diagnostico hemodinamico en angiologia y cirugia vascular tomo 1

Diagnstico hemodinmico en angiologa y ciruga vascular

Tomo I

Principios bsicos de hemodinmica y de los mtodos de exploracin

EditoresJ. Marinello RouraJ. Juan Sams

7

7

7 7

v1 v2

P1 P2

mv12 + P1 =

2

Editorial GlosaRonda de Sant Pere, 22, principal 2. - 08010 BarcelonaTelfonos 932 684 946 / 932 683 605 - Telefax 932 684 923E-mail: [email protected]

Coordinacin editorialCarlos Manrubia

Direccin artstica y produccinGemma Boada

ISBN: 84-7429-148-8 Obra completaISBN: 84-7429-149-6 Tomo IDepsito Legal: B-9.839-2003Soporte vlido

J. Marinello Roura Glosa S.L.Reservados todos los derechos. Ninguna parte de esta publicacin puede ser reproducida ni transmitidaen ninguna forma o medio, incluyendo las fotocopias o cualquier sistema de recuperacin de almacena-miento de informacin, sin la autorizacin por escrito del titular de los derechos.

Diagnstico hemodinmico en angiologa y ciruga vascular

Tomo I


EditoresJ. Marinello RouraJ. Juan Sams

Constituye un honor muy especial para m escribir el prlogo de este libro sobrediagnstico hemodinmico en angiologa y ciruga vascular. La edicin se ha lle-gado a realizar gracias al gran esfuerzo, dedicacin y experiencia de los Drs. JosepMarinello Roura y Jordi Juan Sams. Con ellos me une una gran amistad y muchosaos de compartir el mismo objetivo: el ejercicio diario de nuestra especialidadasistiendo a su progreso continuo.

Algunos profesionales hemos tenido la suerte de ver nacer y crecer la hemo-dinmica dentro de nuestra especialidad. Quedan lejos las primeras exploracio-nes con el oscilgrafo, oscilometra y Doppler unidireccional; la gran aportacinha sido, sin duda, la eco-Doppler. Estos avances en gran parte los debemos a ciru-janos vasculares de prestigio como Stradnnes, Pourcelot, Nicolaides y ms recien-temente Franceschi. El progreso ha sido tan importante que en la actualidad lasexploraciones no invasivas han logrado en muchos casos desplazar exploracio-nes como la arteriografa o la flebografa.

Hoy en da ya no es posible ejercer nuestra especialidad sin disponer de un labo-ratorio de hemodinmica no invasiva en nuestros servicios o unidades. El granacierto de los cirujanos vasculares ha sido saber incorporar estas exploraciones ennuestra especialidad, como hicieron los cardilogos con la ecocardiografa.

Esta obra est constituida por tres volmenes. El primero est dedicado a con-ceptos bsicos de hemodinmica arterial y venosa, diagnstico por ultrasonidos,pletismografa, capilaroscopia y termografa. El segundo volumen comprendelas exploraciones no invasivas aplicadas al diagnstico y seguimiento de la pato-loga arterial de los troncos supraarticos, aorta abdominal, ramas viscerales yextremidades. El tercero versa sobre hemodinmica venosa: trombosis venosa einsuficiencia venosa superficial y profunda.

De todos es conocido el concepto de especialidad que defiendo: el cirujano vas-cular debe realizar las exploraciones hemodinmicas no invasivas as como las tc-nicas de ciruga vascular y endovascular. Este libro es, sin duda, un gran paso enesta direccin. Ser una gua muy importante para los cirujanos vasculares en gene-ral e imprescindible para los mdicos residentes.

Quiero agradecer de nuevo a los editores el gran esfuerzo que ha hecho posi-ble que esta obra vea la luz, y a todos aquellos que, cada da, con su trabajo, dedi-cacin e ilusin mejoran la calidad de vida de nuestros pacientes.

Dr. M. Matas DocampoServicio de Angiologa, Ciruga Vascular y Endovascular

Hospital Universitario Vall dHebron

5

Prlogo

Captulo IConceptos bsicos de hemodinmica arterial 9

Captulo IIConceptos bsicos de hemodinmica venosa 27

Captulo IIIConceptos bsicos de la circulacin terminal 33

Captulo IVDiagnstico por ultrasonidos 39

Captulo VDiagnstico por pletismografa 81

Captulo VIDiagnstico por capilaroscopia 93

Captulo VIIDiagnstico por termografa 101

Captulo VIIIDiagnstico por registro de difusin de gases 105

Captulo IXSignificado estadstico de los resultados en la exploracin funcional hemodinmica (EFH) 111

ApndiceTextos de referencia recomendados 117Abreviaturas utilizadas con ms frecuencia 118

7

ndice

Conceptos bsicos de hemodinmica arterial

1. Caractersticas del dbito arterial 2. Concepto de energa de fluido 3. Mdulo de elasticidad4. Velocidad de la curva de pulso (tiempo de trnsito)5. Perfil de velocidad de un fluido6. Inercia7. Ecuacin de fuerza de fluidos8. Relacin entre la presin y el radio de curvatura9. Viscosidad sangunea

10. Flujo laminar y turbulento11. ndice de cizallamiento12. Resistencia13. Hemodinmica en una estenosis14. Relaciones entre la resistencia y la presin. Estenosis crtica15. Hemodinmica en un aneurisma16. Hemodinmica en un injerto

I

1 . CARACTERSTICAS DEL DBITO ARTERIAL

Las variables sobre hemodinmica arterial a las que hace referencia este cap-tulo y que se utilizan para explicar el comportamiento del flujo sanguneo, partende modelos fsicos ideales, pero no son de estricta aplicacin en vasos de las carac-tersticas de las arterias ni en fluidos como la sangre.

Por este motivo, se parte de una situacin fsica ideal en la que se considera queel flujo sanguneo es de tipo estacionario su velocidad en un punto es constan-te en funcin del tiempo, incompresible su densidad permanece igualmenteconstante en el tiempo e irrotacional est exento de torbellinos, siendo sumomento angular en cualquier punto equivalente a cero.

