Marcapasos y desfibriladores automáticos implantables

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36 Marcapasos y desfibriladores automáticos (Q 
implantables
Charles D. Swerdlow, Paul J. Wang y Douglas P. Zipes
Introducción: electroestimulación cardíaca, 721 
Indicaciones y selección de dispositivos, 724 
Material, 725
Marcapasos: modos de estimulación, ciclos 
tem porales y períodos de blanqueo 
y refractarios, 727
Detección de taquicardia y fibrilación 
ventriculares en los desfibriladores 
autom áticos implantables, 730 
Electroterapia de las taquiarritm ias 
ventriculares, 731
Resolución de problemas clínicos 
frecuentes, 733 
Complicaciones, 739 
Seguim iento, 740 
Bibliografía, 743 
Directrices, 743
INTRODUCCIÓN: ELECTROESTIMULACIÓN 
CARDÍACA
La electroterapia de las arritmias cardíacas se puede llevar a cabo mediante 
impulsos del marcapasos de bajo voltaje, que se utilizan para el trata­
miento de la bradicardia o, en forma de estimulación antitaquicárdica con 
marcapasos (EATM), para interrumpir las taquicardias por reentrada, y 
mediante descargas de alto voltaje, que se utilizan para la desfibrilación en 
casos de fibrilación auricular (FA) o ventricular (FV) o para la cardioversión 
de la taquicardia ventricular (TV).
El estímulo eléctrico aplicado interacciona con la actividad eléctrica 
cardíaca, generando un campo eléctrico resultante, que es proporcional 
a la derivada espacial del voltaje aplicado (velocidad local de cambio 
con respecto a la derivada de la distancia). Las respuestas cardíacas 
dependen del comportamiento pasivo y activo de las membranas celu­
lares (canales iónicos), de las propiedades de las conexiones eléctricas 
entre células cardíacas y, tal vez, de efectos eléctricos intracelulares 
directos.
Efectos locales y g loba les de la es tim u lac ión e léc tr ica cardíaca
Locales. Para la estimulación con marcapasos es preciso que el estí­
mulo local sea de magnitud suficiente como para despolarizar (reducir el 
potencial de membrana) la región del miocardio a que se aplica durante la 
diástole, lo que desencadena una onda frontal de despolarización capaz de 
propagarse por sí sola. Para conseguir este efecto local se emiten impulsos 
rítmicos a partir de unos electrodos de pequeña superficie (de 1 a 6 mm2).
El campo local necesario es de aproximadamente 1 V/cm. Cuando uno 
de estos impulsos consigue estimular el miocardio a nivel local, se dice 
que lo ha capturado.
El tratam iento de la bradicardia mediante marcapasos requiere que el 
estímulo capture durante la diástole una región plenamente excitable 
del miocardio. El frente de onda del estímulo se propaga a continuación 
a todo o casi todo el miocardio, que también se encuentra en estado 
plenamente excitable, dando lugar a la despolarización celular y a la 
consiguiente contracción mecánica. Por el contrario, en la EATM, los 
impulsos eléctricos deben interaccionar con el circuito concreto de reen­
trada que ha originado la taquicardia, que generalmente se encuentra 
alejado de la región estimulada por el marcapasos, y debe hacerlo en 
un m om ento en que el m iocardio se encuentra en un estado to ta l o 
re lativamente refractario. Por tan to, en la EATM, los estímulos deben 
capturar el miocardio a nivel local durante el período refractario relativo, 
propagarse hasta el c ircu ito de reentrada a través de un m iocardio 
relativamente refractario, penetrar en el circuito en el preciso instante en 
que dicha región miocárdica se torna excitable, e interrumpir, finalmente, 
la taquicardia, provocando un bloqueo bidireccional (v. ca p ítu lo 33). La 
fuerza del estímulo necesario para conseguir la captura local es mayor en 
el caso de la EATM que en el de los marcapasos utilizados para corregir la 
bradicardia, ya que, en el primer caso, los estímulos van dirigidos frente 
a un miocardio relativamente refractario, mientras que en el segundo 
este se encuentra en estado plenamente excitable.
Globales. Al contrario que en el caso de los marcapasos, la iniciación 
y la term inación m ediante descargas de la FA o de la FV requieren 
efectos de campo a nivel global. Las descargas desfíbriladoras proceden 
de electrodos de gran superficie (entre 400 y 800 mm2 en el caso de los 
electrodos transvenosos, de 35 a 70 cm2 en los subcutáneos o epicárdi- 
cos, y de 75 a 100 cm2 en los electrodos o parches transtorácicos) sepa­
rados entre 10 y 40 cm entre sí. La fuerza mínima del campo global nece­
saria para la desfibrilación ventricular es de 3 a 4 V/cm en las descargas 
bifásicas y de 5 a 6 V/cm en las monofásicas. Aunque la fuerza del campo
necesaria para los desfibriladores solo es unas cuantas veces mayor que 
la necesaria para los marcapasos, en el caso de la desfibrilación es preciso 
que esta fuerza se propague a través de toda (o casi toda) la región ven­
tricular del miocardio, mientras que en los marcapasos basta con que lo 
afecten localmente, a distancias de solo unos pocos milímetros alrededor 
de la punta del electrodo. Esta diferencia espacial en lo que respecta a 
los campos que es preciso aplicar hace que las descargas utilizadas en 
la desfibrilación posean aproximadamente un millón de veces la energía 
de la contenida en cada impulso eléctrico de un marcapasos. Además, 
la constante de tiem po de la membrana del te jido cardíaco (v. más 
adelante) es aproximadamente 10 veces mayor en el caso de la des- 
fibrilación que en la estimulación con marcapasos. Teniendo en cuenta 
estas dos consideraciones, se deduce que las descargas desfibriladoras 
requieren aproximadamente 10 millones de veces la energía necesaria 
para la estimulación con marcapasos.
Princip ios de la b ioe s tim u la c ió n e léctrica
Um bra les para la e s tim u lac ión con marcapasos y la d e s fib r ila ­
c ión. El umbral de un estímulo es la fuerza mínima necesaria que debe 
tener un estímulo para inducir una respuesta. Los estímulos que no 
alcanzan el umbral no provocan respuesta alguna, mientras que los que 
lo superan siempre lo hacen. Por consiguiente, el umbral para la estimu­
lación con marcapasos es la fuerza mínima que debe tener el estímulo 
para despolarizar localmente el miocardio e iniciar la propagación de 
esta respuesta. Para describir mejor los procesos de desfibrilación, es 
preferible recurrir a curvas de probabilidad de éxito (f ig . 36-1A) que a 
valores um bral.1 En ellas, se representan en abscisas la fuerza de des­
carga y en ordenadas la probabilidad de éxito de la desfibrilación. Como 
la desfibrilación es un suceso de naturaleza probabilístlca, descargas 
de la misma fuerza pueden dar resultados positivos o negativos en inten­
tos sucesivos. De todas formas, el término umbral de desfibrilación (UDF) 
sí que se utiliza, algunas veces, para referirse a la fuerza mínima de des­
carga con la que se obtiene experimentalmente una desfibrilación. Las 
pruebas para determinar la UDF se hacen empleando diversos métodos 
que evalúan la eficacia de desfibrilación calculando dicha fuerza mínima 
sobre la pendiente de una curva trazada según los éxitos y fracasos 
obtenidos al aplicar descargas de distinta fuerza. Estos métodos, por 
tan to, se fundamentan en el muestreo de datos pertenecientes a una 
distribución estadística continua (fig . 36-1B). Como lo normal es que 
la tom a repetida de muestras pertenecientes a una distribución de este 
tipo dé lugar a variaciones entre muestra y muestra, la determinación 
del UDF varía también de un experimento a otro.
Formas de onda . La form a de onda de un impulso eléctrico es la 
representación de su voltaje (o intensidad de corriente) en función del 
tiempo. El voltaje es un parámetro de capital importancia en la estimula­
ción con marcapasos y en la desfibrilación, ya que de él depende el campo 
eléctrico que va a interaccionar con el corazón. En general, la intensidad 
de corriente presenta una relación lineal con el voltaje de acuerdo con la 
ley de Ohm (V = IR, donde V es el voltaje, I, la intensidad de corriente, y 
R, la resistencia). La duración de la onda también es de gran importancia, 
ya que determina el tiempo durante elcual los impulsos o descargas van 
a interaccionar con el corazón. Además, el curso temporal de la respuesta 
del corazón a cualquier impulso estimulador o desfibrilador obedece a 
procesos que también dependen del tiem po y en los que intervienen 
canales iónicos pasivos y activos, procesos que quedan condensados 
en la denom inada constante de tiem po de la membrana (Tm) del te ­
jido cardíaco (v. ca p ítu lo 33). Por tanto, el parámetro eléctrico relacio­
nado con la estimulación con marcapasos o con la desfibrilación más fácil 
de medir es el voltaje (o la intensidad de corriente) en función del tiem ­
po. Aunque las descargas de los desfibriladores automáticos implanta-
2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos El m a te ria l en línea está d ispo n ib le en ExpertConsult
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bles (DAI) se miden en algunas ocasiones en unidades de energía (ju­
lios), la eficacia de la desfibrilación no depende directam ente de la 
energía.
Todo im pulso e léctrico o descarga procedente de un d ispositivo 
im plantable tiene su origen en un condensador eléctrico. Por ello, se 
caracterizan por un voltaje inicial fijo y un voltaje remanente que depende 
de la duración y de la constante de tiempo (tw) de la onda, esta última 
definida como el producto de la capacitancia (C) y la resistencia eléctrica 
(R) del camino que ha de recorrer el impulso o la descarga en cuestión a 
través de electrodos y tejidos (xw = RC). equivale al tiempo en que el 
condensador libera el 86% de la energía acumulada en el mismo. Como 
las ondas estimuladoras son breves impulsos transm itidos a través de 
vías de alta resistencia, se asemejan a impulsos de voltaje constante con 
menor amplitud y mayor duración tras potenciales de polaridad opuesta 
(fig . e36-1 A). Los estímulos eléctricos procedentes de desfibriladores son 
descargas de condensador de alto voltaje, con forma de onda exponencial 
truncada, como se muestra en la figura e36-1B. Las ondas bifásicas (de 
menor voltaje) inducen la desfibrilación con mayor eficacia que las mono­
fásicas (fig. e36-1C). Los DAI proporcionan ondas bifásicas denominadas 
de «condensador único», en las que el voltaje inicial de la segunda fase 
es igual al voltaje final de la primera fase, porque pueden ser generadas 
invirtiendo la polaridad de un único condensador una vez truncada la 
primera fase, reanudándose a continuación la descarga.
