ES2567554T3

ES2567554T3 - Aparato para conmutación del modo de electroestimulación cardiaca durante taquiarritmias auriculares

Info

Publication number: ES2567554T3
Application number: ES01987478.3T
Authority: ES
Inventors: Jeffrey E. Stahmann; Andrew P. Kramer
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Priority date: 2000-12-26
Filing date: 2001-12-21
Publication date: 2016-04-25
Anticipated expiration: 2021-12-21
Also published as: EP2295110A1; US20070073348A1; US7996086B2; EP2545961A1; US7805192B2; WO2002051496A2; EP1347799B1; US20020082660A1; WO2002051496A3; US7142918B2; EP1347799A2; AU2002239685A1; US20110015691A1

Abstract

Un dispositivo de gestión del ritmo cardiaco, que comprende: un canal de percepción auricular (30, 31, 33, 34) para percibir despolarizaciones auriculares y generar señales de percepción auricular de acuerdo con éstas; canales de percepción ventricular derecho e izquierdo (20a, 20b, 21a, 21b, 23a, 23b, 24a, 24b) para percibir despolarizaciones ventriculares derecha e izquierda y generar señales de percepción ventricular de acuerdo con éstas; canales de electroestimulación cardiaca derecho e izquierdo (20a, 20b, 22a, 22b, 23a, 23b, 24a, 24b) para suministrar estímulos eléctricos a los ventrículos derecho e izquierdo; un sensor del nivel de esfuerzo (330) para medir un nivel de esfuerzo; un controlador (10) para controlar el suministro de estímulos eléctricos de acuerdo con un modo de electroestimulación cardiaca ventricular primario y un modo de electroestimulación cardiaca ventricular de fibrilación auricular; y, en donde el controlador (10) está configurado para conmutar el dispositivo desde el modo de electroestimulación cardiaca ventricular primario hasta el modo de electroestimulación cardiaca ventricular de fibrilación auricular en el momento de la detección de una taquiarritmia auricular, y en donde el modo de electroestimulación cardiaca ventricular de fibrilación auricular es un modo de electroestimulación cardiaca de resincronización ventricular; y en donde el modo de electroestimulación cardiaca ventricular de fibrilación auricular incluye electroestimulación cardiaca adaptable a la frecuencia de acuerdo con el nivel de esfuerzo medido, caracterizado por que el modo de electroestimulación cardiaca ventricular de fibrilación auricular incluye, además, un ajuste a un parámetro adaptable a la frecuencia para hacer a la electroestimulación cardiaca adaptable a la frecuencia más sensible al nivel de esfuerzo medido.

Description

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DESCRIPCION

Campo de la invencion

Esta invencion se refiere a marcapasos cardiacos y metodos para hacer funcionar dichos dispositivos. En particular, la invencion se refiere a metodos para electroestimulacion cardiaca durante una taquiarritmia auricular.

Antecedentes

La insuficiencia cardiaca congestiva (ICC) es un sfndrome clfnico en el que una anomalfa de la funcion cardiaca hace que el gasto cardiaco caiga por debajo de un nivel adecuado para satisfacer la demanda metabolica de los tejidos perifericos. La ICC puede deberse a diversas etiologfas siendo la debida a cardiopatfa isquemica la mas comun. Cierta forma de electroestimulacion cardiaca a menudo puede beneficiar a pacientes de ICC. Por ejemplo, disfuncion del nodulo sinoauricular que da como resultado bradicardia puede contribuir a insuficiencia cardiaca que puede corregirse con electroestimulacion cardiaca para bradicardia convencional. Ademas, algunos pacientes de ICC padecen cierto grado de bloqueo AV de modo que su gasto cardiaco mejora sincronizando las contracciones auriculares y ventriculares con electroestimulacion cardiaca de doble camara usando un tiempo de retardo AV programado (es decir, electroestimulacion cardiaca ventricular desencadenada auricular o electroestimulacion cardiaca secuencial AV).

Una secuela comun de la ICC es la dilatacion de las camaras cardiacas (especialmente el ventrfculo izquierdo) dado que el volumen telediastolico se incrementa en un intento del cuerpo de incrementar el volumen sistolico. Los ventrfculos pueden estirarse y volverse menos contractiles lo que realmente empeora la insuficiencia cardiaca. El estiramiento de la pared ventricular tambien puede causar una conduccion ralentizada de impulsos de despolarizacion a traves del ventrfculo. Si la velocidad de conduccion se ralentiza en el ventrfculo izquierdo mas que en el derecho, por ejemplo, la contraccion de los dos ventrfculos durante la sfstole ventricular se vuelve descoordinada lo que reduce la eficiencia de bombeo. Algunos pacientes de ICC tambien padecen defectos de conduccion del sistema de conduccion especializado del corazon (tambien conocidos como hemibloqueos ventriculares) de modo que un impulso de despolarizacion procedente del nodulo AV alcanza un ventrfculo antes que el otro. En ambas de estas situaciones, el gasto cardiaco puede incrementarse mejorando la sincronizacion de las contracciones ventriculares izquierda y derecha. Por lo tanto, se han desarrollado marcapasos cardiacos que proporcionan electroestimulacion cardiaca a ambos ventrfculos. (Vease, por ejemplo, la patente de Estados Unidos numero 4.928.688, expedida a Mower.)

Debido al estiramiento de las paredes auriculares causado por la dilatacion cardiaca descrita anteriormente, los pacientes de ICC estan predispuestos a la aparicion de taquiarritmias auriculares. Las taquiarritmias auriculares son ritmos cardiacos caracterizados por contracciones auriculares que se producen a una rapida frecuencia, debido a un foco excitador ectopico o excitacion anomala por tejido con marcapasos normal. Las taquiarritmias auriculares pueden clasificarse de acuerdo con la frecuencia creciente en entidades que incluyen taquiarritmia auricular, aleteo auricular y fibrilacion auricular. Debido al periodo refractario del nodulo AV, cierto grado de bloqueo AV esta habitualmente siempre presente, de modo que la frecuencia ventricular es menor que la frecuencia auricular si la ruta de conduccion AV esta intacta de otra manera. En la fibrilacion auricular, las auriculas se despolarizan de manera caotica sin ninguna accion de bombeo eficaz, y los ventrfculos laten tanto rapida como irregularmente debido a la conduccion de impulsos excitadores procedentes de las auriculas fibrilantes a traves del nodulo AV. En taquiarritmias auriculares, y especialmente fibrilacion auricular, las auriculas ya no actuan como bombas cebadoras eficaces para los ventrfculos lo que disminuye el volumen sistolico, denominado como una perdida de sincronfa auriculo-ventricular. Ademas, cuando los ventrfculos se contraen a intervalos irregulares, la contraccion puede producirse prematuramente antes de que el llenado diastolico este completo y disminuir el volumen sistolico para esa contraccion. Un episodio de taquiarritmia auricular puede rebajar, por lo tanto, el gasto cardiaco y causar sfntomas tales como disnea, fatiga, vertigo y angina. Esto es especialmente problematico en pacientes de ICC que ya estan hemodinamicamente comprometidos.