La ecuacin de Poiseuille, que es uno de los principiosbsicos para comprender los postulados de la hemo-dinmica, parte de un modelo de fluido de tipo o perfil lami-nar, permanente, newtoniano y que discurre en el interiorde un conducto cilndrico cerrado y de paredes rgidas.

No obstante, y a pesar de que algunas o todas estas cir-cunstancias no tienen lugar en la hemodinmica arterial,las ecuaciones realizadas a partir de modelos fsicos idealeshan podido ser correlacionadas con el flujo arterial de for-ma suficiente.

El caudal o dbito de un fluido (Q) entre dos puntos(a y b) en un sistema cilndrico cerrado se calcula en fun-cin del gradiente de presin entre ambos (Pb - Pa) que asu vez est condicionado por la velocidad (v) y su radio (d)(fig. 1).

No obstante, en hemodinmica arterial intervienen otrasvariables tanto derivadas de la arteria calibre no cons-tante, mdulo de elasticidad parietal, resistencia como dela sangre viscosidad, rozamiento, modificaciones del tipode flujo que se desarrollan en este captulo.

11

Conceptos bsicos de hemodinmica arterial

FIGURA 1. Esquema delcomportamiento de las variablesde presin y volumen en elsistema arterial.

Arterias Venas

Va

term

inal

a

b

c

d

e

+dv

+dv

+dvP+dP

P

P

P

P+dP

= dv

= dv

2. CONCEPTO DE ENERGA DE FLUIDO

La energa total (ET) de un fluido en movimiento es la resultante de la ener-ga potencial (EP) y la energa cintica (EC).

En el modelo arterial, la EP se desdobla en dos componentes: la energa intra-vascular potencial (P) generada por la contraccin del ventrculo izquierdo y laenerga hidrosttica o gravitatoria (EG).

Por tanto, la ET puede expresarse como:

ET = P + EG + EC (1)

La EG es:EG = g h (2)

Donde:

es la densidad de la sangre, expresada en g cm-3, y que equivale a 1.050 g cm-3

g es la aceleracin debida a la gravedad, expresada en cm s-2

h es el diferencial de altura entre los dos puntos evaluados

La EC:EC = 1/2 v2 (3)

De donde sustituyendo en la ecuacin (1) la EG por su valor desarrollado enla ecuacin (2) y la EC en la (3):

ET = P + g h + 1/2 v2 (4)

La energa se expresa en ergios por centmetro cbico (erg/cm3).

PRINCIPIO DE BERNOULLI

El teorema o ecuacin unidimensional de Bernoulli, para los fluidos denomi-nados newtonianos, expresa el principio de la conservacin de la energa, al esta-blecer que el valor de la energa de un fluido en movimiento se mantiene siempreconstante (fig. 2).

Tomando como referencia dos puntos A y B de un fluido cerrado su ET, expre-sada en la ecuacin (4), es igual en ambos:

Pa + gha + 1/2v2a = Pb + ghb + 1/2v2b (5)

Este principio es fundamental para comprender los principios bsicos de lahemodinmica arterial y la hemodinmica normal y patolgica de los cam-bios inducidos en el flujo arterial por las variables de presin y velocidad.

12 DIAGNSTICO HEMODINMICO EN ANGIOLOGA Y CIRUGA VASCULAR

Si en la ecuacin (5) se considera que la energa hidrosttica (EG) es mate-mticamente obviable para dos puntos prximos de un segmento arterial, en situa-cin de decbito dicha ecuacin puede expresarse como:

Pa - Pb = 1/2 (vb2 - va2) (6) (*)

Si consideramos que la densidad de la sangre () permanece constante entreambos puntos, puede concluirse que el producto de las variables presin y veloci-dad expresa la energa total de la sangre en un punto determinado y que ambasson inversamente proporcionales, de manera que cuando disminuye la presinaumenta la velocidad.

3. MDULO DE ELASTICIDAD

Se define en funcin del efecto de Windkessel, que establece que durante lafase de sstole las arterias experimentan un efecto de dilatacin longitudinal y elon-gacin transversal que se convierte en energa almacenada, y que se restituye enforma de energa potencial en la fase de distole.

Matemticamente, este mdulo (C) se expresa por la relacin entre las deriva-das de presin (P) y tiempo (t):

C = dP / dt

El mdulo de elasticidad vara en funcin de otras variables, como el coefi-ciente de elasticidad parietal, la presin eficaz y el grado de resistencia al paso dela sangre.

13CONCEPTOS BSICOS DE HEMODINMICA ARTERIAL

FIGURA 2. Representacin de laecuacin de Bernoulli deconservacin de la energa en unfluido en movimiento, por la quela suma de la energa potencial(EP) y cintica (EC) permanececonstante. La disminucin depresin debida a una estenosis,comporta el incremento develocidad en l.

7

7

7 7

v1 v2

P1 P2

mv12 + P1 =

mv22

+ P22 2

(*) No obstante esta consideracin, en situaciones de estenosis u obliteraciones hemodi-nmicamente importantes, la EG tiene un valor no despreciable en bipedestacin, dadala reduccin a valores mnimos de la energa cintica.

Cuando stas se hallan equilibradas, el perfil de la curva de velocidad de la san-gre en una arteria presenta cuatro componentes:

a: corresponde a la curva de aceleracin b: curva de desaceleracin moderada c: incisin dcrota, que corresponde al final del componente b d: curva de desaceleracin rpida que corresponde al reflujo protodiastlico e: curva positiva secundaria a la retraccin elstica de la pared (fig. 3)

En Fsica, la capacidad que una estructura elstica posee para desarrollar deter-minado estado de tensin a partir de una fuerza aplicada se denomina mdulo deelasticidad de Young (E), y se define como:

E = / (1)

Donde es la fuerza aplicada y la tensin resultante de su aplicacin.En el caso de la arteria, la fuerza aplicada () es funcin de la presin trans-

mural (P), diferencial de la presin intra y extravascular, del radio de la cir-cunferencia de la luz arterial (r) y del grosor de la pared arterial ():

= P r / (2)

La tensin resultante sobre la pared arterial puede igualmente conocerse porla relacin de proporcionalidad entre el incremento del radio total de la arteria(DR) con respecto al radio inicial (R):

= R / R (3)

Si se sustituye en la ecuacin (1) y por sus valores en (2) y (3):

E = P ( R / R ) (r / ) (4)


0

a

b

c

d

e

Velocidad en cm/s

a

Presin en mmHg

b

d

c

Tiempo Tiempo

FIGURA 3. El trazado de laizquierda (a) muestra la curva depresin correspondiente a laaorta torcica, con un mdulode elasticidad elevado y deresistencia bajo. Obsrvese lasimilitud con la curva develocidad (b) en el mismo sector.