Relación e n tre fu e rz a y d u rac ió n . La representación gráfica de 
la fuerza del impulso eléctrico que es precisa para la estimulación con 
marcapasos, o de la fuerza necesaria de la descarga en el caso de la des­
fibrilación, frente a la duración de dicho impulso o descarga se denomina 
curva fuerza-duración (fig . 36-2). La curva fuerza-duración se asemeja 
a una función exponencial o hiperbólica inversa. Se caracteriza por dos 
parámetros. La reobase es la asíntota cuando el tiempo tiende a infinito 
(el valor más bajo que puede alcanzar el voltaje), y viene dada por las 
propiedades del cableado y de la in te rfa z entre e lectrodo y m io ­
cardio.
La cronaxia es el tiempo en el que el umbral duplica la amplitud de la 
reobase. Se puede considerar una especie de constante de tiempo de 
la membrana del miocardio agregada. Desde un punto de vista clínico, la 
cronaxia tiene gran importancia a la hora de diseñar marcapasos y DAI
eficientes, ya que está relacionada con la energía mínima que debe tener 
la onda estimuladora o desfibriladora, y minimizar esta energía aumenta la 
longevidad y disminuye el tamaño de los marcapasos y DAI. Una onda con 
una duración aproximadamente igual a la cronaxia es capaz de estimular 
el tejido cardíaco empleando la menor energía posible. En la actualidad 
no conocemos aún la forma de determinar la duración que debe tener 
una onda para producir una desfibrilación eficaz u tilizando la menor 
energía posible, pero cálculos aproximados y datos empíricos indican 
que está relacionada con la cronaxia. En las descargas desfibriladoras 
liberadas a partir de condensadores se estima que la duración necesaria 
(de la primera fase de una onda bifásica) para inducir la desfibrilación 
empleando la menor energía posible se encuentra comprendida entre 
el tiempo óptim o de respuesta de la membrana celular (cronaxia o xm) y el 
tiempo óptimo que tarda el condensador en liberar su carga ( x j . Gene­
ralmente Tw es mayor que Tm, por lo que la fase 1 de las ondas bifásicas 
transvenosas tiene una duración entre un 25 y un 75% superior a la cro­
naxia.
Programación de la fuerza , duración y pola ridad de los impulsos 
eléctricos estimuladores y desfibriladores. La duración de los impulsos de 
los marcapasos y desfibriladores se ajusta de manera que se consiga el efecto 
fisiológico deseado con el mínimo consumo de energía de la batería del dis­
positivo. El voltaje de salida típico de los marcapasos oscila entre 1,5 y 2 veces 
el umbral, con una duración del impulso de entre 0,4 y 0,5 ms, lo que supone 
de 1,5 a 2 veces la cronaxia de estimulación de 0,2 a 0,3 ms. Se pueden esta­
blecer márgenes de seguridad más bajos para los marcapasos que determinan 
automáticamente la captura latido a latido. La fuerza de la primera onda de 
una descarga desfibriladora bifásica suele programarse alrededor del máximo 
voltaje que puede proporcionar un DAI, entre 750 y 900 V, es decir, de 30 
a 40 J, con una duración de entre 3,5 y 6 ms; esta duración es mayor que la 
cronaxia de desfibrilación, que es de alrededor de 3 ms, pero se encuentra 
próxima a la parte baja del rango dentro del cual un DAI es capaz 
de tra n s m itir la energía a lm acenada en el condensador de a lto 
voltaje.
Cuando se utilizan intervalos de acoplamiento largos, como en el caso 
de la estimulación con marcapasos de pacientes con bradicardia, el umbral de 
estimulación es menor si dicha estimulación proviene del electrodo negativo 
(cátodo), pero, con intervalos de acoplamiento más cortos, que pueden
Primera
descarga
Segunda descarga Tercera descarga Cuarta descarga
► Exito -
• Fracaso -
• Exito -
► Fracaso - 
- Éxito —
• 10 J
• 16 J
• Fracaso - • 24 J _ T
FIGURA 36-1 Relación entre la curva de probabilidad de éxito de la desfibrilación (A) y el UDF (B) durante pruebas sucesivas llevadas a cabo con un único paciente utilizando 
la secuencia de tres o cuatro descargas de prueba que se muestra en C. Esta secuencia, denominada protocolo de búsqueda binaria, se inicia a 12 J, la fuerza de descarga que 
presenta una probabilidad de éxito del 50% (DF50). Mediante el proceso definido por el protocolo de búsqueda binaria se llega a un valor único, que el médico registra como 
«UDF» del paciente. En el panel superior derecho se muestra la distribución estadística de 50.000 simulaciones repetidas de este proceso de búsqueda binaria del UDF aplicado a 
la curva de probabilidad de éxito de la desfibrilación. Incluso para el valor de UDF medido más veces (16 J), solo hay aproximadamente una posibilidad entre tres de que al repetir 
el proceso se obtenga el mismo resultado. La media de UDF observada (14,5 J) corresponde a DF68. Sin embargo, 1 DE de los UDF medidos está comprendida entre DF30 y DF87. 
(Modificado de Smits K, Virag N: Impact o f defibrillation test protocol and test repetition on the probability o f meeting implant criteria. Pacing Clin Electrophysiol 34:1515, 2011.)
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AMPLITUD DE LATIDO (ms)
FIGURA 36-2 Relación entre las curvas fuerza ventricular-duración en un modelo 
canino, expresadas como potencial (V), carga (|xC) y energía (|xJ). La reobase es el umbral 
cuando la duración de un latido tiende a infinito. La cronaxia es la duración del latido 
a un valor de dos veces la reobase. (Reproducido a partir de Stokes K, Bornzin G: The 
electrodebiointerface stimulation. In Barold SS [ed]: Modern CardiacPacing. Mount 
Kisco, NY, Futura, 1985, pp 33-77.)
producir taquiarritmias, el umbral de estimulación es menor para el electrodo 
positivo (ánodo). Por ello, en casos de bradicardia es preferible aplicar una 
estimulación catódica, ya que, de esa manera, aumenta el tiempo de vida 
útil del dispositivo y se reduce al mínimo el riesgo de arritmias. Para la des­
fibrilación es mejor la estimulación anódica del electrodo desfibrilador del ven­
trículo derecho, aunque la polaridad no influye excesivamente en la eficacia 
de la desfibrilación con las ondas bifásicas que se utilizan en la actualidad.
Efectos m etabólicos sobre los um brales de estim ulación con m ar­
capasos y desfib rilación . La alteración metabólica con más importancia 
clínica es la hiperpotasemia, que aumenta los umbrales de estimulación y de 
desfibrilación, además de producir anomalías en los mecanismos detectores 
de los dispositivos, al inducir retrasos y bloqueos de la conducción a nivel 
local. La acidosis o la alcalosis extremas también incrementan los umbrales 
de estimulación, pero no afectan a los de desfibrilación. Otra posible cau­
sa de aumento del umbral de estimulación es el hipertiroidismo extremo.
E lectrogram a in tracard íaco
Un electrograma (EGM) es la representación de la diferencia de potencial 
eléctrico entre dos puntos determinados en función del tiempo. Un elec­
trocardiograma (ECG) obtenido mediante dos electrodos aplicados a la 
superficie corporal registra la actividad eléctrica del corazón completo. Por 
el contrario, los EGM obtenidos mediante pequeños electrodos endocárdí- 
cos o epicárdicos registran únicamente la actividad local. Como los EGM 
reflejan la diferencia de potencial entre dos puntos, para su obtención 
siempre son necesarios dos electrodos. Sin embargo, coloquialmente se 
utilizan los térm inos unipolar y bipolar para indicar el número de elec­
trodos intracardíacos utilizados. Los EGM unipolares se obtienen utilizando 
un electrodo cardíaco y o tro emplazado fuera del corazón, mientras 
que, en el caso de los EGM bipolares, ambos electrodos se encuentran 
situados en el corazón. Para los electrodos estimuladores se emplea esta 
misma terminología unipolar-bipolar.
Los EGM unipolares se obtienen midiendo la diferencia de potencial 
entre un electrodo de punta muy pequeña alojado en el corazón y otro 
electrodo remoto (pasivo) de mayor tamaño, que habitualmente es la 
propia carcasa metálica del dispositivo generador de impulsos. El lugar al 
que se encuentre fijado el electrodo remoto tiene poca influencia sobre el 
EGM cardíaco, pero puede dar lugar a la detección de potenciales extra- 
cardíacos, como los miopotenciales de los músculos pectorales. Los EGM 
bipolares (verdaderamente bipolares) se obtienen a partir de un electrodo 
doble, con un conductor central (electrodo en punta) y o tro externo 
(electrodo en anillo), que actúan como electrodos independientes. Por 
el contrario , los EGM bipolares integrados se obtienen m idiendo la 
diferencia de potencial entre la punta del electrodo desfibrilador alojado 
en el ventrículo derecho y la gran bobina ventricular derecha. Cuando se 
comparan los EGM bipolares verdaderos (obtenidos con un conductor 
central y otro en anillo) con los bipolares integrados, se observa que estos 
últimos reflejan la actividad de una región más amplia, por lo que son 
más propensos a registrar señales no fisiológicas o fisiológicas, pero 
no relacionadas con la despolarización local del miocardio (fig . 36-3A). 
Las señales que no provienen de la región del miocardio bajo estudio se 
denominan señales de campo lejano. Entre ellas se encuentran las señales 
procedentes de otras cavidades cardíacas.
