caso no hay IAV máximo, elmodo de estimulación AAIR se mantiene siempre quese mantenga la sincronía AV 1:1 y puede dar lugar aIAV anormalmente prolongados que pueden llegar aser sintomáticos45. Tanto con este algoritmo como conel anterior, pueden activarse los algoritmos preventivosde fibrilación auricular y el CAME ante TA.

Aunque lo publicado de la experiencia española conestos nuevos algoritmos es escaso y de corto plazo46,



Fig. 10. Registro obtenido durante laconsulta del marcapasos. Muestra elcambio de modo de estimulación deAAI(R) a DDD(R) en presencia de blo-queo auriculoventricular de grado avan-zado (más de 1 onda P no seguida dedetección ventricular), aun cuando eneste caso se trate de extrasístoles auricu-lares. Observar que la segunda onda Pno seguida de detección ventricularestá en período refractario. Líneas su-perior e inferior, como en las figuras 1y 2. Ar: detección auricular en períodorefractario; As: detección auricular; Ap:estimulación auricular; Vp: estimulaciónventricular; Vs: detección ventricular.

Fig. 11. Registro de Holter que muestra el cambio de modo de estimulación AAI(R) a DDD(R) tras 2 ondas P de 4 no seguidas de detección ventricu-lar con impulso de seguridad a 80 ms de la onda P que sigue a la bloqueada. La espícula se visualiza mal por tratarse de estimulación bipolar. Lasletras que figuran sobre los complejos hacen referencia a la clasificación de latidos por el software. avP: estimulación auriculoventricular; N: nor-mal.

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disponemos ya de series más amplias europeas47 yamericanas en las que se demuestra la eficacia en ladisminución de estimulación ventricular hasta alcanzarun 0,2-1,4% y la seguridad tanto en pacientes conENS como en pacientes con BAV48 así como en pa-cientes con DAI49, y queda por demostrarse el efectoen la función ventricular y el beneficio clínico a largoplazo50.

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Fig. 12. Registro de Holter del mismo paciente de la figura 11, que muestra el cambio de modo de estimulación de DDD(R) a AAI(R) transcurridoel primer minuto tras recuperar la conducción auriculoventricular. avP: estimulación auriculoventricular; N: normal.

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Funciones programables de seguridad y optimización hemodinámica

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