(a) (b)

Por tanto, el mdulo de elasticidad parietal de Young para una arteria esta-blece que su relacin es directamente proporcional al gradiente de presin apli-cado y a su radio exterior, e inversamente proporcional al incremento de esteltimo.

Sus valores guardan relacin con la proporcin de elastina y colgeno de lapared y con la edad, y si bien con estrecho margen, no son iguales para todos lossectores arteriales.

As, en el sector infrarrenal de la arteria aorta su valor se sita en 26,0 14,5dinas cm-2 106, aumenta en su bifurcacin (37,7 17,2) y vuelve a reducirse anivel de la arteria ilaca comn (24,7 21,5) y en la arteria femoral superficial (4,4 12,1).

4. VELOCIDAD DE LA CURVA DE PULSO (TIEMPO DE TRNSITO)

La velocidad (v) con la que una onda de pulso es transmitida en el sistema arte-rial es la resultante de la ecuacin de Moens-Korteweg, que la define como fun-cin del mdulo de elasticidad (E), del grosor de la pared de la arteria (), del di-metro medio de la arteria (d) y de la densidad de la sangre ():

v = (E / d) 1/2

El tiempo de trnsito (TT) de la onda de pulso entre dos puntos es directa-mente proporcional a la distancia (L) entre ambos e inversamente proporcional ala velocidad (v):

TT = L / v

5. PERFIL DE VELOCIDAD DE UN FLUIDO

La velocidad (v) de un fluido newtoniano entre dos puntos de un sistema tubu-lar rgido y cerrado depende de las siguientes variables:

la resistencia (r) que se opone a su progresin la superficie (s) del vaso el gradiente de presin entre ambos puntos o presin eficaz (p) el coeficiente de distensibilidad de las paredes del vaso (C) el tiempo (t) la constante (K)

Si se tiene en cuenta que el coeficiente de distensibilidad en el caso de una arte-ria corresponde al mdulo de elasticidad (C = dP / dt), la velocidad (v) en el inte-rior de una arteria se establece por la siguiente frmula:

v= 1/r 1/s p + C + K


6. INERCIA

El concepto de inercia expresa la variacin de la velocidad de un fluido en fun-cin de cambios en el dimetro y angulacin del vaso por donde discurre.

Es proporcional a la energa cintica (EC) y al ngulo de desviacin (K), y mate-mticamente se expresa como:

I = (1/2 m v2) K (1)

Dado que la masa puede sustituirse por la densidad (), de (1):

I = (1/2 v2) K (2)

Siendo una constante, la inercia est en funcin del cuadrado de la velocidady del ngulo de desviacin.

De acuerdo con el principio de Bernoulli para un fluido newtoniano y en unsistema cerrado, el producto de la velocidad (v) y el rea (A) del vaso se mantie-ne siempre constante a lo largo del mismo:

A1 v1 = A2 v2 (3)

Siendo el rea (A) el producto de . r2, sta puede sustituirse en la ecuacin (3)por su radio r:

r12 v1 = r22 v2 (4)

Por tanto, la velocidad del flujo arterial es inversamente proporcional al cua-drado del radio.

El principio de inercia se menciona en otros apartados de este captulo paraexplicar los cambios hemodinmicos provocados por una estenosis y en la con-versin de flujo laminar a turbulento.

7. ECUACIN DE FUERZA DE FLUIDOS

Se utiliza para explicar las modificaciones en los vectores de velocidad de unfluido provocados por cambios de angulacin en el vaso.

Enuncia que la fuerza total (F) necesaria para desviar un flujo laminar a travsde un ngulo determinado () es una funcin directa de los valores de la veloci-dad del fluido (v), de la intensidad de flujo (Q), de su densidad () y del ngulo (K):

F = Q v k

El coeficiente K para un ngulo de cero grados es de 0; para 60 grados es de 1y para 180 grados es de 2.


A una velocidad y flujo volumtrico constantes, cualquier incremento en elngulo eleva la fuerza requerida para desviar la corriente del fluido.

En funcin del principio de inercia descrito, si se reduce el rea del vaso a lamitad, la velocidad debe multiplicarse por cuatro para mantener la fuerza nece-saria para desviar el flujo.

8. RELACIN ENTRE LA PRESIN Y EL RADIO DE CURVATURA

Est configurada por la relacin entre las fuerzas de aceleracin radial y cen-trfuga.

La aceleracin radial en una curvatura es funcin de la velocidad (v) y de su radio (r):

Aceleracin = v2 / r

Se define como masa de elemento de un fluido al producto de la densidad yel volumen:

Masa = dr dA

Donde:

dr es funcin del radio de la curvatura dA es funcin del rea del sector considerado

Finalmente, la fuerza centrfuga es el producto dela masa y la aceleracin:

Fuerza centrfuga = v2 dr dA / r

En un segmento curvo de un vaso, la presin (p),vara de p a p +dp, de la misma manera que el radiovara de r a r + dr (fig. 5).


F = KQV

FIGURA 4. Diagrama y ecuacinde la fuerza de un fluido en uncambio de vector de direccin. Elcoeficiente K es funcin delngulo , de manera que su valores mayor cuanto ms lo sea laangulacin: 1; 1,41; 1,73 y 2 paravalores de de 60, 90, 120 y 180grados respectivamente. (DeTexon, 1963.)

dr

r

p

v

dA

p + dp

FIGURA 5. La presin de unfluido en un sector curvo seincrementa con el radio, demanera que se observa una cadade aqulla por unidad dedistancia radial hacia la zonacentral de la curvatura del ordende v2/r. (De Texon, 1967.)