La amplitud típica de los EGM transvenosos auricular y ventricular es 
de entre 1 y 5 mV y de entre 5 y 20 mV, respectivamente. Las frecuen­
cias auriculares y ventriculares observadas son parecidas entre sí (de 5 a ____
50 Hz). La frecuencia de las ondas T es más baja (de 1 a 10 Hz), mientras 
que la mayoría de los miopotenciales e interferencias electromagnéticas 
presentan frecuencias más elevadas. Esto permite la utilización de filtros 
pasa banda electrónicos para reducir la intensidad de las señales ajenas a 
la despolarización miocárdica (hipersensibilidad) (fig . 36-4).
H em odinám íca en la estim ulación 
con marcapasos
Respuesta cronotrópica
Los dos parámetros que determinan el gasto cardíaco son la frecuencia 
cardíaca y el volumen de eyección. Para satisfacer las necesidades meta- 
bólicas, el gasto cardíaco ha de aumentar entre cinco y seis veces de una 
situación de reposo a una de ejercicio intenso. La capacidad del corazón 
para aumentar su frecuencia ante situaciones de extenuación se denomina 
competencia cronotrópica. Es una función de gran importancia cuando esta 
extenuación se aproxima a su máximo.
Sincronía auriculoventricular
El llenado del ventrículo izquierdo con sangre procedente de la aurícula 
tiene lugar durante el tiempo en el que la válvula mitral permanece abierta, 
iniciándose en la fase temprana de llenado diastólico. Al final de la diás- 
tole, e inmediatamente antes de que se desencadene la sístole, la aurícula 
se contrae, lo que impulsa hada el ventrículo una cantidad de sangre que 
incrementa notablemente el volumen de eyección ventricular. Rara que esta 
aportación auricular al gasto cardíaco sea máxima, es preciso que el instante 
de activación eléctrica de la aurícula se encuentre en sincronía perfecta con 
el momento en que se inida la contracdón ventricular. La coordinadón entre 
la activadón eléctrica de la aurícula y el ventrículo y la contracdón mecánica 
se denomina sincronía auriculoventricular (AV). La existencia de una buena 
sincronía AV puede incrementar el gasto cardíaco entre un 25 y un 30%.
Los parientes con anomalías del funcionamiento diastólico o sistólico son 
especialmente dependientes de la aportación auricular.
Cualquier circunstancia que modifique la coordinación entre las 
contracciones auricular y ventricular puede originar una sincronía AV 
anómala, con las consiguientes consecuencias hemodinámicas. La com­
plicación más grave a que da lugar la falta de sincronía AV consiste en la 
aparición de conducción retrógrada (ventriculoauricular [VA]) por esti­
mulación ventricular, lo que origina una sincronía inversa (VA), debido 
a la cual la aurícula se contrae cuando las válvulas AV se encuentran 
cerradas. El síndrome del marcapasos puede aparecer cuando se produce 
conducción retrógrada en una situación de estimulación ventricular 
unicameral o, en el caso de la estimulación bicameral, cuando desaparece 
la estimulación auricular o se alteran los mecanismos detectores. Los 
pacientes con aumento del intervalo PR pueden mostrar asincronía 
m ecánica por diversas causas (independientemente de la existencia 
de sincronía eléctrica), dependiendo del grado de prolongación PR. 
Cuando el intervalo PR es extremadamente largo, de tal manera que 
la onda P precedente aparece durante la sístole ventricular anterior, la 
contracción auricular tiene lugar cuando la válvula mitral se encuen­
tra cerrada, una situación parecida a la estimulación ventricular con 
conducción retrógrada, pero que se diferencia de esta por la ausencia de 
estimulación auricular retrógrada. Si el intervalo PR es algo más corto, 
la contracción auricular tiene lugar cuando la válvula mitral ya se ha 
abierto, pero antes de que se haya completado la aportación auricular 
pasiva al llenado ventricular. En consecuencia, se puede producir reflujo 
diastólico mitral desde el ventrículo izquierdo hacia la aurícula izquierda 
durante todo el tiempo en que la válvula mitral permanece abierta antes 
del inicio de la sístole ventricular. Si el intervalo PR es demasiado corto, la 
contracción auricular no da lugar a una aportación de sangre adecuada, 
ya que la válvula mitral se cierra antes de que la sístole auricular haya 
terminado. El síndrome del marcapasos es un término que se utiliza para 
referirse al conjunto de síntomasque origina la ausencia de sincronía AV.
Como se ha indicado, puede tener lugar con disociación AV o con una 
asociación AV 1:1 que origine una secuencia adversa de contracciones 
auriculares y ventriculares.
Se han llevado a cabo varios estudios para determinar las consecuencias 
de la ausencia de sincronía AV. En el estudio M OST se trató mediante 
estimulación con marcapasos en modos DDD o W I a pacientes con 
trastornos del nódulo sinusal asignados a uno u otro grupo de forma 
aleatoria. Se observó una menor incidencia de fibrilación auricular (FA) 723
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ELECTRODO DE ESTIMULACION ACTIVO
Depósito para 
esteroide
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Electrodo en 
punta activo
ELECTRODO DE ESTIMULACIÓN PASIVO
Bobina interna
Electrodo en anillo 
i
Bobina externa 
\
^*^^s^iTrnTvrríT
Bobina interna
Electrodo 
A en punta pasivo
acarrea efectos hemodinámicos adver­
sos (v. capítulo 26). En pacientes con 
trastornos subyacentes del ventrículo 
izquierdo, la estim ulación con m arca- 
pasos del ventrículo derecho aumenta 
la incidencia de insuficiencia cardíaca y 
FA.2 Aunque no se ha fijado un intervalo 
PR máximo, algunos m édicos utilizan 
como punto de corte un valor de entre 
350 y 400 ms. En pacientes sin anomalías 
de la conducción AV, pero con un inter­
valo PR prolongado, puede existir una 
solución intermedia de compromiso des­
de el punto de vista hemodinámico entre 
un ritmo auriculoventricular perfecto y 
las alteraciones hemodinámicas del rit­
mo ventricular derecho. Más adelante, 
en la sección dedicada a los modos de 
estimulación con marcapasos, se expo­
nen algoritmos encaminados a evitar la 
implantación innecesaria de marcapasos 
del ventrículo derecho a pacientes con 
conducción intraventricular normal.
724
Bobina doble
Bobina única
Tubo externo
Silicona
Electrodo en punta activo
Conector DF-4
Bobina de descarga VCS
Conectores DF-1
E le c tro d oBobina de descarga VD
Bipolar integrado
Bipolar verdadero
Á i Pares 
^ y , de electrodos 
* aislados con 
I € 'ÉTfcEI é r J e
Hélice hasta 
la punta aislada 
con PTFE
FIGURA 36-3 Diseño de los electrodos empleados para desfibrilación y estimulación con marcapasos. A. Componentes 
básicos de un electrodo para estimulación con marcapasos de fijación pasiva: tipos de diseño. Panel superior: diseño 
bipolar coaxial con una bobina interna multihilo rodeada por un aislante (interno), y una bobina externa multihilo y un 
aislante externo. Panel inferior: esquema de un electrodo de fijación pasiva donde se muestran el electrodo propiamente 
dicho, el aislante, el conductor y el conector. B. Electrodo para desfibrilación bipolar verdadero (arriba) y bipolar integrado 
(abajo). El sensor del electrodo bipolar verdadero está formado por un electrodo en punta y un electrodo en anillo proximal, 
que sirven tanto para detectar como para estimular. Los electrodos bipolares verdaderos poseen una sola bobina. Por el 
contrario, los electrodos bipolares integrados estimulan y detectan mediante la punta del electrodo y la bobina distal. 
La bobina distal sirve para detectar, estimular y desfibrilar. Los electrodos bipolares integrados poseen también una segunda 
bobina proximal que aumenta la superficie del electrodo en la desfibrilación. La fijación pasiva (arriba) y la fijación activa 
(abajo) se pueden aplicar a cualquiera de los diseños de electrodo. ES, electrodo sensor; ETFE, etiltetrafluoroetileno; PTFE, 
politetrafluoroetileno; VCS, vena cava superior.
e insuficiencia cardíaca en el grupo tratado con estimulación con marca- 
pasos en modo DDD.1
Efectos adversos de la estimulación con marcapasos 
del ventrículo derecho
En pacientes con anom alías de la conducción AV, la estim ulación 
con m arcapasos en modo DDD proporciona un ritm o ventricular 
derecho que garantiza que el intervalo AV se m antenga dentro de 
lím ites fisiológicos. Sin embargo, la estim ulación con marcapasos 
del ventrículo derecho da lugar a asincronía intraventricular, lo que
INDICACIONES Y SELECCIÓN 
DE DISPOSITIVOS
Las directrices conjuntas del American 
College of Cardiology, la American Heart 
Association y la Heart Rhythm Society 
(ACC/AHA/HRS) para el tratamiento de 
las anomalías del ritmo cardíaco mediante 
dispositivos se han actualizado en 2008.3 
En la sección sobre directrices de este 
capítulo se proporcionan las relativas a 
marcapasos DAI. En el capítulo 26 se pre­
sentan las que tratan sobre dispositivos de 
resincronización cardíaca.
Indicaciones: marcapasos
Las indicaciones principales para la esti­
mulación permanente con marcapasos 
son el alivio o la prevención de la bradi­
cardia sintomática. Existe un consenso 
generalizado sobre esta cuestión, aunque 
estas aplicaciones se desarrollaron en la 
era anterior a la de los ensayos clínicos 
aleatorizados y controlados. La indicación 
mejor establecida es el alivio de síntomas 
cuyo origen es evidentemente una bradi­
cardia. La estimulación con marcapasos 
también está indicada en pacientes con 
bradicardia manifiesta asintomática y en 
aquellos con síntomas compatibles con 
bradicardia, pero sin evidencia de esta 
última en el momento en que dichos sín­
tomas se manifiestan, siempre y cuando se 
hayan descartado otros posibles orígenes 
de dichos síntomas y estos presenten la 
suficiente gravedad. La estimulación con 
marcapasos está indicada para prevenir la 
bradicardia asintomática en pacientes en 
que existe un alto riesgo de desarrollo de 
síntomas graves. Esta indicación afecta principalmente a pacientes con 
enfermedades del sistema His-Purkinje en fases avanzadas, ya que en 
ellos existe el riesgo de bloqueo AV súbito y de alto grado sin ritmo de 
escape adecuado.