El documento WO 0004950 desvela un marcapasos que tiene derivaciones implantadas en ambos ventrfculos y bobinas ubicadas en ambos ventrfculos. Debido a esta estructura, el marcapasos puede generar la electroestimulacion cardiaca, cardioversion o desfibrilacion convencional apropiada. El marcapasos puede estar programado para experimentar conmutacion de modo de electroestimulacion cardiaca DDD a VVI-R cuando el paciente esta experimentando episodios de fibrilacion auricular.

El documento WO 0038782 desvela un sistema de electroestimulacion cardiaca dotado de una caracterfstica de conmutacion de modo adaptada para estabilizar o regularizar la frecuencia cardiaca ventricular durante taquiarritmia auricular cronica o paroxfstica. El sistema de electroestimulacion cardiaca funciona nominalmente en un modo de electroestimulacion cardiaca sincronizada auricular tal como modo de electroestimulacion cardiaca DDD o DDDR. En respuesta a la deteccion de fibrilacion auricular, se realiza una conmutacion de modo a un modo de electroestimulacion cardiaca de regularizacion de la frecuencia ventricular, sin sincronizacion auricular, por ejemplo

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El documento US 5893882 desvela un marcapasos dotado de una caracterfstica de conmutacion de modo adaptada para estabilizar la frecuencia cardiaca ventricular durante la fibrilacion auricular. El dispositivo funciona nominalmente en un modo de electroestimulacion cardiaca con sincronizacion auricular tal como DDD, DDDR, VDD o VDDR. En respuesta a la deteccion de caracterfsticas del ritmo auricular coherentes con fibrilacion auricular, el dispositivo conmuta a un modo de electroestimulacion cardiaca de estabilizacion de la frecuencia ventricular sin sincronizacion auricular.

El documento WO 00/71202 A1 desvela un sistema de gestion del ritmo cardiaco que incluye tecnicas para calcular un intervalo de electroestimulacion cardiaca indicado, retardo AV, u otro intervalo de temporizacion.

Sumario de la invencion

La presente invencion se refiere a un sistema para alterar el modo de electroestimulacion cardiaca de un marcapasos para mantener la estabilidad hemodinamica durante una taquiarritmia auricular tal como fibrilacion auricular. La invencion puede ser especialmente beneficiosa para pacientes con marcapasos con ICC, cuyas hemodinamicas estan afectadas de forma adversa por episodios de fibrilacion auricular.

De acuerdo con la invencion, el modo de electroestimulacion cardiaca de un marcapasos se conmuta desde un modo de electroestimulacion cardiaca normal a un modo de electroestimulacion de fibrilacion auricular en respuesta a la deteccion de una taquiarritmia auricular. El modo de electroestimulacion de fibrilacion auricular esta adaptado para electroestimulacion cardiaca en presencia de un ritmo ventricular intrfnseco irregular. Dependiendo del paciente individual y el modo de electroestimulacion cardiaca normal, el modo de fibrilacion auricular puede incluir inicio de modificacion de terapia de resincronizacion ventricular, inicio de electroestimulacion cardiaca de regularizacion de la frecuencia ventricular y/o cambios a parametros adaptables a la frecuencia.

En una realizacion, el modo de fibrilacion auricular incluye resincronizacion ventricular, en la que la electroestimulacion cardiaca se aplica a ambos ventrfculos o a un ventrfculo, de una manera que mejora la coordinacion de las contracciones ventriculares. Dicha electroestimulacion cardiaca es beneficiosa en pacientes con defectos de conduccion interventricular o intraventricular, y la conmutacion a un modo de resincronizacion durante un episodio de taquiarritmia auricular mejora el gasto cardiaco en esos pacientes. Si el modo de electroestimulacion cardiaca normal ya incluye terapia de resincronizacion, puede ser beneficioso modificar la resincronizacion en el modo de fibrilacion auricular ajustando, por ejemplo, un valor de desfase biventricular o iniciando electroestimulacion cardiaca desencadenada biventricular.

En otra realizacion, el modo de fibrilacion auricular incluye regularizacion de la frecuencia ventricular donde un intervalo de escape ventricular se ajusta dinamicamente de acuerdo con una frecuencia ventricular intrfnseca medida. Ajustando el intervalo de escape ventricular para que coincida mas estrechamente con la frecuencia ventricular intrfnseca, se suministran mas estfmulos electricos y se permite menos variabilidad en el ritmo ventricular global. Con una frecuencia ventricular mas regular, el gasto cardiaco mejora durante una taquiarritmia auricular. La regularizacion de la frecuencia ventricular tambien puede mejorar la eficacia de la electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular en presencia de una taquiarritmia auricular, incrementando el numero de estfmulos electricos suministrados.

Breve descripcion de los dibujos

La figura 1 es un diagrama del sistema de un marcapasos basado en un microprocesador.

La figura 2 muestra la implementacion de un filtro ejemplar de un sistema de regularizacion de la frecuencia ventricular.

La figura 3 es un diagrama de bloques que ilustra modos de electroestimulacion de fibrilacion auricular ejemplares.

Descripcion de la invencion

La afeccion mas comun para la que se usan marcapasos es en el tratamiento de bradicardia, donde la frecuencia ventricular es demasiado lenta. Los defectos de conduccion auriculo-ventricular (es decir, bloqueo AV) que son fijos o intermitentes y el sfndrome de disfuncion sinusal representan las causas mas comunes de bradicardia para las que electroestimulacion cardiaca permanente puede estar indicada. Si funciona apropiadamente, un marcapasos compensa la incapacidad del corazon para electroestimularse a sf mismo a un ritmo apropiado para satisfacer la demanda metabolica imponiendo una frecuencia cardiaca minima. Tal como se describe a continuacion, los modos de electroestimulacion cardiaca de bradicardia definen que camaras son electroestimuladas y la manera en la que se suministran los estfmulos electricos. Tambien puede usarse terapia de electroestimulacion cardiaca en el tratamiento de insuficiencia cardiaca congestiva (ICC). Algunos pacientes de ICC padecen cierto grado de bloqueo AV o son cronotropicamente deficientes de modo que su gasto cardiaco pueda mejorar con electroestimulacion cardiaca de bradicardia convencional. Tambien se ha demostrado, sin embargo, que algunos pacientes de ICC

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padecen defectos de conduccion intraventricular y/o interventricular de modo que sus gastos cardiacos pueden incrementarse mejorando la sincronizacion de las contracciones ventriculares derecha e izquierda con estimulacion electrica, denominada en el presente documento terapia de resincronizacion ventricular.