La fuerza centrfuga efectiva sobre el sector de fluido resulta equilibrada por lasfuerzas resultantes sobre las superficies, externa e interna:

dp = (v2/r) dr

La diferencia de presin (dp) a que se encuentra sujeto un fluido en una cur-vatura disminuye en funcin de si el radio (r) de la curvatura aumenta o si su velo-cidad (v) disminuye.

En virtud de ello se produce un rea de baja presin en la superficie convexade la curvatura, que en el caso de las arterias provoca turbulencia de flujo, acep-tndose que por ello constituyen zonas de estmulo inicial para lesiones intimales.

9. VISCOSIDAD SANGUNEA

Se define la viscosidad de un fluido en movimiento en el interior de un vasocomo la friccin o rozamiento que se produce entre sus capas y entre stas y las pare-des del vaso.

El fenmeno de friccin es de naturaleza fisicoqumica, y se explica por la resis-tencia a la deformacin inducida por la fuerza de interaccin molecular del fluido.

En Fsica se distinguen dos tipos de fluidos: el ideal y el viscoso.En un sistema de vasos comunicados, de la misma altura, con una nica salida

comn a partir de un recipiente inicial, en el fluido ideal y de acuerdo con el prin-cipio de Torricelli, toda la energa potencial debida a la altura del fluido en el reci-piente inicial se transforma en energa cintica cuando ste libera el fluido hacialos vasos comunicados.

No obstante, en el supuesto de un fluido viscoso, la velocidad de salida es menor,y el llenado desigual en altura de los vasos comunicados indica que no toda la ener-ga potencial se transforma en cintica por efecto de una segunda energa deriva-da de la viscosidad del fluido.

La viscosidad de un fluido es determinante para su perfil de velocidad.La relacin matemtica que se establece entre el flujo (Q), que discurre a lo lar-

go de un vaso de longitud (L) y radio (r), y su coeficiente de viscosidad () se expre-sa mediante la ley de Poiseuille-Hagen, que establece que la cada de presin entredos puntos de un vaso (P1 y P2) es directamente proporcional a su longitud, a lavelocidad media del flujo y a la viscosidad, e inversamente proporcional a la cuar-ta potencia del radio:

P1 - P2 = v (8 L ) / ( r2 ) (1)

Valorando que el rea de una seccin circular de un vaso es r2, de la ecua-cin (1):

P1- P2 = v (8 L ) / ( r4) (2)


La ecuacin de Poiseuille-Hagen puede igualmente expresarse en trminos dela resistencia (R) al paso de un fluido entre dos puntos configurados por un gra-diente de presin (P), a partir de la ecuacin (2):

R = P / v = 8 L / r4 (3)

El coeficiente de viscosidad se expresa en unidades poise.Dado que el flujo y la resistencia se comportan de forma inversa con referen-

cia a la cuarta potencia del radio, ambos estarn marcadamente afectados por varia-ciones en el calibre del vaso.

As, incrementos del 16 % en los valores de la magnitud del radio comportanduplicaciones del flujo, y del orden del 200 % reducen la resistencia en 16 vecescon referencia a su valor inicial.

La ley de Poiseuille-Hagen es matemticamente vlida para fluidos homo-gneos, con coeficiente de viscosidad uniforme y que siguen las leyes de Newton,y en este sentido la sangre es un fluido complejo, en el que la zona de plasma librede formaciones celulares adyacentes a la pared del vaso comporta un descensode la viscosidad en esta interfase. Este efecto no es despreciable en los vasos deun dimetro inferior a 0,5 milmetros, pero en arterias de calibre superior don-de la velocidad es ms elevada, no altera de manera significativa la relacin pre-sin/flujo.

10. FLUJO LAMINAR Y TURBULENTO

El perfil de velocidad del flujo sanguneo en el interior de una arteria es unavariable dependiente de su velocidad y viscosidad, por una parte, y de la seccintransversal y morfologa parietal de la arteria, por otra.

La integral de la ecuacin de la ley de Poiseuille-Hagen es la propia de una par-bola, y en circunstancias normales lavelocidad del flujo arterial tiene un per-fil parablico, siendo su velocidad mxi-ma en el centro del vaso y decreciendopaulatinamente y de manera simtricahacia las paredes (fig. 6).

La disposicin de los vectores en estamodalidad de flujo es paralela o de tipolaminar.

La transicin de un fluido de flujolaminar a turbulento se produce por lainteraccin entre su velocidad y la pre-sin aplicada para obtenerla.

Se expresa mediante el nmero deReynolds (n Re), que es el resultado deuna ecuacin de multirregresin entre


FIGURA 6. Representacin delperfil de velocidad de un lquidode comportamiento newtoniano,de viscosidad (), en el interiorde un conductor cilndricocerrado, de longitud (l) ydimetro (D), que discurre en un gradiente de presin (P1 - P2).

p1 p2

D

T0l

la velocidad (v), el dimetro del vaso (D), el coeficiente de viscosidad () y la den-sidad () de la sangre, y que matemticamente se expresa como:

n Re = v D / (1)

Un n Re de 2.000 se acepta normalmente como el valor crtico a partir delcual el flujo laminar pasa a turbulento (fig. 7).

Desde un punto de vista prctico, relaciona las fuerzas de friccin en el flujocon el perfil de velocidad, y por ello se ha propuesto integrar las variables de lamorfologa del vaso, su superficie interior y el nmero de Reynolds en el concep-to de coeficiente o factor de friccin (f), dando lugar a la ecuacin de Darcy quecalcula la prdida de energa del flujo arterial cuando cambia de laminar a tur-bulento:

P1 - P2 = f L v2 / 4r (2)

Un coeficiente de friccin de 64 Reynolds se considera propio del flujo detipo laminar, y en esta situacin el resultado final de la ecuacin de Darcy se corres-ponde con la de Poiseuille-Hagen para flujos laminares.