Indicaciones: desfibriladores autom áticos 
im plantab les
Los DAI están indicados para la prevención de la muerte súbita por taqui­
cardia y fibrilación ventricular (TV/FV), ya sea como «prevención secun­
daria» en individuos que han sido reanimados tras TV/FV prolongada o
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FIGURA 36-4 Espectro de frecuencia electromagnética de acontecimientos intracardfacos. CVP, 
contracción ventricular prematura.
como «prevención primaria» en pacientes sin síntomas de arritmia, pero 
a los que se considera en serio peligro de desarrollar TV/FV.
Los DAI son el tratamiento de elección para la prevención secundaria 
de la TV/FV, siempre y cuando el riesgo de recidiva de la misma siga 
existiendo, y la esperanza y calidad de vida del paciente sean suficientes 
como para justificar el implante. El amplio consenso existente acerca de 
la utilización de DAI para la prevención secundaria se fundamenta en 
múltiples ensayos clínicos aleatorizados y controlados en que se han 
comparado fármacos antiarrítmicos con DAI, como el estudio Anti- 
arrhythmics Versus Implantable Defibrillators (AVID).4
En la actualidad, más del 80% de los DAI se implantan con fines de 
prevención primaria. En los ensayos clínicos aleatorizados y controla­
dos M A D ITII5 y SCD-HeFT6 se observaron unas disminuciones de la 
mortalidad absoluta de entre el 5 y el 7% durante un período de entre
2 y 4 años en pacientes de alto riesgo con miocardiopatía isquémica y 
no isquémica. Los pacientes se consideran de alto riesgo por la clase de 
insuficiencia cardíaca que padecen y por presentar una fracción de eyec­
ción del ventrículo izquierdo de entre un 30 y un 35%, o menor. Algunas 
directrices incluyen también en subgrupos de alto riesgo a pacientes con 
enfermedades menos frecuentes, como la miocardiopatía hipertrófica 
(v. capítulo 66) y los trastornos de los canales iónicos (v. capítulos 32,35 
y 37), si bien los datos que avalan esta inclusión son más escasos.
Las directrices relativas a la prevención secundaria gozan de una acep­
tación prácticamente total, pero no ocurre lo mismo con las desarrolladas 
sobreprevención primaria. En conjunto, y en la práctica clínica real, los 
pacientes a los que se implantan DAI son de edad más avanzada y presen­
tan mayor número de enfermedades concomitantes graves, como diabetes o 
insuficiencia renal, que los que participaron en los ensayos clínicos iniciales. 
Los análisis retrospectivos indican que los DAI (excepto los dispositivos de 
resincronización cardíaca) no prolongan la vida en subgrupos concretos 
de pacientes sometidos a prevención primaria que presentan numerosas 
enfermedades asociadas. Además, salvar una vida implica implantar entre 
15 y 20 DAI preventivos a pacientes asintomáticos. No sorprende, por tanto, 
que, a la vista de los resultados estadísticos, la conformidad acerca de la 
implantación de un DAI sea muy variable entre los pacientes.
M arcapasos y desfibriladores autom áticos 
im plantab les unicam erales y bicam erales
M a rc a p a so s un icam era le s y b icam era le s
Un documento de consenso publicado recientemente proporciona direc­
trices para la elección entre marcapasos unicamerales y bicamerales, y 
resume los datos clínicos relevantes de que se dispone.7
Enfermedad del nódulo sinusal
Existen varios ensayos clínicos aleatorizados y controlados que han pues­
to de manifiesto que los pacientes con enfermedad del nódulo sinusal 
tratados mediante estimulación con marcapasos bicamerales presentan 
una menor incidencia de FA y síndrome del marcapasos que aquellos a los 
que se implantan marcapasos unicamerales. Los resultados relativos a la 
disminución de la incidencia de insuficiencia cardíaca, shock y calidad de 
© vida fueron diferentes en los diversos estudios. Los marcapasos bicamerales
deben ser programados reduciendo al mínimo la estimulación 
del ventrículo derecho en pacientes sin defectos de conducción 
AV. Rara los pacientes con trastornos cronotrópicos sintomá­
ticos importantes cuyos síntomas responden a la estimulación 
con marcapasos programada y ajustada a la frecuencia, se 
recomienda utilizar esta modalidad de marcapasos. La esti­
mulación auricular unicameral no se suele recomendar, ya que 
muchos pacientes con enfermedad del nódulo sinusal presen­
tan riesgo de bloqueo AV, pero puede ser útil en pacientes con 
conducciones AV y ventriculares normales.
Bloqueo auriculoventricular 
y bifascicular/trifascicular
Los expertos recomiendan utilizar la estimulación con marca- 
pasos bicamerales en lugar de unicamerales en pacientes con 
cualquiera de estos bloqueos. Sin embargo, los ensayos clínicos 
aleatorizados y controlados llevados a cabo exclusiva o mayo- 
ritariamente con pacientes sedentarios y de edad avanzada 
no pusieron de manifiesto ninguna ventaja de los marcapasos 
bicamerales con respecto a ningún punto final principal (p. ej.,
FA, accidente cerebrovascular, insuficiencia cardíaca), excepto 
el síndrome del marcapasos. En los ensayos clínicos aleatorizados iniciales 
se observó que la estimulación con marcapasos bicamerales incrementaba 
la tolerancia al ejercicio en comparación con la estimulación ventricular de 
ritmo fijo, pero este hecho no ha podido ser constatado al compararlos con 
los ventriculares de ritmo adaptable. Por tanto, los marcapasos ventriculares 
unicamerales son una alternativa aceptable a los bicamerales en pacientes 
con bloqueo AV que presenten circunstancias clínicas que limiten las ventajas 
que proporcionan los bicamerales (p. ej., vida sedentaria) y en aquellos 
en que cuestiones técnicas, como problemas de acceso vascular, dificulten 
o aumenten el riesgo de inserción de un electrodo auricular.
D e s f ib r ila d o re s a u to m á tico s im p la n ta b le s un icam era le s 
y b icam era le s
En la actualidad, los expertos no se han pronunciado aún sobre las ven­
tajas e inconvenientes de los DAI unicamerales frente a los bicamerales.
Los DAI bicamerales ofrecen la posibilidad de estimular las dos cavidades 
cardíacas, incluyen algoritmos diagnósticos de FA, e incorporan dis- 
criminadores de taquicardia supraventricular (TSV) yTV, características de 
las que carecen los DAI unicamerales; además, los EGM que almacenan 
los primeros son de mayor exactitud diagnóstica que los de los segundos. 
Entre las desventajas de los DAI bicamerales se encuentran su mayor 
coste, las complicaciones generadas por el electrodo auricular y su menor 
longevidad. Los modos de estimulación con dispositivos bicamerales que 
reducen al mínimo la estimulación ventricular son importantes para los 
pacientes tratados con DAI, dada la alta prevalencia entre los mismos 
de trastornos del ventrículo izquierdo; además, reducen el riesgo de 
insuficiencia cardíaca como consecuencia de la estimulación forzosa 
del ventrículo derecho en pacientes con DAI. Diversos ensayos clínicos 
aleatorizados y controlados, así como un metaanálisis, han puesto de 
manifiesto una ligera ventaja de los sistemas bicamerales frente a los uni­
camerales para la discriminación entre TSV yTV en pacientes sometidos 
a prevención secundaria en los que la TV monomórfica se caracteriza por 
unas frecuencias que se solapan con las frecuencias ventriculares de laTSV 
o de la taquicardia sinusal. No presentan ventaja alguna para los pacientes 
sometidos a prevención primaria, y no es probable que aporten ningún 
beneficio a los de prevención secundaria con arritmia exclusivamente 
ventricular. En la actualidad no hay acuerdo sobre cuándo utilizar DAI 
unicamerales o bicamerales, excepto en el caso de los pacientes que 
requieren estimulación con un marcapasos bicameral.
MATERIAL
Electrodos de m arcapasos y d es fib rilad o res
Los electrodos utilizados en los dispositivos marcapasos y desfibriladores 
presentan una estructura semejante. Están formados por un elemento 
conductor que tiene en un extremo una clavija que se inserta en un recep­
táculo del dispositivo denominado «cabezal» y, en el o tro extremo, los 
elementos que actúan como sensores, estimuladores o desfibriladores (v. 
fig. 36-3). Los electrodos para la estimulación con marcapasos pueden ser 
de estructura unipolar o bipolar. Los electrodos unipolares actúan al mismo 
tiempo como sensor y como estimulador; el otro electrodo que completa el 
circuito es la propia carcasa del generador del marcapasos. La estimulación 
unipolar enérgica puede llegar a estimular los músculos pectorales, debido 7 2 5
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a la disipación de la energía a partir de dicha carcasa. La utilización de dis­
positivos unipolares como sensores da lugar, con mucha frecuencia, a la 
detección de señales de origen extracardíaco, como miopotenciales de los 
músculos pectorales o interferencias electromagnéticas, ya que, al formar 
la carcasa parte del circuito eléctrico, el dipolo sensor es de gran tamaño. 
En la estimulación con marcapasos bipolares se utilizan dos electrodos para 
la detección y la estimulación. Como en los circuitos bipolares el dipolo 
sensor es de menor tamaño que en los unipolares, la detección de señales 
extracardíacas es menos habitual. De hecho, la percepción de miopotenciales 
pectorales en modo bipolar casi siempre es debida a un defecto del ais­
lamiento del electrodo en el bolsillo subcutáneo en que se aloja el dispositivo.
Los electrodos para desfibrilación pueden ser sencillos o dobles, con uno 
o dos electrodos sensores o estimuladores, además de una o dos bobinas 
desfibriladoras. Si el electrodo desfibrilador es doble (con electrodo en 
punta y el electrodo en anillo), nos encontramos ante una situación de 
detección y estimulación «bipolar verdadera». Si, por el contrario, el elec­
trodo del desfibrilador consta solo de un electrodo en punta, hablamos 
de detección y estimulación «bipolar integrada», en la que intervienen 
este electrodo apical y la bobina desfibriladora distal. El modelo bipolar 
integrado simplifica el diseño del electrodo, al contener este ú ltimomenos 
elementos conductores, pero incorpora al circuito de marcapasos un elec­
trodo desfibrilador, lo que aumenta la probabilidad de anomalías de las 
funciones detectoras después de las descargas.