Un paciente con marcapasos con cierto grado de ICC que experimenta un episodio de fibrilacion auricular padecera cierta disminucion del gasto cardiaco a partir del ritmo ventricular irregular resultante y/o la perdida de sincronfa auriculo-ventricular. Por lo tanto, incluso aunque un paciente fuera tratado adecuadamente durante circunstancias normales con solamente un modo de electroestimulacion cardiaca de bradicardia, el mismo paciente puede beneficiarse de terapia de resincronizacion para restaurar la estabilidad hemodinamica durante el episodio de fibrilacion auricular. Ademas, los pacientes tratados con terapia de resincronizacion ademas de un modo de electroestimulacion cardiaca de bradicardia, pueden beneficiarse de una modificacion del modo de electroestimulacion cardiaca que incluye cambios en el modo de resincronizacion. La presente invencion se refiere a un marcapasos en el que un modo de electroestimulacion cardiaca normal se conmuta a un modo de electroestimulacion de fibrilacion auricular en el momento de la deteccion de una taquiarritmia auricular tal como fibrilacion auricular que contrarresta los efectos adversos de fibrilacion auricular.

1. Plataforma de hardware

Los marcapasos cardiacos son dispositivos de gestion del ritmo cardiaco que proporcionan estimulacion electrica en forma de pulsos de electroestimulacion cardiaca a camaras seleccionadas del corazon. (Como se usa el termino en el presente documento, un marcapasos es cualquier dispositivo de gestion del ritmo cardiaco que realiza electroestimulacion cardiaca, incluyendo cardioversores/desfibriladores implantables que tienen una funcionalidad de electroestimulacion cardiaca.) Los dispositivos de gestion del ritmo cardiaco se implantan normalmente de forma subcutanea en el torax de un paciente y tienen derivaciones insertadas por via intravenosa en el corazon para conectar el dispositivo a electrodos usados parea percepcion y electroestimulacion cardiaca, estando los electrodos dispuestos en las inmediaciones de camaras seleccionadas del corazon. Los marcapasos normalmente tienen un controlador electronico programable que hace que los pulsos de electroestimulacion cardiaca sean emitidos en respuesta a intervalos de tiempo transcurridos y actividad electrica percibida (es decir, latidos cardiacos intrfnsecos que no son resultado de un pulso de electroestimulacion cardiaca). Una onda de despolarizacion asociada con una contraccion intrfnseca de las auriculas o los ventriculos que es detectada por el marcapasos se denomina una onda de percepcion auricular (onda P) o percepcion ventricular (R)), respectivamente. Para causar dicha contraccion en ausencia de un latido intrinseco, un pulso de electroestimulacion cardiaca con energia por encima de cierto umbral de electroestimulacion cardiaca es suministrado a la camara.

La figura 1 muestra un diagrama del sistema de un marcapasos basado en un microprocesador configurado fisicamente con canales de percepcion y electroestimulacion cardiaca para la auricula y ambos ventriculos. El controlador 10 del marcapasos es un microprocesador que se comunica con una memoria 12 mediante un bus de datos bidireccional. La memoria 12 normalmente comprende una ROM (memoria de solo lectura) para

almacenamiento de programas y una RAM (memoria de acceso aleatorio) para almacenamiento de datos. El

marcapasos tiene canales de percepcion y electroestimulacion cardiaca auriculares que comprenden el electrodo 34, la derivacion 33, el amplificador de percepcion 31, el generador de pulsos 32 y una interfaz del canal auricular 30 que comunica bidireccionalmente con un puerto del microprocesador 10. El dispositivo tambien tiene canales de percepcion y electroestimulacion cardiaca ventricular para ambos ventriculos que comprenden electrodos 24a-b, derivaciones 23a-b, amplificadores de percepcion 21a-b, generadores de pulsos 22a-b, e interfaces del canal

ventricular 20a-b donde “a” designa un canal ventricular y “b” designa el otro. Para cada canal, se usan la misma

derivacion y electrodo tanto para percepcion como para electroestimulacion cardiaca. Las interfaces del canal 20a-b y 30 incluyen convertidores de analogico a digital para digitalizar entradas de serial de percepcion procedentes de los amplificadores de percepcion y registros en los que puede escribir el microprocesador para emitir pulsos de electroestimulacion cardiaca, cambiar la amplitud del pulso de electroestimulacion cardiaca, y ajustar los valores de ganancia y umbral para los amplificadores de percepcion. Un sensor del nivel de esfuerzo 330 (por ejemplo, un acelerometro o un sensor de la ventilacion por minuto) permite al controlador adaptar la frecuencia de electroestimulacion cardiaca de acuerdo con cambios en la actividad ffsica del paciente. Una interfaz de telemetrfa 40 tambien esta provista para comunicarse con un programador externo. Un marcapasos de acuerdo con la presente invencion puede poseer todos los componentes en la figura 1 y ser programable para funcionar en una serie de modos diferentes, o puede tener solamente aquellos componentes necesarios para funcionar en un modo particular.

El controlador 10 controla el funcionamiento global del dispositivo de acuerdo con instrucciones programadas almacenadas en la memoria. El controlador 10 controla el suministro de estfmulos electricos mediante los canales de electroestimulacion cardiaca de acuerdo con un modo de electroestimulacion cardiaca, interpreta senales de percepcion procedentes de los canales de percepcion, e implementa temporizadores para definir intervalos de escape y periodos refractarios sensoriales. El controlador tambien detecta la presencia de arritmias tales como fibrilacion auricular midiendo el intervalo de tiempo entre percepciones e implementa la funcion de conmutacion de modo tal como se describe en el presente documento. Debe apreciarse que estas funciones tambien podrfan ser realizadas mediante circuitos logicos personalizados ademas o en lugar de un microprocesador programado.