Dada la condicin de fluido no newtoniano de la sangre, su viscosidad dismi-nuye cuando el gradiente transversal de velocidad aumenta, situacin que seproduce en una estenosis corta. Por tanto, el diferencial de velocidad en el centrode la estenosis incremento de la velocidad con el del sector inmediato pos-testentico disminucin de la velocidad, es un factor favorecedor del iniciode flujo turbulento.

Por el contrario, y dado que el perfil circulatorio laminar se modifica poco a lolargo de una estenosis larga y de rugosidad parietal regular, en esta situacin la tur-bulencia puede ser de menor magnitud o no llegar a producirse.


Nmerode Reynolds

Pre

sin

Velocidad

FIGURA 7. La transicin deflujo laminar a turbulento en unfluido es funcin de la relacinentre su velocidad y la presinaplicada para conseguirla. En lagrfica se representa en lneacontinua el perfil de la curva develocidad (cm/s) esperada enfuncin de la presin (mmHg)aplicada, y en discontinua elpunto donde se alcanza elnmero de Reynolds crtico quegenera turbulencia, y que en elcaso de la sangre es de 2.000.

11. NDICE DE CIZALLAMIENTO

En el contexto del flujo laminar expuesto, la relacin entre las variaciones develocidad (v) y del radio del vaso (r), medidas en el centro de las lneas de flujo, sedenomina ratio o ndice de cizallamiento (D):

D = - dv / dr (1)

La fuerza de cizallamiento () es aqulla necesaria para superar la friccin entrelneas contiguas de flujo y matemticamente se expresa por el producto del ndi-ce de cizallamiento (D) y la viscosidad de la sangre ():

= D

Para la pared arterial, ambos ndices se expresan como:

Dw = 4v / rw = 4v / r

El endotelio arterial en situacin de normalidad tiene capacidad de modularsu respuesta al fenmeno de cizallamiento. Cuando ste se produce, ya sea por unaumento de la velocidad o por una disminucin del radio, se genera una reaccinrefleja de relajacin.

Este efecto se observa en el sector arterial proximal a una fstula A-v, lo quecomporta una reduccin en la velocidad del flujo con el fin de compensar el incre-mento de flujo.

Las alteraciones del flujo arterial debidas a las fuerzas de cizallamiento y al flu-jo turbulento constituyen un referente para explicar, desde el punto de vista hemo-dinmico, la progresin de las lesiones del endotelio vascular en las bifurcacio-nes arteriales y la rotura en los aneurismas articos.

12. RESISTENCIA

La resistencia (R) a la progresin de un fluido en un sistema cerrado se defineen relacin con el gradiente de energa entre dos puntos (E1 - E2) de ste y elflujo medio (Q):

R = E1 - E2 / Q (1)

En el caso del flujo arterial, si se considera constante la velocidad y la viscosi-dad del fluido que circula entre ambos puntos, aplicando el principio de Bernoulli,de la ecuacin (1) se deriva que:

R = P1 - P2 / Q (2)

Siendo P1 y P2 la presin arterial en ambos puntos.


El comportamiento hemodinmico de la variable de la resistencia entre dospuntos sigue un comportamiento fsico similar al observado en la ley de Ohm paraexplicar la impedancia elctrica de varias resistencias (fig. 8).

Si stas son en paralelo, la resistencia final (Rt) equivale a la suma de todas ycada una de las resistencias:

Rt = R1 + R2 + R3

Si son en serie, Rt se calcula como:

Rt = 1/R1 + 1/R2 + 1/R3

Por tanto, de la aplicacin de la ley dePoiseuille-Hagen a la ecuacin (2), resulta:

R = 8 L / r4

La resistencia hemodinmica se expresa porunidades de resistencia perifrica (URP) enmmHg por cc y segundo. (*)

As, en una situacin en que el gasto del ven-trculo izquierdo sea de 60 cc por segundo y lapresin media en la aorta terminal de 60 mmHg,el valor de la URP ser 8 . 104 dinas.

13. HEMODINMICA EN UNA ESTENOSIS

Desde el punto de vista prctico, cuando doso ms estenosis de radios diferentes entre s sesitan en serie, el incremento de resistencia debe

asumirse que es el causado por la que presenta una reduccin mayor del radio.Por tanto, las consideraciones hemodinmicas que se realizan a continuacin

son vlidas para segmentos de longitud relativamente reducida y en los que exis-ten estenosis nicas.

La existencia de una estenosis comporta, en funcin del principio de Poiseuille,dos efectos hemodinmicos fundamentales: un incremento de velocidad en supunto central y una disminucin en el sector postestentico inmediato.

El incremento de velocidad se manifiesta por un aumento en la aceleracin delflujo y una disminucin en su presin.


FIGURA 8. Ley de Ohm de laimpedancia de la energaelctrica, que indica que para unmismo voltaje el amperaje finalresultante es mayor si sucesivasresistencias estn situadas enparalelo con respecto a lascolocadas en serie.

D

100 50 25

R{

25

100 V 0,5 amp

R = R1+R2+ R3

R = 175

100 50 25 D

2,55 amp

100 V

R = 14,3

1=

1+

1+

1

R R1 R2 R3

(*) 1 URP = 8 . 104 dinas.

Ambos se han correlacionado con la progresin dela lesin parietal. En este sentido, y a partir de las teo-ras de Paterson en 1959, Burton demostr en 1972que la aceleracin sobre una placa de ateroma en laque existen mltiples canales o fisuras intraplaca ycuyo gradiente de presin es terminal y superior conrespecto al de la corriente central, favorece su creci-miento y embolizacin.

Burton realiz sus estudios sobre las lesiones de lasarterias coronarias, y demostr que el riesgo mximode una rotura de placa y de trombosis secundaria enesta situacin se asocia a hipertensin arterial, ya queel aumento de gradiente favorece la presin de vibra-cin intraplaca.