Todos los electrodos para desfibrilación del ventrículo derecho poseen 
una bobina desfibriladora distal (fig. 36-3B). Los electrodos de doble 
bobina poseen también una bobina proximal que se sitúa habitualmente 
en la vena cava superior o en la zona superior de la aurícula derecha. 
Algunos cardiólogos prefieren los electrodos de bobina sencilla, porque, 
si es preciso extraer el dispositivo, el tejido fibrótico acumulado sobre la 
bobina proximal puede lesionar gravemente la vena cava superior. En los 
implantes del lado derecho, la utilización de dispositivos de doble bobina 
permite independizar la carcasa y el circuito de desfibrilación, lo que puede 
mejorar la eficacia de la desfibrilación. En general, se prefiere implantar 
los DAI en la región pectoral izquierda antes que en la derecha, ya que, 
de esa manera, el vector desfibrilador dirigido hacia la carcasa abarca un 
mayor volumen de ventrículo izquierdo.
Recientemente se ha aprobado un sistema de DAI subcutáneo (fig. e36-2).8 
Este sistema consiste en una bobina desfibriladora única implantada en 
paralelo al esternón y conectada al bolsillo subcutáneo del generador 
del DAI situado en las proximidades de la línea axilar anterior izquierda. 
Permite obviar el implante transvenoso de un electrodo, con todos sus 
riesgos de infección asociados, pero la energía necesaria para conseguir 
la desfibrilación es considerablemente mayor que la que requieren los 
DAI transvenosos, y es incapaz de proporcionar estimulación con marca- 
pasos indolora. Por tanto, no es un sistema adecuado en situaciones de 
bradicardia en que se requiere este tipo de estimulación. La tolerancia 
de los pacientes a la EATM subcutánea todavía no ha sido evaluada. El 
seguimiento de los pacientes con un DAI subcutáneo no es igual que el 
de aquellos en que el implante es transvenoso, ya que, en los individuos 
sometidos a descargas múltiples por TV y que podrían verse beneficiados 
por la EATM, así como en aquellos que requieren estimulación bicameral 
o biventricular, conviene tener siempre presente la posibilidad de sustituir 
el sistema subcutáneo por uno transvenoso.
G eneradores de m arcapasos y d es fib rilad o res au to m á ticos 
im p la n ta b les
Los generadores de impulsos eléctricos de los marcapasos y los DAI (fig . e36-3) 
constan de un cabezal de plástico al que se conectan los electrodos y de una 
carcasa de titanio que contiene los componentes electrónicos. El volumen 
interno de la carcasa es de 10 a 15 cm3 en el caso de los marcapasos y de 30 
a 35 cm3 en los DAI. Entre los componentes comunes a ambos se encuentran 
la batería, la unidad de suministro y control del voltaje, un microprocesador, 
las memorias ROM y RAM, el control telemétrico, sensores de adaptación al 
ritmo, filtros, un amplificador para los sensores y una unidad de control de los 
impulsos salientes. Los DAI poseen, además, diversos componentes que operan 
a alto voltaje, como transformadores, condensadores y circuitos de salida.
Baterías. El potencial electroquímico de la batería en el momento de 
la implantación representa la energía disponible durante toda la vida útil 
del dispositivo para realizar sus funciones de vigilancia, procesamiento de 
datos e intervención terapéutica. Su comportamiento debe ser predecible 
en el tiempo, para proceder, llegado el momento, a la sustitución pro­
gramada del dispositivo.
Para los marcapasos se utilizan baterías de yoduro de litio. La unidad de 
control de los impulsos eléctricos salientes regula el voltaje que suministra 
la batería al nivel de salida óptimo para la estimulación. Al contrario que 
en el caso de los marcapasos, las baterías para los DAI deben ser capaces 
de proporcionar elevadas intensidades de corriente (hasta 3 A) y potencias 
(hasta 10 W) durante varios segundos para cargar los condensadores de 
alto voltaje (tabla e36-1). En los DAI se suelen utilizar baterías de litio y 
óxido de plata/vanadio, o de litio y dióxido de manganeso. Estas baterías 
726 presentan una densidad de energía superior a los 3.000 J/cm3.
Circuitos de carga de a lto vo lta je de los desfibriladores a u to m á ti­
cos im plantables. El circuito de carga de alto voltaje convierte la corriente 
de baja tensión procedente de la batería en corriente de alta tensión que 
sirve para cargar el condensador emisor de la descarga. Un transformador 
especial de corriente continua convierte los 3,2 V de la corriente original 
en los hasta 800 V necesarios para inducir la desfibrilación. La carga se 
va acumulando en el condensador, desde donde luego se emite en forma 
de descarga única. La eficiencia de los circuitos de carga es de alrededor 
del 50% , y típicamente se tarda entre 6 y 15 s en cargar el condensador 
de alto voltaje al máximo voltaje (entre 800 y 900 V) almacenando unos 
40 J de energía en el mismo. En todos los DAI se utiliza una onda bifásica 
en la que la polaridad se invierte a la mitad de la descarga.
El condensador de a lto vo lta je . Un condensador está formado por dos 
piezas conductoras separadas por una de naturaleza aislante (dieléctrico). 
Almacenan carga eléctrica sobre la superficie de los conductores, energía 
eléctrica en el campo que separa a los dos conductores, y determinan el 
tiempo necesario para que se produzca la descarga desfibriladora. La energía 
que hay almacenada en un condensador se calcula mediante la fórmula
Ead= y -p i1
Esta ecuación relaciona la energía almacenada -u n factor determinante 
del tamaño del DAI- con el voltaje almacenado en el condensador, que, 
despreciando la pequeña caída de voltaje que se produce en el circui­
to externo, es igual al voltaje de la onda inicial de la descarga (V¡). Los 
condensadores de los DAI poseen una densidad de energía que va desde 
los 3 J/cm3 de los condensadores electrolíticos de aluminio hasta los 5 J/cm3 
de los de polvo de tantalio, casi 1.000 veces menos que la de las baterías.
SENSORES Y DETECCIÓN
Sensores. Para poder administrar la electroterapia adecuada es preciso 
detectar las despolarizaciones cardíacas y las arritmias mediante el análisis 
temporal y morfológico de los acontecimientos recogidos por los sensores. 
Cuando el frente de una onda de despolarización pasa a través del extremo 
de un electrodo intracardíaco, la variación de la señal continua del EGM 
se transmite instantáneamente al generador de impulsos. Allí la señal se 
amplifica, se filtra , se digitaliza y se procesa en los circuitos del sensor 
(fig . 36-5). Se dice que los sensores perciben un acontecimiento cuando, 
al analizar la señal continua del EGM, el procesador constata que se ha 
producido una despolarización auricular o ventricular.
Tanto los marcapasos como los DAI miden los intervalos de tiempo entre 
acontecimientos percibidos por los sensores y los utilizan para controlar la 
estimulación pulsación a pulsación. Hay cuatro intervalos importantes: los 
que separan un acontecimiento auricular de otro (A-A), uno ventricular de 
otro (V-V), uno auricular del siguiente ventricular (AV), y uno ventricular del 
siguiente auricular (VA). Sin embargo, el funcionamiento de los sensores 
difiere considerablemente entre los marcapasos y los DAI. Los sensores de 
los DAI deben percibir con fiabilidad los EGM de baja amplitud caracterís­
ticos de la FV, lo que no es necesario en los marcapasos. En los DAI no 
se pueden utilizar EGM unipolares, mientras que en los marcapasos se 
pueden utilizar EGM unipolares o bipolares.
Detección. El software de los marcapasos y los DAI procesa los acon­
tecimientos percibidos por los sensores para clasificar el ritm o auricular 
o ventricular, detectando, de esta manera, la aparición de taquiarritmias. 
Este software o algoritmo de detección sirve para modificar el modo de 
actuación del marcapasos en función de la existencia o node taquicardia 
auricular o FA, para almacenar datos sobre taquiarritm ias no tratadas, 
y para tratar las taquiarritmias mediante EATM o descargas eléctricas.
Um bra les de los sensores. En los marcapasos más antiguos, y en 
algunos de los modernos, los umbrales de los sensores se programan 
estableciendo un valor fijo para los mismos. Los canales ventriculares 
operan normalmente a umbrales de entre 2 y 3,5 mV, lo que les confiere 
una sensibilidad aproximadamente 10 veces menor que la de los DAI. Los 
umbrales de los sensores auriculares suelen fijarse entre 0,3 y 0,6 mV para 
garantizar la detección de ondas P de baja amplitud y de EGM auriculares 
durante la FA. La programación con valores que confieran más sensibilidad 
puede dar lugar a la percepción de señales ajenas a la cavidad cardíaca 
de interés, hecho que se denomina sobredetección. Los EGM percibidos 
procedentes de otra cavidad cardíaca (generalmente señales ventriculares 
percibidas en las cavidades auriculares) se denominan EGM de campo 
lejano. La percepción de señales de campo lejano o extracardíacas puede 
dar lugar a inhibiciones o rastreos inadecuados, especialmente cuando 
se utilizan sensores unipolares. Véase la sección sobre resolución de pro­
blemas, más adelante.