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Los modos de electroestimulacion cardiaca de bradicardia se designan generalmente mediante un codigo de letras de tres posiciones donde cada letra en el codigo se refiere a una funcion especffica del marcapasos. La primera letra se refiere a que camaras cardiacas estan electroestimuladas y cuales pueden ser una A (para auricula), una V (para ventriculo), D (para ambas camaras), u O (para ninguna). La segunda letra se refiere a que camaras son percibidas por los canales de percepcion del marcapasos y usa las mismas designaciones de letra que las usadas para la electroestimulacion cardiaca. La tercera letra se refiere a la respuesta del marcapasos a una onda P percibida procedente de la auricula o una onda R procedente del ventriculo y puede ser una I (para inhibida), T (para desencadenada), D (para doble en la que se usan tanto desencadenamiento como inhibicion), y O (para sin respuesta). Los marcapasos modernos son normalmente programables de modo que pueden funcionar en cualquier modo que permitira la configuracion ffsica del dispositivo. La percepcion adicional de datos fisiologicos permite que algunos marcapasos cambien la frecuencia a la que electroestimulan el corazon de acuerdo con algun parametro correlacionado con la demanda metabolica. Dichos marcapasos se denominan marcapasos adaptables a la frecuencia y se designan mediante una cuarta letra anadida al codigo de tres letras, R.

Los marcapasos pueden imponer una frecuencia cardiaca minima de forma asfncrona o de forma sfncrona. En electroestimulacion cardiaca asfncrona, el corazon es electroestimulado a una frecuencia fija independientemente de la actividad cardiaca intrfnseca. Existe, por lo tanto, un riesgo con la electroestimulacion cardiaca asfncrona de que un pulso de electroestimulacion cardiaca sea suministrado coincidente con un latido intrfnseco. La mayorfa de los marcapasos para tratar bradicardia hoy en dfa estan programados, por lo tanto, para funcionar de forma sfncrona en un llamado modo a demanda donde eventos cardiacos percibidos que se producen dentro de un intervalo definido desencadenan o inhiben un pulso de electroestimulacion cardiaca. Los modos de electroestimulacion cardiaca a demanda inhibida utilizan intervalos de escape para controlar la electroestimulacion cardiaca de acuerdo con actividad intrfnseca percibida. En un modo a demanda inhibido, un pulso de electroestimulacion cardiaca es suministrado a una camara cardiaca durante un ciclo cardiaco solamente despues de la expiracion de un intervalo de escape definido durante el cual no se detecta ningun latido intrfnseco por la camara. Si se produce un latido intrfnseco durante este intervalo, al corazon se le permite entonces “escapar” de la electroestimulacion cardiaca por el marcapasos. Dicho intervalo de escape puede estar definido para cada camara electroestimulada. Por ejemplo, un intervalo de escape ventricular puede estar definido entre eventos ventriculares para ser reiniciado con cada percepcion o estfmulo electrico ventricular. Lo inverso de este intervalo de escape es la frecuencia minima a la que el marcapasos permitira latir a los ventrfculos, denominada algunas veces como el lfmite inferior de frecuencia (LRL).

En marcapasos de seguimiento auricular (es decir, modo VDD o DDD), otro intervalo de escape ventricular esta definido entre eventos auricular y ventricular, denominado como el intervalo auriculo-ventricular (AVI). El intervalo auriculo-ventricular es desencadenado por una percepcion o estfmulo electrico auricular y detenido por una percepcion o estfmulo electrico ventricular. Un estfmulo electrico ventricular es suministrado en el momento de la expiracion del intervalo auriculo-ventricular si no se produce ningun estfmulo electrico ventricular antes. La electroestimulacion cardiaca ventricular desencadenada auricular intenta mantener la sincronfa auriculo-ventricular que se produce con latidos fisiologicos, con lo que las contracciones auriculares aumentan el llenado diastolico de los ventrfculos. Si un paciente tiene un ritmo auricular fisiologicamente normal, la electroestimulacion cardiaca desencadenada auricular tambien permite que la frecuencia de electroestimulacion cardiaca ventricular sea sensible a las necesidades metabolicas del cuerpo. Los modos de seguimiento auricular estan contraindicados cuando existe taquiarritmia auricular refractaria cronica, tal como fibrilacion auricular o aleteo auricular.

Un marcapasos tambien puede estar configurado para electroestimular las auriculas en terminos de demanda inhibida. Un intervalo de escape auricular se define a continuacion que el intervalo de tiempo maximo en el que una percepcion auricular debe ser detectada despues de una percepcion o electroestimulacion ventricular antes de que se suministre una electroestimulacion auricular. Cuando la electroestimulacion cardiaca a demanda inhibida auricular se combina con electroestimulacion cardiaca a demanda ventricular desencadenada auricular (es decir, modo DDD), el intervalo de frecuencia inferior es entonces la suma del intervalo de escape auricular y el intervalo auriculo- ventricular.

Los marcapasos adaptables a la frecuencia modulan los intervalos de escape ventricular y/o auricular basandose en mediciones correspondientes a la actividad ffsica. Dichos marcapasos son aplicables a situaciones en las que no pueden usarse modos de seguimiento auricular. En un marcapasos adaptable a la frecuencia que funciona en un modo de electroestimulacion cardiaca ventricular, el LRL se ajusta de acuerdo con mediciones del nivel de esfuerzo tales como las procedentes de un acelerometro o sensor de la ventilacion por minuto para que la frecuencia cardiaca coincida de forma mas proxima con la demanda metabolica. El LRL ajustado se denomina entonces como la frecuencia indicada por el sensor.

3. Terapia de resincronizacion ventricular

En un modo de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular, la electroestimulacion cardiaca se aplica a uno o ambos ventrfculos de una manera que mejora la coordinacion de las contracciones ventriculares y, de este modo, mejora la eficiencia de bombeo ventricular. Al suministrar dicha terapia, por ejemplo, puede ser util

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electroestimular solamente un ventrfculo en terminos de demanda inhibida de acuerdo con senales de percepcion recibidas desde el ventrfculo opuesto, electroestimular un ventrfculo en un modo desencadenado en el que un latido intrfnseco en un ventrfculo desencadena un estfmulo electrico en el ventrfculo opuesto, electroestimular ambos ventrfculos en terminos de demanda inhibida de acuerdo con senales de percepcion recibidas desde solamente un ventrfculo, o electroestimular ambos ventrfculos en una combinacion de modos desencadenado y a demanda inhibido. En los ejemplos de terapia de resincronizacion que siguen, los modos de electroestimulacion cardiaca ventricular se basan en actividad intrfnseca en el ventrfculo derecho. Debe apreciarse, sin embargo, que realizaciones equivalentes podrfan aplicarse a modos de electroestimulacion cardiaca basados en actividad intrfnseca ventricular izquierda.