Por otro lado, y en funcin del efecto Venturi, elincremento de aceleracin favorecera la expansinde la placa.

En el segmento inmediato a la estenosis, y en fun-cin de la ley de Bernoulli y de la ecuacin de la energa de fluidos en movimien-to, se produce una disminucin de velocidad y un incremento de presin, cuyosefectos fisiopatolgicos son la existencia de un flujo turbulento y la formacinde una dilatacin postestentica (fig. 9).

14. RELACIONES ENTRE LA RESISTENCIA Y LA PRESIN. ESTENOSISCRTICA

La presin registrada en la zona postestentica (P2) es funcin de la presinsistmica (P1), de la resistencia segmentaria (R) y del flujo medio (Q):

P2 = P1 - Q R

El concepto de estenosis crtica hace referencia a aquella situacin hemodin-mica a partir de la cual es factible la aparicin de fenmenos de turbulencia alalcanzar un nmero de Reynolds crtico.

En circunstancias basales, para alcanzar el punto de estenosis crtica en el inte-rior de un segmento arterial, deben existir reducciones en el radio del vaso delorden del 75 %, ya que con magnitudes inferiores no se alcanza el nmero deReynolds crtico.

No obstante, la reduccin de la resistencia perifrica al punto de estenosis porun aumento de caudal comporta que el punto crtico pueda alcanzarse con reduc-ciones iguales o inferiores del radio.

As, y para una reduccin del radio del 75 %, si R disminuye a la mitad de losvalores basales (R2 = 1/2 de R1), la presin postestentica disminuye entre 20 y 30 mmHg, la velocidad aumenta y el punto de estenosis crtica se alcanza antes(fig. 10).


a

b

c

FIGURA 9. La aplicacin delprincipio de Bernoulli configurala hemodinmica en una estenosis arterial y en su segmento inmediato postestentico: incremento develocidad y reduccin de presinen el punto central de la estenosis, y disminucin dela velocidad e incremento de la presin en el sector postestentico, y la generacinde la dilatacin postestentica.

Este comportamiento es la base hemodinmica dela fisiopatologa de la claudicacin intermitente y deltest de esfuerzo.

15. HEMODINMICA EN UN ANEURISMA

La progresin del crecimiento de un aneurisma ysu rotura a partir de un incremento inicial en el radiode la arteria basal, se explica hemodinmicamente apli-cando los conceptos de Bernoulli, de Laplace y de lafuerza de cizallamiento.

En funcin del primero, la energa en el sistema cir-culatorio es el sumatorio de la potencial y la cintica,y permanece inalterable en el interior del vaso.

A un dbito constante, un incremento en el di-metro vascular, como ya se ha expuesto, comporta unadisminucin de la velocidad, y por tanto, un decre-

mento de la variable o componente cintico.Dado que la energa total permanece inalterable, para mantener constante la

ecuacin se incrementa la energa potencial, que es una variable dependiente dela presin.

En funcin del segundo, y por el principio de Laplace, la tensin resultantesobre la pared arterial es directamente proporcional a la presin en el interiordel vaso, e inversamente proporcional a su grosor.

Por tanto, el incremento en el radio va seguido de un aumento de la presin enel interior del aneurisma, que explicara, al margen de consideraciones de ndolehistolgica, su tendencia progresiva al crecimiento.

Finalmente, si tomamos en consideracin el concepto de fuerza de cizallamientoen la pared de una arteria denominado tambin estrs, ste es funcin deldiferencial entre la presin intraarterial y extraarterial.

Esta fuerza puede definirse matemticamente en relacin con el radio (r) delaneurisma, el diferencial de ambas presiones (P) y el grosor de la pared del aneu-risma ():

= P (r / )

En la figura 11 puede observarse la interrelacin de ambas variables en el cur-so del crecimiento aneurismtico.

16. HEMODINMICA EN UN INJERTO

En este captulo se ha referido que los cambios en vectores de la direccin delflujo sanguneo reducen su energa en funcin de la inercia. Por tanto, y desde estepunto de vista hemodinmico, las anastomosis terminoterminales son hemodi-


Presin mmHg Resistencia perifrica

100 %

50 %

20 %

10 %

5 %

3,3 %

2,5 %

100

50

100 50 Porcentaje de superficie de seccin

R1

R2

R3

R4

R5

R6

R7

FIGURA 10. Comportamientode la presin en funcin de laresistencia perifrica. El trazadosuperior (R1) muestra el perfilde la curva de presin (abcisas)en funcin de la reduccin delrea del vaso (ordenadas), y quese mantiene en valoresconstantes para reduccionesinferiores al 75 % de sta. Lossucesivos trazados (R2 a R7)muestran el perfil de la curva depresin cuando la resistenciaperifrica disminuye del 50 al2,5 % con referencia a R1.

nmicamente ms eficientes que las terminolaterales, al comportar una menorprdida de energa.

No obstante, intervienen otras variables como la generacin de turbulencias,el grado o ndice de cizallamiento y el mnimo gradiente tensional a lo largo delinjerto que asegure un flujo hemodinmicamente adecuado para el sector.

En la tabla 1 se relacionan los mnimos gradientes de presin en funcin de losflujos y el dimetro para un injerto de 40 centmetros de longitud colocado en elsector fmoro-poplteo.

A modo de ejemplo, el flujo en la arteria femoral comn en situacin basal sesita en 350 cc/minuto, pero este valor puede incrementarse de cinco a diez vecesms en situacin de ejercicio.


= 0,2 cm

0

5

10

15

20

25

2,0 3,0 4,0 5,0 6,0 7,0 8,0 9,0 10,0

FIGURA 11. Efecto delcrecimiento del dimetro arterialsobre la variable de estrstangencial (): sobre undimetro basal de 2 cm y ungrosor de la pared de 0,2 cm, quecorresponde a las caractersticasde la arteria aorta terminal, lalnea continua corresponde a losvalores del grosor de la pared,que crecen de formaproporcional a la aplicacin deun estrs. La lnea discontinuarepresenta la situacin en que elgrosor de la pared no semodifica. La rotura se producecuando el estrs aplicado excedea la fuerza tensional.(De Summer DS. VascularSurgery, Principles and Practice;1994).