En los DAI, la premisa fundamental es que la FV se detecte con fiabilidad 
para que no se produzcan retrasos en la aplicación del tratamiento. Aun­
que para percibir sin problemas la FV en presencia de EGM variables y de 
baja amplitud es precisa una alta sensibilidad, la utilización continua de un 
umbral de alta sensibilidad puede dar lugar a la sobredetección de señales 
cardíacas y extracardíacas, aun cuando el ritm o se mantenga dentro de la
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Acontecimiento 
percibido y blanqueo
Electrogramas
I - V
1 2 0
ms
y derivaciones
Amplificador -► Filtro -► Rectificador Umbral ¡
A
A los circuitos 
* de cronometraje
0 ENTRADA 1 FRECUENCIA 0 ENTRADA
i Umbralajustadodinámicamente
0 TIEMPO
FIGURA 36-5 Diagrama funcional de bloques del amplificador de detección de un marcapasos o de un DAI. La señal del EGM de los dos electrodos implantados se amplifica 
en primer lugar, para ser procesada después. Un filtro pasa banda reduce la amplitud de las señales de baja frecuencia, como las ondas T y las ondas R de campo lejano, y de las de 
frecuencia más alta, como los miopotenciales y las interferencias electromagnéticas. Después de atravesar el filtro pasa banda, la señal es rectificada para eliminar la información 
sobre polaridad. La señal amplificada, filtrada y rectificada se compara a continuación con el voltaje umbral de detección, que se ajusta automáticamente a lo largo del tiempo 
de forma inversa a la amplitud de los acontecimientos detectados. En el momento en que la señal procesada supera el umbral de detección, se «informa» al DAI de que se ha 
detectado un acontecimiento. En ese mismo instante, el amplificador del sensor se desconecta (blanqueo) durante un breve período de tiempo que depende del modelo con­
creto de marcapasos o DAI (120 ms en este ejemplo), de manera que cada despolarización sea detectada solamente una vez. En los circuitos reales, algunas funciones, como la 
amplificación y el filtrado, pueden estar integradas.
normalidad. Para evitar la no detección de episodios de FV y la sobrede- 
tección en circunstancias normales, en los DAI se aplican mecanismos de 
retroalimentación con los que se ajusta el umbral de los sensores de forma 
dinámica según la amplitud de la onda R; el umbral inicial establecido es 
alto y se va reduciendo gradualmente hasta que se perciben las débiles 
ondas R (ajuste automático de la sensibilidad; fig. 36-6).
MARCAPASOS: MODOS DE ESTIMULACIÓN,
CICLOS TEMPORALES Y PERÍODOS DE BLANQUEO 
Y REFRACTARIOS
M odos de estim ulación con marcapasos
La nomenclatura más utilizada para los diferentes modos de estimulación 
con marcapasos consiste en la utilización de un código de cuatro letras 
(tabla 36-1). La primera letra indica qué cavidad se estimula: A para las 
aurículas, V para los ventrículos y D (dual) para ambas, aurícula y ven­
trículo. La segunda indica en qué cavidades actúan los sensores: A en las 
aurículas, V en los ventrículos y D en ambas, aurícula y ventrículo. La 
tercera letra indica qué función se lleva a cabo: I para inhibición, T para
DETECCION CON GANANCIA FIJA
Electrograma
ventricular
(E G M )s ^
t t t t
Infradetección
DETECCION CON SENSIBILIDAD AJUSTADA DINAMICAMENTE
Línea base - -r
B
FIGURA 36-6 Umbral de detección dinámico frente a umbral de detección fijo en una FV. A. La sensi­
bilidad fija requiere que el potencial percibido supere un determinado umbral. Debido a la gran variabilidad 
de la amplitud durante la FV, se produce infradetección (flechas). Si se reduce el umbral, puede producirse 
sobredetección de ondas T (obsérvese que el umbral se encuentra situado justo por encima de la amplitud 
de las ondas T durante el ritmo sinusal, primeros dos complejos). B. Ajuste dinámico de la sensibilidad. La 
ganancia es fija, pero el umbral de detección varía a lo largo del ciclo cardíaco. Se reducen los problemas 
de infradetección. (Modificado de Olson WH: Tachyarrhythmia sensing and detection. En Singer I led]: 
Implantable Cardioverter-Defibrillator. Armonk, NY, Futura, 1994, pp 71-107.)
activación (triggered) y D para el rastreo dual de la actividad auricular 
cuando se encuentra inhibida por la actividad ventricular. Si la cuarta letra 
es una R, indica que el marcapasos se adapta a la frecuencia cardíaca (rate 
adaptive); en caso contrario, la cuarta letra es una O.
En muchas ocasiones, en lugar de utilizar las frecuencias expresadas 
en latidos/min, es más sencillo analizar los modos de estimulación de 
acuerdo con los intervalos de tiempo (o «períodos») medidos en ms y 
asociados a los mismos. Una ventaja de la utilización de los intervalos es 
que son aditivos. Otra es que los intervalos describen con exactitud un 
ritmo cardíaco que varía de latido a latido, mientras que, cuando el ritmo 
es irregular, la frecuencia cardíaca no refleja sino un valor medio. Como 
1 min equivale a 60.000 ms, el intervalo expresado en ms que corresponde 
a determinada frecuencia en latidos/min se puede calcular dividiendo la 
frecuencia entre 60.000 (tabla e36-2).
El modo W I representa la estimulación ventricular unicameral básica; 
la estimulación se produce cuando la frecuencia ventricular cae por debajo 
de un límite programado (fig. 36-7). El intervalo que corresponde al límite 
inferior de frecuencia es el intervalo de estimulación ventricular con 
marcapasos. Generalmente, su valor es igual al del intervalo existente 
entre la percepción de un acontecimiento ventricular 
y la del siguiente, y se denomina «intervalo de escape 
ventricular». En esta modalidad no hay sensores auricu­
lares, así que la sincronía AV no queda garantizada. Está 
indicada para pacientes con FA permanente.
El modo AAI representa la correspondiente estimula­
ción auricular unicameral (fig. 36-8). Es adecuado para 
pacientes con trastornos del nódulo sinusal y conducción 
AV normal. Como no proporciona estímulos ventricu­
lares, no debe ser utilizado en pacientes que presenten 
riesgo de bloqueo AV.
El modo DDD de estimulación con marcapasos es 
el que se utiliza con más frecuencia en pacientes en 
los que las alteraciones del ritmo no consisten en una 
FA permanente (fig. 36-9). En este modo, la frecuencia 
auricular no puede bajar de un valor umbral programado. 
El retraso AV programado es el tiempo máximo permiti­
do entre un acontecimiento auricular y otro ventricular. 
Si el retraso AV expira sin que se haya producido un 
acontecimiento ventricular, el marcapasos desencadena 
la contracción ventricular. En casos de bloqueo AV, todas 
las contracciones ventriculares se deben a estímulos del 
marcapasos. Una característica especial del modo DDD 
es que permite «vigilar» la actividad auricular intrínsecapara mantener la sincronía AV.
El modo DDD tiene un límite superior de frecuencia, 
que coincide con la frecuencia máxima de actividad auri­
cular intrínseca que se puede percibir. Esta frecuencia 
máxima se selecciona de tal manera que sea superior 
a la frecuencia sinusal máxima que puede alcanzar el
I
Infradetección
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T A B L A 36-1 Códigos genéricos NASPE/BPEG para la estimulación antibradicardia con marcapasos
POSICIÓN
1 II III IV V
Categoría Cavidad(es)
estimulada(s)
Cavidad(es) rastreada(s) Respuesta al rastreo Modulación de la 
frecuencia
Estimulación en varios 
puntos
O = ninguna O = ninguna O = ninguna O = no O = no
A = aurícula A = aurícula T = activación (triggered) R = modulación de la 
frecuencia (rate)
A = aurícula
V = ventrículo V = ventrículo 1 = inhibición V = ventrículo
D = doble (A + V) D = doble (A + V) D = doble (T + 1) D = doble (A + V)
Designación exclusiva 
de los fabricantes
S = única (single; A o V) S = única (single; A o V)
Véase en el texto la explicación del código.
BPEG, British Pacing and Electrophysiology Group; NASPE, North American Society of Pacing and Electrophysiology.
Tomado de Bernstein AD, DaubertJC, Fletcher RD, et al: The revised NASPE/BPEG generic code for antibradycardia, adaptive-rate, and multisite pacing. Pacing Clin Electrophy­
siol 25:260, 2002.
IEV = 1.000 ms
PRV PRV PRV PRV
PRA PRA PRA PRA
IEA IEA
800 ms 800 ms
FIGURA 36-7 En el modo W l, cada ciclo temporal viene definido por su límite 
inferior de frecuencia preestablecido y por su período refractario ventricular (PRV, repre­
sentado mediante rectángulos). Al finalizar el intervalo de escape ventricular (IEV) de 
1.000 ms que sigue a la detección de un acontecimiento ventricular espontáneo, el dis­
positivo emite un estímulo que desencadena un acontecimiento ventricular. Como en 
los 1.000 ms que siguen a este acontecimiento inducido no se produce ningún nuevo 
acontecimiento detectable, el dispositivo vuelve a emitir un estímulo que desencadena 
otro acontecimiento inducido. Como 800 ms más tarde se detecta un acontecimiento 
ventricular espontáneo, el dispositivo ya no induce un nuevo acontecimiento. Cualquier 
actividad ventricular, ya sea espontánea o estimulada, marca el inicio de un PRV.
IEA = 1.000 ms
rJ[__rj[r̂ __
PRAPV PRAPV PRAPV PRAPV
FIGURA 36-8 En el modo AAI, cada ciclo temporal viene definido por su límite inferior 
de frecuencia preestablecido y por su período refractario auricular (PRA, representado 
mediante rectángulos). Al finalizar el intervalo de escape auricular (IEA) de 1.000 ms 
que sigue a la detección de un acontecimiento auricular espontáneo, el dispositivo 
emite un estímulo que desencadena un acontecimiento auricular. Como en los 1.000 
ms que siguen a este acontecimiento inducido mediante estimulación no se produce 
ningún nuevo acontecimiento auricular detectable, el dispositivo emite otro estímulo 
que desencadena un segundo acontecimiento inducido. Como 800 ms más tarde se 
detecta un acontecimiento auricular espontáneo, el dispositivo no induce ya un nuevo 
acontecimiento auricular. Cualquier actividad auricular, espontánea o estimulada, marca 
el inicio de un PRA.