Una implementacion de terapia de resincronizacion es electroestimulacion cardiaca biventricular (BV). En electroestimulacion cardiaca BV, un estfmulo electrico ventricular izquierdo es suministrado simultaneamente o en una relacion temporizada con un estfmulo electrico ventricular derecho segun lo especificado por un intervalo de desfase biventricular. El intervalo de desfase puede ser nulo para electroestimular ambos ventrfculos simultaneamente, positivo para electroestimular el ventrfculo izquierdo despues del derecho, o negativo si el ventrfculo izquierdo se electroestimula antes que el derecho. En muchos casos, la eficiencia de bombeo del corazon se incrementara mediante electroestimulacion cardiaca simultanea de los ventrfculos con un desfase nulo. Sin embargo, puede ser deseable en ciertos pacientes electroestimular un ventrfculo antes que el otro para compensar diferentes velocidades de conduccion en los dos ventrfculos, y esto puede conseguirse especificando un intervalo de desfase biventricular particular. Los ventrfculos pueden ser electroestimulados en terminos de demanda inhibida donde el intervalo de escape ventricular se reinicia con un estfmulo electrico ventricular o una percepcion ventricular derecha. El modo de electroestimulacion cardiaca tambien puede incluir seguimiento auricular. En ese caso, un par de estfmulos electricos ventriculares son suministrados despues de la expiracion del intervalo de escape AVI o la expiracion del intervalo de escape LRL, con electroestimulacion cardiaca ventricular inhibida por una percepcion ventricular derecha que reinicia el intervalo de escape LRL o detiene el intervalo de escape AVI. Dado que el intervalo de escape ventricular en este modo es reiniciado o detenido por percepciones procedentes solamente del ventrfculo derecho, puede proporcionarse un periodo de proteccion ventricular izquierdo que comienza con la aparicion de una percepcion ventricular izquierda y dura un tiempo especificado. Un estfmulo electrico ventricular izquierdo no se permite entonces en el momento de la expiracion del intervalo de escape si esto fuera a producirse dentro del periodo de proteccion.

Una variacion de electroestimulacion cardiaca biventricular es electroestimular solamente el ventrfculo izquierdo (electroestimulacion cardiaca del LV solamente). La electroestimulacion cardiaca del LV solamente puede ser ventajosa donde las velocidades de conduccion dentro de los ventrfculos son tales que electroestimular solamente el ventrfculo izquierdo da como resultado una contraccion mas coordinada por los ventrfculos que con electroestimulacion cardiaca ventricular derecha convencional o electroestimulacion cardiaca biventricular. La electroestimulacion cardiaca del LV solamente puede implementarse en modos a demanda inhibidos con o sin seguimiento auricular, similar a electroestimulacion cardiaca biventricular. Un estfmulo electrico ventricular izquierdo se suministra entonces en el momento de la expiracion del intervalo de escape AVI o expiracion del intervalo de escape LRL, con electroestimulacion cardiaca ventricular izquierda inhibida por una percepcion ventricular derecha que reinicia el intervalo de escape LRL o detiene el intervalo de escape AVI. Como con electroestimulacion cardiaca Bv, un estfmulo electrico ventricular izquierdo puede ser inhibido si se produce una percepcion ventricular izquierda dentro de un periodo protector antes de la expiracion del intervalo de escape ventricular. Dado que un estfmulo electrico ventricular izquierdo inhibido en este modo podrfa dar como resultado un ciclo cardiaco sin electroestimulacion cardiaca, el modo puede modificarse adicionalmente de modo que un estfmulo electrico de seguridad ventricular derecho es suministrado si el estfmulo electrico ventricular izquierdo se inhibe y no se ha producido ninguna percepcion ventricular derecha.

Otro modo de resincronizacion ventricular es un modo desencadenado biventricular (BT) donde uno o ambos ventrfculos son electroestimulados dentro de un periodo de latencia despues de una percepcion procedente del ventrfculo derecho. En este modo, en lugar de inhibir la electroestimulacion cardiaca en el momento de la recepcion de una percepcion ventricular derecha, la electroestimulacion cardiaca ventricular se desencadena para producirse en el tiempo mas corto posible despues de una percepcion ventricular derecha para producir una contraccion coordinada de los ventrfculos. Este modo de electroestimulacion cardiaca puede ser deseable cuando el tiempo de conduccion intraventricular del corazon es suficientemente largo para que el marcapasos sea capaz de insertar de forma fiable un estfmulo electrico antes de que la despolarizacion procedente del ventrfculo derecho alcance el ventrfculo izquierdo. El retardo de tiempo entre una percepcion ventricular derecha y el estfmulo electrico emitido resultante es dictado por el tiempo de respuesta del hardware y esta disenado como el intervalo de latencia de percepcion a estfmulo electrico (SPL). Notese que el intervalo de SPL es una caracterfstica del hardware y no un intervalo de tiempo programado. El modo puede funcionar de modo que, despues de una percepcion ventricular derecha, se electroestimula solamente el ventrfculo izquierdo, o se electroestimulan ambos ventrfculos. En el ultimo caso, el ventrfculo derecho es electroestimulado incluso aunque se haya recibido una percepcion ventricular derecha, para permitir la posibilidad de que la percepcion ventricular derecha fuera en realidad una percepcion ventricular izquierda de campo lejano en el canal ventricular derecho. Si la percepcion ventricular derecha fuera en realidad procedente del ventrfculo derecho, el estfmulo electrico ventricular derecho se producirfa durante el periodo refractario fisiologico del ventrfculo derecho y no tendrfa consecuencias. Con cualquier tipo de modo de

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electroestimulacion cardiaca BT, la electroestimulacion cardiaca del ventrfculo izquierdo puede inhibirse mediante una percepcion ventricular izquierda que desencadena un intervalo de periodo protector ventricular izquierdo. La electroestimulacion cardiaca desencadenada biventricular tambien puede combinarse con electroestimulacion cardiaca a demanda inhibida biventricular.

4. Regularizacion de la frecuencia ventricular

La regularizacion de la frecuencia ventricular (VRR) es un modo de electroestimulacion cardiaca ventricular en el que el LRL del marcapasos se ajusta dinamicamente de acuerdo con una frecuencia ventricular intrfnseca detectada. Cuando un marcapasos esta funcionando en un modo de electroestimulacion cardiaca ventricular (por ejemplo, VVI), se producen latidos ventriculares intrfnsecos cuando la frecuencia intrfnseca instantanea se eleva por encima del LRL del marcapasos. En caso contrario, se suministran estfmulos electricos a una frecuencia igual al LRL. Por lo tanto, los estfmulos electricos estan entremezclados con latidos intrfnsecos, y el ritmo ventricular global como resultado tanto de estfmulos electricos como de latidos intrfnsecos se determina mediante el LRL y el valor medio y la variabilidad de la frecuencia ventricular intrfnseca. La VRR regulariza el ritmo ventricular global ajustando el LRL del marcapasos de acuerdo con cambios en la frecuencia intrfnseca medida.