Dimetro (cm)

Flujo (cc/min) 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6

60 27 5,3 1,7 0,7 0,3

100 45 8,8 2,8 1,1 0,6

150 67 13 4,2 1,7 0,8

300 134 27 8,4 3,4 1,7

500 223 44 14 5,8 2,8

TABLA 1. Gradientes de presin necesarios para asegurar determinados flujos en funcindel dimetro de un injerto

Fuer

za d

e es

trs

tan

gen

cial

cm

Conceptos bsicos de hemodinmica venosa

1. Distribucin de energas en el flujo venoso2. Complianza3. Flujo venoso4. Hemodinmica del retorno venoso5. Efectos de la presin venosa sobre la presin arteriolar

II

1. DISTRIBUCIN DE ENERGAS EN EL FLUJO VENOSO

Desde un punto de vista hemodinmico, el comportamiento del flujo venosoes ms complejo que el arterial, en funcin de la adaptabilidad de las variables depresin y caudal.

La presin (Pv) en el interior de una vena es funcin de tres vectores:

vector dinmico vector hidrosttico vector esttico

El vector dinmico depende del volumen sistlico del ventrculo izquierdo.El hidrosttico depende de la presin de la columna de sangre desde el punto

de referencia en la extremidad hasta la aurcula derecha.El esttico viene condicionado por la elasticidad parietal y a la complianza.El vector dinmico es de una magnitud muy inferior con respecto al arterial, y

en circunstancias normales se sita entre 15 y 20 mmHg en las vnulas del pie yentre 0 y 5 mmHg en la vena cava yuxtaauricular.

La presin hidrosttica depende de la densidad de la sangre, de la fuerza de lagravedad y de la distancia entre dos puntos de referencia.

Su valor en un punto concreto de la extremidad inferior se calcula tomandocomo referencia el denominado eje flebosttico de Windsor y Burch, que se sitaen la lnea horizontal que une las articulaciones costoesternales de la cuarta cos-tilla.

Finalmente, el vector esttico es funcin del gradiente de presin transmu-ral, que se define como el diferencial de presin entre la que genera la sangre enel interior de la vena y la externa a que est sometida su pared.

En las venas, moderadas variaciones de presin transmural se traducen en incre-mentos importantes de volumen. As, cuando este gradiente pasa de 0 a 15 mmHg,el volumen se incrementa hasta el 300 % de su valor basal.

No obstante, existe un lmite de presin a partir del cual este efecto se estabi-liza, y que se sita alrededor de 90 mmHg, por encima del cual el volumen veno-so permanece invariable (fig. 1).

29

Conceptos bsicos de hemodinmicavenosa

El gradiente de presin transmural mnimo necesario para evitar el colapsovenoso es de 5 mmHg.

A esta capacidad de adaptacin se le denomina complianza y es una varia-ble determinante del comportamiento del flujo venoso, tanto en situaciones denormalidad como patolgicas.

2. COMPLIANZA

En Fsica, la complianza (C) se define como la capacidad que tiene una estruc-tura elstica que contiene una masa () de incrementar su rea (A) en funcin delgradiente transmural (P):

C = A / dP / dA (1)

La complianza es el valor inverso del mdulo de elasticidad parietal de Young(E) referido en el captulo I:

C = 1 / E (2)

Este mdulo se ha definido como:

E = P R / R (3)

Considerando que el P representa el diferencial de la presin intramural y Rel radio exterior de la vena, sustituyendo en la ecuacin (2) E por su valor en laecuacin (3):

C = R/ P R (4)


FIGURA 1. Relacin entre lapresin transmural y el volumenvenoso.(De Sumner DS. VascularSurgery; 1995).

0

1

2

3

4

5

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90

Presin transmural venosammHg

Vol

um

en v

enos

oen

ml p

or 1

00/m

l en

la p

anto

rrill

a

3. FLUJO VENOSO

El flujo sanguneo (Q) que discurre por un segmento venoso determinado,guarda una proporcin directa con el gradiente de presin (P) e inversa con laresistencia (R):

Q = P / R

Considerando el P equivalente a la diferencia entre la presin venosa perif-rica y la central.

4. HEMODINMICA DEL RETORNO VENOSO

Las funciones fisiolgicas fundamentales del sistema venoso son la regula-cin de la presin en el extremo venular del capilar y la de actuar como reservo-rio sanguneo.

Para esta segunda, resulta fundamental la propiedad de la capacitancia, pero lamagnitud del diferencial entre el P y la presin hidrosttica no resulta suficien-te para asegurar un flujo y presiones capilares adecuados.

Por ello, tanto en las variables de progresin centrpeta del caudal como en suvelocidad, resulta fundamental que exista la fragmentacin o descomposicin dela columna hidrosttica, que se logra mediante la interposicin de segmentos val-vulados.

En este plano, el sistema venoso de la extremidad inferior est configurado ana-tmicamente por dos colectores venosos en paralelo intercomunicados por un ter-cero.

El colector superficial est integrado por ambas venas safenas y por redes acce-sorias colaterales. En circunstancias de normalidad, su complianza es baja y dre-na entre el 10 y el 15 % de la totalidad de la sangre venosa. Exceptuando un seg-mento de la vena popltea, su situacin es extraaponeurtica.

El colector profundo est configurado por seis venas infrageniculares y el ejelio-fmoro-poplteo, y es totalmente intraaponeurtico.

El nmero de vlvulas en ambos segmentos es variable, y sus sectores msvalvulados corresponden al infrapoplteo, donde las venas tibiales presentan entre9 y 12 vlvulas y las peroneas entre 6 y 9.

La vena popltea posee entre 1 y 2 y el sector femoral entre 3 y 4.Finalmente, slo el 25 % de las personas presentan vlvulas en la vena ilaca

externa, y la vena ilaca comn no estn habitualmente dotadas de sistema val-vular.