FIGURA 36-9 En el modo DDD, cada ciclo temporal consta de un límite inferior de 
frecuencia, un intervalo AV (IAV), un período refractario ventricular, un PRAPV y un límite 
superior de frecuencia. Como a un acontecimiento auricular espontáneo le sigue dentro 
del intervalo AV un acontecimiento ventricular espontáneo, en el primer latido no se 
produce estimulación ventricular alguna. Si atendemos al ciclo temporal ventricular, el 
tiempo que transcurre entre un acontecimiento ventricular, ya sea espontáneo o inducido, 
y el siguiente acontecimiento auricular inducido se denomina intervalo de escape auricular 
(IEA), y coincide con la diferencia entre un intervalo igual al límite inferior de frecuencia 
y el intervalo AV. Como no se produce ningún acontecimiento auricular espontáneo, el 
dispositivo estimula un acontecimiento auricular. Como después de este acontecimiento 
auricular inducido no se produce un acontecimiento ventricular espontáneo durante el 
intervalo AV, se desencadena un acontecimiento ventricular inducido. A este aconteci­
miento ventricular inducido lo sigue un acontecimiento auricular inducido de 800 ms 
durante el IEA. Sin embargo, tras este acontecimiento auricular, el impulso se trans­
mite mediante conducción AV. El acontecimiento final es un acontecimiento auricular 
espontáneo que no va seguido de un acontecimiento ventricular espontáneo durante el 
intervalo AV. De esta manera, el acontecimiento auricular espontáneo es «detectado» 
y da lugar a un acontecimiento ventricular inducido. Si se produce actividad auricular y 
ventricular espontánea antes de que finalice el límite inferior de frecuencia, los dos 
canales quedan inhibidos y no se produce estimulación alguna. En ausencia de actividad 
auricular y ventricular, se produce estimulación secuencial AV (primer ciclo). Si no se 
detecta actividad auricular antes de que termine el intervalo VA, se emite un artefacto de 
estimulación auricular que da lugar a un intervalo AV. Si se produce actividad ventricular 
espontánea antes de que finalice el intervalo AV, la salida ventricular del marcapasos, es 
decir, la estimulación auricular, queda inhibida (segundo ciclo). Si se detecta una onda 
P antes de que termine el intervalo VA, la salida del canal auricular queda inhibida. Se 
inicia entonces el intervalo AV y, si no se detecta actividad ventricular antes de que 
finalice el mismo, se emite un artefacto de estimulación ventricular, es decir, estimulación 
sincronizada con la onda P (tercer ciclo).
paciente. El límite superior de frecuencia es importante para evitar la 
detección de la actividad auricular rápida propia de las arritmias auricu­
lares espontáneas del tipo de la FA.
Períodos de b lanqueo y refractarios
Definiciones
A frecuencias ventriculares bajas, la mayor parte del ciclo cardíaco 
constituye un período de muestreo durante el cual toda la información 
obtenida por los sensores se utiliza tanto para fijar el ritmo del mar­
capasos como para detectar taquiarritmias. Tras cada acontecimiento 
percibido, el funcionamiento del amplificador de las señales se inte­
rrumpe durante un corto período de blanqueo (entre 20 y 250 ms), 
para que una única despolarización cardíaca no dé lugar a la detección 
728 de múltiples acontecimientos. A cada período de blanqueo sigue un
período refractario durante el que se pueden rastrear acontecimientos 
para los algoritmos de detección de taquiarritmias, pero que no suelen 
modificar los ciclos temporales del marcapasos (fig. 36-10; v. también 
figs. 36-5 y 36-7 a 36-9).
Los períodos de blanqueo y refractario en el ventrículo tras aconteci­
mientos detectados o inducidos en la aurícula, y en la aurícula tras aconte­
cimientos detectados o inducidos en el ventrículo, se denominan períodos 
intercavitarios de blanqueo y refractarios. Los períodos intercavitarios 
de blanqueo reducen la sobredetección de artefactos tras la inducción de 
algún acontecimiento en la cavidad opuesta. El período de blanqueo 
auricular posventricular (el que sucede a acontecimientos ventriculares) 
reduce la sobredetección auricular de los estímulos ventriculares y de las 
ondas R de campo lejano, lo que puede dar lugar al diagnóstico erróneo de 
taquiarritmia auricular. Los DAI tienen períodos de blanqueo y refractarios
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se
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Fo
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o.
Período refractario auricular total
Auricular Blanqueo A
Período refractario 
auricular posventricular
V en tricu la r
Blanqueo V- T T ^ í
Ventana Período Refractario V A lerta V 
de detección de alerta 
de diafonía
FIGURA 36-10 Representación esquemática de las interacciones del ciclo temporal 
de la mayoríade los períodos refractarios y de blanqueo en los marcapasos bicamera- 
les modernos. Superior. Canal auricular. Inferior. Canal ventricular. BAPV, blanqueo 
auricular posventricular.
más cortos que los marcapasos, de tal manera que puedan interpretar 
correctamente los ciclos cardíacos cortos.
Período refractario auricular posventricular
En el modo DDD existe un período refractario especial denominado período 
refractario auricular posventricular (PRAPV), que comienza cuando se detecta 
cualquier acontecimiento ventricular y que consiste en un período de tiempo 
en el canal auricular durante el cual los acontecimientos auriculares espontá­
neos no son registrados. El PRAPV es especialmente importante en pacientes 
con conducción retrógrada. Si el PRAPV es demasiado corto, un latido ven­
tricular prematuro podría ser conducido de forma retrógrada, percibido en 
el canal auricular y registrado, dando lugar, por tanto, a un segundo latido 
ventricular (inducido), que, a su vez, podría ser conducido de nuevo de 
forma retrógrada. Esta secuencia repetitiva de latido ventricular, conducción 
retrógrada y detección auricular del latido conducido de forma retrógrada 
es una de las formas de la taquicardia inducida por marcapasos (fig. e36-4).
El PRAPV influye de manera importante en el comportamiento de la 
frecuencia máxima. Como la frecuencia ventricular no puede superar la fre­
cuencia máxima programada, se necesita un algoritmo para calcular cómo se 
debe ajustar la frecuencia ventricular en pacientes con bloqueo AV cuando 
la frecuencia sinusal se sitúa por encima de dicho límite máximo. Todos 
los marcapasos poseen un algoritmo con el que se aumenta el retraso AV 
cuando el ritmo sinusal excede el valor máximo programado, de tal forma 
que el ritmo de estimulación ventricular se mantenga a dicho valor máximo. 
Como en este caso la frecuencia sinusal es mayor que la frecuencia de la 
estimulación ventricular inducida por el marcapasos, las ondas P se irán 
produciendo cada vez antes tras cada latido ventricular inducido. Finalmente, 
se producirá un impulso sinusal durante el PRAPV que no será detectado. 
Esta prolongación progresiva del retraso AV hasta que un impulso sinusal 
coincide con el PRAPV y no va seguido de un latido ventricular inducido se 
denomina, a veces, «bloqueo AV seudo-Wenckebach». Al contrario que en 
el Wenckebach de origen biológico, la frecuencia ventricular se mantiene 
constante, con un valor igual a la frecuencia máxima programada.
Si la frecuencia sinusal se incrementa aún más, de tal manera que una 
de cada dos ondas P coincide con el PRAPV, el marcapasos detectará una de 
estas dos ondas P, dando lugar a un muestreo auricular 2:1. Consideremos 
la frecuencia auricular más baja que da lugar a un muestreo 2:1. La onda P 
detectada irá seguida de un latido ventricular inducido de acuerdo con el 
intervalo AV programado, y a este latido ventricular le seguirá una onda P 
durante el PRAPV que no será detectada. Por tanto, el tiempo transcurrido 
entre la onda P detectada y la no detectada será igual a la suma del retraso 
AV programado y del PRAPV, período de tiempo que se denomina período 
refractario auricular total (PRAT). Este muestreo 2:1 da lugar a una brusca 
disminución de la frecuencia ventricular (fig. 36-11), y cuando coincide con 
una taquicardia sinusal inducida por ejercicio suele provocar intolerancia 
al mismo. En consecuencia, es importante que el PRAT se mantenga por 
debajo de la frecuencia sinusal máxima durante la práctica de ejercicio.
250 ms 
PRAPV
IAV 
150 ms
250 ms 
PRAPV
250 ms 
PRAPV
250 ms 
PRAPV
FIGURA 36-11 Cuando la frecuencia sinusal supera la frecuencia de rastreo máxima 
programada y el intervalo P-P es menor que la suma del intervalo auriculoventricular 
(IAV) y el PRAPV, una de cada dos P coincide con el PRAPV y, por lo tanto, no puede ser 
detectado. Por ello, la frecuencia ventricular es la mitad de la auricular.
El modo DDI de estimulación con marcapasos es parecido al modo 
DDD, pero en él no se registran acontecimientos auriculares y, por tanto, la 
frecuencia no está limitada. Se puede utilizar en pacientes con bradicardia 
sinusal, con o sin alteraciones de la conducción AV. Hoy en día no es 
muy utilizado, excepto cuando los problemas de detección fiable de la 
actividad auricular impiden la utilización del modo DDD. El modo VDD 
es adecuado para pacientes con bloqueo AV y funcionamiento normal 
del nódulo sinusal, porque los impulsos regulan solamente la actividad 
ventricular, mientras que el muestreo se extiende a las cavidades auricular 
y ventricular. Los latidos sinusales intrínsecos se detectan de la misma 
manera que en el modo DDD. La utilización de un electrodo múltiple 
especial con electrodos auriculares detectores flotantes y electrodos ven­
triculares detectores y estimuladores estándar hace posible llevar a cabo 
la estimulación con marcapasos con un único electrodo.
Estimulación con marcapasos adaptada a la frecuencia
La estimulación con marcapasos adaptada a la frecuencia ajusta el ritmo 
de estimulación a la demanda m etabólica del organismo. Un sensor 
situado en el generador o en el electrodo del marcapasos recibe señales 
que pueden indicar la necesidad de un aumento de la frecuencia cardíaca.
Los sensores utilizados con más frecuencia evalúan la movilidad corporal 
(acelerómetro), la respiración (inspiraciones por minuto) o la movilidad 
cardíaca (aceleración endocárdica); cada uno de ellos presenta ventajas 
e inconvenientes específicos. Determinados algoritmos calculan la fre­
cuencia de estimulación deseable de acuerdo con los valores medidos 
por los sensores. La mayoría de estos algoritmos incluyen parámetros 
programables para adecuar lo mejor posible la frecuencia cardíaca a las 
necesidades metabólicas corporales.
Conmutación automática del modo
La conm utación autom ática del modo en modo DDD consiste en 
m odificar tem poralm ente este últim o en otro sin detección de 
acontecimientos (generalmente, DDI o DDIR) en curso de episodios 
de taquiarritmia auricular paroxística. De esta manera se evita una 729
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FIGURA 36-12 Conmutación de modo DDDR a DDIR.