La frecuencia ventricular intrfnseca es la frecuencia a la que los latidos ventriculares intrfnsecos se producen y puede definirse tanto instantaneamente como estando en cierto valor medio con cierta variabilidad alrededor de esa media. La frecuencia intrfnseca instantanea puede determinarse midiendo un intervalo R-R, donde un intervalo R-R es el tiempo entre una percepcion ventricular presente (es decir, una onda R o despolarizacion ventricular intrfnseca) y la percepcion ventricular o estfmulo electrico ventricular precedente, con la frecuencia instantanea siendo la recfproca del intervalo medido. El LRL de un marcapasos se ajusta inicialmente a un valor de base programado y define el intervalo de escape ventricular, que es el tiempo maximo entre latidos ventriculares permitido por el marcapasos y es la recfproca del LRL. A cualquier frecuencia intrfnseca media particular por encima del lRl, un estfmulo electrico ventricular es suministrado solamente cuando, debido a la variabilidad de la frecuencia intrfnseca, un intervalo R-R serfa mas largo que el intervalo de escape ventricular que le estaba permitido. A medida que la frecuencia ventricular intrfnseca media se incrementa por encima del LRL, menos estfmulos electricos son suministrados y mas variabilidad en el ritmo ventricular global se permite. El modo de electroestimulacion cardiaca VRR contrarresta esto incrementando el LRL a medida que la frecuencia ventricular intrfnseca se incrementa para incrementar de este modo la frecuencia de latidos electroestimulados y rebajar la variabilidad en la frecuencia ventricular global. El modo VRR disminuye a continuacion el LRL hacia su valor de base a medida que el numero de estfmulos electricos suministrados se incrementa debido a una disminucion en la frecuencia ventricular intrfnseca media o su variabilidad. El LRL ajustado de esta manera tambien se denomina en el presente documento la frecuencia indicada por VRR.

En una realizacion de VRR, el LRL se ajusta midiendo un intervalo R-R cuando se produce una percepcion ventricular y a continuacion calculando un intervalo de escape ventricular actualizado basandose en el intervalo R-R medido. Cuando se suministra un estfmulo electrico ventricular, por otro lado, se hace que el LRL disminuya hacia el valor de base programado. La figura 2 muestra una implementacion ejemplar de un sistema de VRR compuesto por un par de filtros 515 y 516 que pueden implementarse como software ejecutado por el controlador 10 y/o con componentes discretos. El filtro 515 se emplea para calcular el intervalo de escape ventricular actualizado cuando se produce una percepcion ventricular, y el filtro 516 se usa cuando se suministra un estfmulo electrico ventricular.

Cuando se produce una percepcion ventricular, el intervalo R-R medido se introduce en un filtro digital recursivo 515 cuya salida es el intervalo de escape ventricular actualizado. El filtro 515 multiplica el intervalo R-R medido por un coeficiente del filtro A y a continuacion anade el resultado al valor previo de la salida (es decir, el presente intervalo de escape ventricular) multiplicado por un coeficiente del filtro B. El funcionamiento del filtro se describe de este modo mediante VEIn = A(RRn) + B(VEIn-i), donde A y B son coeficientes seleccionados, RRn es la duracion del intervalo R-R mas reciente, y VEIn-i es el valor previo del intervalo de escape ventricular. Una manera util de conceptualizar el filtro 515 es descomponer los coeficientes A y B en un factor de modificacion a escala a y un coeficiente de ponderacion w de modo que A = a w y B = (1-w), donde w esta entre 0 y 1. Visto de esta manera, se considera que el filtro calcula un promedio ponderado del presente intervalo R-R multiplicado por el factor de modificacion a escala a y el presente intervalo de escape ventricular. El filtro hace, de este modo, que el valor del intervalo de escape ventricular se mueva hacia el presente intervalo R-R multiplicado por el factor de modificacion a escala a una frecuencia determinada por el coeficiente de ponderacion. Esto corresponde a que el filtro mueve el LRL del marcapasos hacia una fraccion 1/a de la frecuencia ventricular intrfnseca instantanea, segun lo determinado por el intervalo R-R medido. Si se ha producido una percepcion ventricular, el LRL actual es necesariamente menor que la frecuencia ventricular intrfnseca instantanea medida. Si esto es tambien menor que 1/a de la frecuencia intrfnseca, el LRL es incrementado por el filtro hasta un valor que es 1/a de la frecuencia intrfnseca para dar como resultado mas electroestimulacion cardiaca y menos variabilidad en el ritmo ventricular global.

Cuando un estfmulo electrico ventricular es suministrado debido a la expiracion del intervalo de escape ventricular sin una percepcion ventricular, el filtro 516 multiplica el presente intervalo de escape ventricular por un coeficiente del filtro C de modo que VEIn = C(VEIn-i). Para proporcionar funcionamiento estable, el coeficiente C debe ajustarse a un valor mayor que 1. El filtro 516 hace, a continuacion, que el intervalo de escape ventricular se incremente de

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manera exponencial con cada estfmulo electrico a medida que valores sucesivos del intervalo de escape son introducidos en el filtro hasta un valor correspondiente al LRL de base.

La actualizacion del intervalo de escape ventricular puede realizarse de diversas maneras incluyendo latido a latido, a intervalos periodicos, o con promedios de intervalos R-R sucesivos. En una realizacion preferida actualmente, sin embargo, la actualizacion se realiza latido a latido con cada percepcion o estfmulo electrico ventricular causando el ajuste del LRL por el filtro 515 o 516, respectivamente. Los dos filtros que funcionan juntos causan, de este modo, que el LRL se acerque mas a 1/a de la frecuencia intrfnseca medida despues de una percepcion ventricular y disminuya hacia el valor de LRL de base despues de un estfmulo electrico ventricular.

Los coeficientes a y w (o A y B) y C son seleccionados por el usuario y pueden hacerse programables de modo que el comportamiento del sistema puede ajustarse para producir el mejor resultado clfnicamente en un paciente individual. Por ejemplo, a medida que el factor de modificacion a escala a se hace mayor que 1, el filtro 515 hace que el LRL se mueva hacia una fraccion mas pequena 1/a de la frecuencia intrfnseca detectada que permite que se produzcan mas latidos intrfnsecos y una mayor variabilidad en el ritmo global. A medida que a disminuye de vuelta hacia 1, el filtro 515 tiende a mover el lRl del marcapasos hacia una fraccion mas grande de la frecuencia intrfnseca instantanea detectada, incrementando de este modo la cantidad de electroestimulacion cardiaca y disminuyendo la cantidad de variabilidad permitida en el ritmo ventricular global. Si a se hace mas pequeno que 1, el LRL se mueve hacia una frecuencia mayor que la frecuencia intrfnseca, incrementando adicionalmente la cantidad de electroestimulacion cardiaca hasta el punto en el que la mayorfa del ritmo ventricular esta compuesto por latidos electroestimulados. Cuanto mayor sea el factor de ponderacion w, mas rapidamente se mueve el LRL a la fraccion especificada de la frecuencia intrfnseca, haciendo al sistema mas sensible a incrementos de la variabilidad del ritmo intrfnseco. Cuanto mas grande sea el coeficiente de disminucion C, mas rapidamente hara el filtro 516 que el LRL disminuya hacia su valor de base programado cuando se suministran estfmulos electricos ventriculares debido a que no se detectan percepciones ventriculares dentro del intervalo de escape ventricular. El controlador limita el intervalo de escape ventricular actualizado como resultado de las operaciones de los filtros 515 y 516 a valores mfnimos y maximos de acuerdo con una frecuencia de electroestimulacion cardiaca maxima programada MPR y un lfmite inferior de frecuencia de base LRL, respectivamente.

Tal como se indica, los coeficientes de los filtros 515 y 516 pueden hacerse programables por el usuario, tal como usando un programador remoto. En otra realizacion, el usuario selecciona un parametro de rendimiento deseado (por ejemplo, grado de regularizacion de frecuencia deseado, cantidad de electroestimulacion cardiaca deseada, frecuencia de disminucion deseada, etc.) entre un intervalo correspondiente de posibles valores. Las combinaciones apropiadas de coeficientes para filtros 515 y 516 se seleccionan a continuacion automaticamente para proporcionar ajustes del filtro que corresponden al parametro de rendimiento programado por el usuario seleccionado. Los coeficientes de filtro tambien pueden hacerse funciones de otros parametros, tales como el intervalo R-R medido y el ajuste de LRL actual, y ajustarse dinamicamente.

El sistema de VRR en esta realizacion usa el LRL de base programado del marcapasos como el lfmite inferior al que se le permite disminuir al LRL cuando no se detectan percepciones ventriculares. El LRL de base puede ser cambiado periodicamente por el usuario con un programador externo, y los marcapasos adaptables a la frecuencia tienen la capacidad de ajustar dinamicamente el LRL para adaptarse al esfuerzo. Si se hace funcionar un marcapasos adaptable a la frecuencia en un modo VRR, la frecuencia indicada por el sensor puede ser considerada simplemente por el marcapasos como el LRL de base. El lfmite inferior para la frecuencia indicada por VRR es entonces la frecuencia indicada por el sensor en lugar del LRL de base programado.

5. Conmutacion del modo de electroestimulacion cardiaca durante fibrilacion auricular

La figura 3 es un diagrama de bloques que ilustra ejemplos de un modo de electroestimulacion de fibrilacion auricular al que se conmuta en el momento de la deteccion de una taquiarritmia auricular. Una taquiarritmia auricular, tal como fibrilacion auricular, es detectada en el bloque 300 mientras el marcapasos esta funcionando en su modo normal. La electroestimulacion cardiaca ventricular desencadenada auricular esta contraindicada durante una taquiarritmia auricular dado que el seguimiento de la frecuencia auricular darfa como resultado electroestimulacion cardiaca ventricular que es demasiado rapida. Si el modo normal incorpora seguimiento auricular y/o electroestimulacion cardiaca auricular, por lo tanto, el modo de fibrilacion auricular incluye una reversion a un modo de electroestimulacion cardiaca ventricular no desencadenado auricular (es decir, modo VVx) tal como se muestra en el bloque 301. El modo de fibrilacion auricular tambien puede incluir uno o mas modos de electroestimulacion cardiaca diferentes, cada uno de los cuales se describira por turnos.

El modo de fibrilacion auricular puede incluir inicio de regularizacion de la frecuencia ventricular tal como se muestra en el bloque 302. Si la conduccion AV esta intacta en un paciente, la fibrilacion auricular da como resultado un ritmo ventricular muy rapido e intrfnseco, y regularizar la frecuencia ventricular mejora el gasto cardiaco directamente a traves de su efecto sobre el llenado diastolico. La regularizacion de la frecuencia ventricular puede aplicarse en este caso con ajustes de parametros de modo que los ventrfculos son impulsados a una frecuencia cercana a la frecuencia intrfnseca. El ritmo ventricular intrfnseco que se produce durante un episodio de fibrilacion auricular es un resultado de las despolarizaciones que se producen de forma caotica que se producen en las auriculas, a las que se

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hace pasar a traves del nodulo AV hasta los ventrfculos. La frecuencia ventricular intrfnseca esta regida, por lo tanto, por la longitud del ciclo de la fibrilacion auricular y el periodo refractario del nodulo AV. Si un pulso de electroestimulacion cardiaca ventricular es suministrado antes de que se produzca el siguiente latido intrfnseco, la despolarizacion ventricular se lleva a cabo de forma retrograda hasta el nodulo AV causando despolarizacion tardfa del nodulo AV durante el latido ventricular. El periodo refractario del nodulo AV tambien esta retardado, lo que retarda el tiempo antes de que una despolarizacion auricular pueda ser conducida a traves del nodulo para dar como resultado un latido intrfnseco. El efecto del estfmulo electrico es, por lo tanto, prolongar el tiempo hasta el siguiente latido intrfnseco. La regularizacion de la frecuencia ventricular a una frecuencia de electroestimulacion cardiaca cercana a la frecuencia ventricular intrfnseca es, por lo tanto, especialmente eficaz para regularizar la frecuencia ventricular durante fibrilacion auricular.

Tambien puede iniciarse terapia de resincronizacion ventricular como parte del modo de fibrilacion auricular. En pacientes con marcapasos que tienen cierto grado de retardos de conduccion interventricular o intraventricular, un modo de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular puede mejorar el gasto cardiaco mejorando la coordinacion de las contracciones ventriculares. Aunque el gasto cardiaco puede ser adecuado en algunos de estos pacientes durante circunstancias normales incluso sin electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular, un episodio de fibrilacion auricular con perdida de sincronfa auriculo-ventricular y llenado diastolico irregular puede hacer que los deficits de conduccion se vuelvan clfnicamente evidentes. Conmutar el marcapasos a un modo de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular puede ser, entonces, util para mantener el gasto cardiaco cuando se detecta fibrilacion auricular.