FIGURA 36-13 Ejemplo de un algoritmo para minimizar la estimulación ventricular derecha. Inicialmente se 
observa una estimulación AAIR; si se produce un acontecimiento auricular inducido en ausencia de un acontecimiento 
ventricular detectado, se produce una señal ventricular que conmuta el marcapasos al modo DDDR.
estimulación ventricular excesivamente rápida debida a la detección 
de altas frecuencias auriculares no fisiológicas. En la mayoría de los 
algoritmos de conmutación de modo se utiliza la frecuencia auricular 
como indicador de la presencia de taquiarritmia auricular. Cuando el 
ritmo auricular vuelve a encontrarse dentro de los límites considerados 
fisiológicos, se vuelve a conmutar el modo y se reanuda el muestreo 
auricular (fig. 36-12).
A lg o r itm o s para e v ita r la e stim u la c ió n inn ece saria 
del ve n trícu lo de rech o
Como los marcapasos unicam erales AAIR se implantan solo a una 
pequeña proporción de pacientes con anomalías del nódulo sinusal, 
las estrategias encaminadas a interrumpir la estimulación del ventrículo 
derecho cuando esta es innecesaria son importantes para evitar los 
efectos clínicos adversos asociados a la misma, así como para prolon­
gar la vida útil del generador. Una estrategia frecuente en pacientes 
con problemas de conducción AV es modificar la estimulación AAIR con 
estímulos ventriculares de apoyo. Usando estos algoritmos, la estimu­
lación es de tipo AAIR cuando no existe bloqueo AV, pero se convierte 
automáticamente en DDDR cuando se detecta un bloqueo. Con este 
algoritmo también se comprueba periódicamente si la conducción AV 
se ha reanudado, momento en que se vuelve al modo de estimulaciónAAIR. La ventaja de esta estrategia frecuentemente utilizada es que 
tolera latidos indicadores de bloqueo AV aislados y ocasionales sin 
recurrir a estim ulación ventricular, pero proporciona estim ulación 
ventricular dentro de un intervalo AV fisiológico. Estos algoritmos se 
usan con frecuencia, pero pueden simular fallos intermitentes de la 
estimulación ventricular para un latido dado. Se pueden distinguir de 
la sobredetección en que el muestreo ventricular siempre se reanuda 
730 después del bloqueo de una onda P (fig. 36-13).
U na posibilidad alternativa es prolongar el 
intervalo AV de tal m anera que se permita la 
conducción AV intrínseca. Si se detecta activación 
ventricular intrínseca, el retraso AV se mantiene 
ampliado. Cuando no se detecta activación ventri­
cular dentro de un determinado período de retraso 
AV, se reanuda la estimulación ventricular. De 
esta manera se evitan latidos aislados de bloqueo 
AV, pero suele dar lugar a un mayor porcentaje 
de latidos ventriculares inducidos. La extensión 
periódica del retraso AV para detectar la activación 
ventricular intrínseca se denomina «búsqueda 
de histéresis AV positiva». Cualquiera de estas 
estrategias puede dar lugar a grandes retrasos AV 
que pueden originar el síndrome del marcapasos.
O p t im iza c ió n au tom ática 
de las fu n c io n e s de lo s m a rca p a so s 
re la c ion ad a s con los se n so re s
Los marcapasos y los DAI incorporan también 
algoritmos para optimizar los aspectos de su fun­
cionamiento que tienen que ver con sus funcio­
nes detectoras. Entre ellos se encuentran los que 
impiden la inhibición en situaciones de sobrede­
tección y la pérdida de la captura del marcapa­
sos. La estimulación ventricular segura evita la 
inhibición inadecuada de las funciones del mar­
capasos debida a la sobredetección de estímulos 
auriculares (diafonía; f ig . e36-5). La estimulación 
segura se pone de manifiesto en el ECG en for­
ma de un retraso AV menor que el programado, 
generalmente entre 80 y 130 ms. La inhibición 
del marcapasos en situaciones de sobredetec­
ción ventricular continua, incluso cuando estas 
son debidas a interferencias electromagnéticas 
procedentes de fuentes como electrocauteriza- 
dores, se puede prevenir mediante la reversión a 
una estimulación asincrona de frecuencia fija. La 
vigilancia automática del umbral de estimulación 
de captura se lleva a cabo mediante algoritmos 
de retroalimentación de bucle cerrado que com­
prueban periódicamente la captura y ajustan la 
salida de acuerdo con los resultados obtenidos. 
Esta característica permite utilizar la intensidad de salida justa para inducir 
la captura, lo que aumenta la seguridad y supone un ahorro de la energía 
almacenada en la batería.
DETECCIÓN DE TAQUICARDIA Y FIBRILACIÓN 
VENTRICULARES EN LOS DESFIBRILADORES 
AUTOMÁTICOS IMPLANTABLES 
Frecuencia, duración y zonas de detección
Los criterios primarios utilizados para la detección de la TV y la FV son la 
frecuencia y la duración del ciclo ventricular. Los intervalos ventriculares 
pueden ser medidos y contados con un gasto de energía mínimo, mien­
tras que determinados algoritmos requieren algo más de potencia de 
procesamiento. El propio DAI determina si el ritmo ventricular es lo 
bastante rápido y se prolonga durante un período de tiempo suficiente 
como para hacer preciso un análisis más detallado.
Los DAI disponen de hasta tres zonas de detección de la frecuencia 
ventricular, lo que permite programar tratamientos específicos para una 
zona concreta y discriminadores TSV-TV, aunque, para la mayoría de los 
pacientes, es suficiente analizar solamente dos zonas, una TV y otra «FV» 
(fig . 36-14). En pacientes sometidos a prevención secundaria (aquellos 
con antecedentes de TV o FV espontánea), la frecuencia programada para 
el diagnóstico de TV debe ser al menos 20 latidos/min inferior a cualquier 
TV sostenida documentada. La programación de tres zonas está indicada 
en muchos de esos pacientes para aplicar una EATM distinta según 
la frecuencia de la TV. Los valores límite que definen estas tres zonas de 
frecuencia son de entre 350 y 500 ms para las TV lentas, de 300 a 350 ms para 
las TV más rápidas, y de 240 a 300 ms para la FV. En pacientes sometidos 
a prevención primaria, la programación de una frecuencia alta (entre 180 y 
200 latidos/min) como punto de corte es segura y evita que se aplique un
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Prevención secundaria
Sinusal
TV | TVR | FV
Zona de discriminación de TVL |
Frecuencia más lenta 
Mayor duración del ciclo
Frecuencia más rápida 
Menor duración del ciclo
Prevención primaria
Frecuencia más lenta 
Mayor duración del ciclo
Frecuencia más rápida 
Menor duración del ciclo
FIGURA 36-14 Programación de las zonas de detección de frecuencia de un DAI. 
Panel superior. Programación para pacientes en prevención secundaria. Panel inferior. 
Programación para pacientes en prevención primaria. Véanse detalles en el texto. Algunos 
DAI permiten programar una zona de detección más. TVR, taquicardia ventricular rápida. 
(Tomado de Swerdlow CD, Friedman P: Implantable cardioverter-defibrillator. In Zipes D, 
Jalife J [eds]: Clinical Aspects in Cardiac Electrophysiology: From Cell to Bedside. 6th ed. 
Philadelphia, WB Saunders [in press].)
«tratamiento innecesario» en situaciones en las que se detectan ritmos ajenos 
a la TV/FV.9 En la zona de FV se aplica EATM antes o durante la descarga, a
lo que se suceden nuevas descargas. Muchos DAI permiten programar otra 
zona exclusivamente de seguimiento entre las zonas sinusal y TV.
La duración es el tiempo o número de intervalos necesarios para satisfacer 
el criterio de la frecuencia. Las duraciones más prolongadas permiten el «tra­
tamiento innecesario» deTV/FV que se hubieran resuelto espontáneamente 
si se hubiese retrasado el tratamiento. Se han llevado a cabo ensayos clínicos 
prospectivos y aleatorizados en los que se ha observado que, utilizando una 
duración de 30 latidos/min (hasta 10 s) para TV con más de 180 latidos/ 
min,111 o 60 s para TV de entre 170 y 199 latidos/min, se producen menos 
descargas sin que aumente la mortalidad.9 Además, en los pacientes en 
prevención primaria, la programación de una zona de detección única con 
un límite inferior de 200 latidos/min y un retraso de 2,5 s da lugar también 
a una disminución similar del número de descargas sin que se aprecie un 
aumento significativo del de paradas cardiorrespiratorias.9
Discrim inación en tre taquicardia 
ventricu lar y supraventricu lar
Como las frecuencias de la TSV y la TV se pueden 
solapar, especialmente en pacientes con TV lenta, 
los DAI están dotados de algoritmos específicos 
para diferenciar entre ambos tipos de taquicardia.
Entre ellos se encuentran los discriminadores ven­
triculares unicamerales y bicamerales. Los dis­
criminadores unicamerales analizan los cambios 
bruscos, la estabilidad de la frecuencia ventricular 
(regularidad) y la morfología del EGM ventricular.
El criterio de cambio brusco detecta una diferencia 
de la longitud de un ciclo superior a un determina­
do porcentaje programado previamente (p. ej., del
9 al 50%) o una diferencia de la duración de dicho 
dclo (de 50 a 250 ms). Es útil para evitar confusiones 
con la taquicardia sinusal con aceleradón gradual, 
pero puede pasar por alto una TV que comience 
con una frecuencia inferior al criterio establecido 
o que se produzca en el marco de una taquicardia 
sinusal más rápida que el umbral de frecuencia de 
la TV. La estabilidad de la frecuencia se utiliza para 
diferenciar la conducdón irregular durante una FA 
de las frecuendas ventriculares regulares propias de 
la TV monomórfica. Los algoritmos para analizar 
la morfología discriminan entre TV y TSV según 
los cambios que se producen en la forma del EGM 
ventricular cuando el origen de este EGM no está 
relacionado con la conducción de impulsos supra­
ventriculares a través del sistema de His-Purkinje.