La electroestimulacion cardiaca de resincronizacion, tal como se incorpora en el modo de fibrilacion auricular, puede suministrarse en una serie de modos de electroestimulacion cardiaca diferentes. Un modo de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion de este tipo es electroestimulacion cardiaca biventricular con o sin un intervalo de desfase. Este modo puede combinarse con el modo de electroestimulacion cardiaca de bradicardia revertido a VVI para dar como resultado electroestimulacion cardiaca biventricular en terminos de demanda inhibida tal como se representa en el bloque 304. Otras alternativas para el modo de fibrilacion auricular son modos de electroestimulacion cardiaca desencadenada biventricular y solamente del LV tal como se muestra mediante los bloques 306 y 303, respectivamente. La electroestimulacion cardiaca de resincronizacion desencadenada biventricular puede ser particularmente util cuando la frecuencia ventricular intrfnseca es irregular, dado que permite el suministro fiable de pulsos de resincronizacion basados en la frecuencia irregular. Tambien puede ser ventajoso combinar electroestimulacion cardiaca de resincronizacion con regulacion de la frecuencia ventricular, dado que la regulacion de la frecuencia ventricular puede ajustarse para incrementar la cantidad de electroestimulacion cardiaca y, por lo tanto, la cantidad de resincronizacion. Si la resincronizacion ventricular es parte del modo de electroestimulacion cardiaca normal, el modo de fibrilacion auricular puede incluir entonces modificacion particular de parametros de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion tales como ajustes del intervalo de desfase biventricular designado por el bloque 305, o conmutacion a un modo de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion alternativa o conmutacion a sitios de electroestimulacion cardiaca adicionales o alternativos.

El gasto cardiaco disminuido que se produce durante la fibrilacion auricular tambien puede contrarrestarse parcialmente haciendo a la frecuencia de electroestimulacion cardiaca sensible a niveles de esfuerzo medidos. Por consiguiente, el modo de fibrilacion auricular tambien puede incluir conmutacion desde electroestimulacion cardiaca no adaptable a la frecuencia a adaptable a la frecuencia tal como se muestra en el bloque 308, y/o modificacion de parametros adaptables a la frecuencia tal como se muestra en bloque 307. En el ultimo caso, por ejemplo, la curva de respuesta a la frecuencia que cartograffa un nivel de esfuerzo dado hasta una frecuencia de electroestimulacion cardiaca particular puede ajustarse para hacer al marcapasos mas sensible, y/o el lfmite inferior de frecuencia de base correspondiente a un nivel de esfuerzo de reposo podrfa incrementarse.

Aunque la invencion se ha descrito junto con la realizacion especffica anterior, muchas alternativas, variaciones y modificaciones seran evidentes para los expertos en la materia. Se pretende que dichas alternativas, variaciones y modificaciones esten dentro del alcance de las siguientes reivindicaciones adjuntas.

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1. Un dispositivo de gestion del ritmo cardiaco, que comprende:

un canal de percepcion auricular (30, 31, 33, 34) para percibir despolarizaciones auriculares y generar senales de percepcion auricular de acuerdo con estas;

canales de percepcion ventricular derecho e izquierdo (20a, 20b, 21a, 21b, 23a, 23b, 24a, 24b) para percibir despolarizaciones ventriculares derecha e izquierda y generar senales de percepcion ventricular de acuerdo con estas;

canales de electroestimulacion cardiaca derecho e izquierdo (20a, 20b, 22a, 22b, 23a, 23b, 24a, 24b) para suministrar estfmulos electricos a los ventrfculos derecho e izquierdo; un sensor del nivel de esfuerzo (330) para medir un nivel de esfuerzo;

un controlador (10) para controlar el suministro de estfmulos electricos de acuerdo con un modo de electroestimulacion cardiaca ventricular primario y un modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular; y,

en donde el controlador (10) esta configurado para conmutar el dispositivo desde el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular primario hasta el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular en el momento de la deteccion de una taquiarritmia auricular, y en donde el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular es un modo de electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular; y en donde el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular incluye electroestimulacion cardiaca adaptable a la frecuencia de acuerdo con el nivel de esfuerzo medido, caracterizado por que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular incluye, ademas, un ajuste a un parametro adaptable a la frecuencia para hacer a la electroestimulacion cardiaca adaptable a la frecuencia mas sensible al nivel de esfuerzo medido.
2. El dispositivo de la reivindicacion 1, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular primario es un modo electroestimulacion cardiaca de resincronizacion ventricular diferente del modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular.
3. El dispositivo de la reivindicacion 1, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular incluye regularizacion de la frecuencia ventricular.
4. El dispositivo de las reivindicaciones 1 o 3, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular es un modo a demanda inhibido biventricular con un intervalo de desfase biventricular seleccionado.
5. El dispositivo de las reivindicacion 1 o 3, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular es un modo desencadenado biventricular, donde una percepcion en un ventrfculo desencadena un estfmulo electrico hacia el otro ventrfculo.
6. El dispositivo de las reivindicaciones 1 o 3, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular es un modo de electroestimulacion cardiaca del ventrfculo izquierdo solamente.
7. El dispositivo de las reivindicaciones 1 o 3, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular primario que es conmutado en el momento de la deteccion de una taquiarritmia auricular es un modo de electroestimulacion cardiaca a demanda inhibido biventricular y en donde, ademas, la conmutacion al modo de fibrilacion auricular incluye ajustar un intervalo de desfase biventricular.
8. El dispositivo de las reivindicaciones 1 o 3, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular primario que es conmutado en el momento de la deteccion de una taquiarritmia auricular es electroestimulacion cardiaca del LV solamente y en donde, ademas, el modo ventricular de fibrilacion auricular es un modo de electroestimulacion cardiaca a demanda inhibido biventricular.
9. El dispositivo de las reivindicaciones 1 o 3, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular primario que es conmutado en el momento de la deteccion de una taquiarritmia auricular es un modo de electroestimulacion cardiaca desencadenado biventricular y en el que, ademas, el modo ventricular de fibrilacion auricular es un modo de electroestimulacion cardiaca a demanda inhibido biventricular.
10. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular incluye el ajuste de una curva de respuesta a la frecuencia.
11. Un dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en el que el modo de electroestimulacion cardiaca ventricular de fibrilacion auricular incluye el ajuste de un lfmite inferior de frecuencia de base correspondiente a un nivel de esfuerzo de reposo.
12. El dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en el que el dispositivo de gestion del ritmo cardiaco

es un marcapasos cardiaco.