La vena safena interna presenta de 7 a 9 vlvulas y la externa entre 2 y 4, habin-dose identificado vlvulas en vnulas a partir de 0,15 mm de dimetro.

El cambio del P en los segmentos valvulados se produce en funcin de la pre-sin arteriolar residual y de la contraccin muscular.

Esta ltima, cuando es efectiva, genera presiones de 200 mmHg en el com-partimento intramuscular.

31CONCEPTOS BSICOS DE HEMODINMICA VENOSA

En la cadencia de los tres movimientos de la marcha, la hemodinmica veno-sa experimenta los siguientes efectos:

en la flexin dorsal del pie se vacan las venas infrageniculares en el apoyo plantar, los plexos del pie en la flexin plantar, las venas proximales

Cuando un segmento comprendido entre dos sistemas valvulares se vaca porla dinmica descrita, su gradiente de presin es inferior a sus inmediatos proximaly distal. Ello comporta que el incremento de presin paulatino que experimentaeste ltimo en funcin de la presin arterial residual de 15 a 25 mmHg, pro-voque su nuevo llenado, y slo cuando la presin en el segmento alcanza un gra-diente superior al proximal, la vlvula se abra nuevamente, con lo cual se restitu-yen de nuevo los gradientes (fig. 2).

Obviamente, este funcionalismo se alteracuando la presin segmentaria se incremen-ta por un gradiente secundario al reflujo en elsegmento proximal.

5. EFECTOS DE LA PRESIN VENOSASOBRE LA PRESIN ARTERIOLAR

En la resultante de la presin venosa inter-vienen, con distinto signo, las variables de lapresin arterial residual y la presin venosacentral, por un lado, y la presin hidrosttica,por otro.

En situacin basal y en bipedestacin, lapresin en un segmento de la extremidad es

igual a la suma de la presin media dinmica residual que en circunstancias nor-males es de 15 a 25 mmHg, y la presin hidrosttica medida desde el eje flebos-ttico y que en trminos generales se considera entre 100 y 110 mmHg para lasvenas de la pantorrilla. Por tanto, cuando se pasa de la posicin de decbito a bipe-destacin, la presin venosa se incrementa en una media de 115 a 125 mmHg.

Al realizar una contraccin muscular la presin venosa en las venas intrage-melares se reduce a valores de 20 mmHg o incluso inferiores, con lo cual la pre-sin hidrosttica disminuye en igual medida.

Dado que la presin en las arteriolas terminales se sita alrededor de 75 mmHg,esta reduccin de la resistencia venosa favorece el flujo arteriolar muscular. En estesentido, se estima que en circunstancias de actividad muscular un tercio de la ener-ga muscular se genera a travs de este mecanismo.


FIGURA 2. Representacingrfica de la relacin entre losvalores cclicos de la presincompartimental y el mecanismode apertura valvular en lossegmentos venososinfrapoplteos.(De Sumner DS. J Vasc Surg1993;17:459-69).

Conceptos bsicos de la circulacin terminal

1. Unidad microcirculatoria terminal. Concepto anatmico2. Hemodinmica de la unidad microcirculatoria terminal

III

1. UNIDAD MICROCIRCULATORIA TERMINAL. CONCEPTO ANATMICO

La unidad microcirculatoria terminal (UMT) est conformada por la arterio-la, los capilares, la vnula, las anastomosis arteriovenosas, la metaarteriola y loscapilares linfticos (fig. 1).

La interrelacin y dependencia hemodinmica de estas estructuras vascularesguarda lgicamente relacin con las variables hemodinmi-cas de los sectores arteriales y venosos sistmicos, pero tie-nen una elevada capacidad de regulacin en funcin de situa-ciones hemodinmicas y metablicas locales (fig. 1).

Desde un punto de vista descriptivo, la UMT se inicia apartir de arteriolas de dimetro inferior a las 50 . Previa-mente a su ramificacin en redes capilares terminales, destas emergen las anastomosis arteriovenosas y las metaar-teriolas.

La progresin del flujo sanguneo por los capilares o suderivacin por estas dos estructuras est regulada por meca-nismos hemodinmicos, neurolgicos, trmicos y metab-licos que actan sobre el tono regulador del esfnter preca-pilar.

Por tanto, cabe diferenciar dos circuitos: el derivativo yel metablico.

En circunstancias basales, el 75 % del flujo sanguneo dela arteriola es derivado por la metaarteriola, y el 25 % pro-gresa a travs de los capilares.

La morfologa histolgica de stos es variable en funcindel territorio u rgano. En la circulacin perifrica cutnea,su pared est formada por clulas endoteliales planas, con-tiguas y revestidas de una membrana basal con pericitos, ysu dimetro vara entre las 2 y 8 .

La metaarteriola tiene un dimetro medio de 15 , y desu segmento distal o venular emergen un promedio de 10

35

Conceptos bsicos de la circulacin terminal

FIGURA 1. Esquema de launidad microcirculatoriaterminal: de cada metaarteriolanacen un promedio de diezcapilares que desembocan envnulas adyacentes, las cuales, yen grupos de cuatro, drenan enun nico capilar linftico.

capilares. De ellos, la mitad drenan en su propia vnula y la otra mitad en vnulasde UMT vecinas. Ello conforma una estructura en red.

Las vnulas presentan un dimetro muy variable, entre 2 y 20 , y drenan enun nico capilar linftico inicial en grupos de cuatro.

2. HEMODINMICA DE LA UNIDAD MICROCIRCULATORIA TERMINAL

Los cambios hemodinmicos en la UMT siguen los postulados de la ley deStarling, que en 1896 demostr que la filtracin plasmtica se realiza en el sectorarteriolar y la reabsorcin en el venular, en funcin del equilibrio de las presio-nes hidrostticas arterial, venosa y tisular y osmtica onctica plasmticay tisular.

A partir de los estudios de capilaroscopia vital, la ley de Starling ha sido cues-tionada con posterioridad, en funcin de experiencias que han establecido ambosintercambios en el segmento capiloro-venular. No obstante, los postulados de laley de Starling continan siendo vlidos de manera global para comprender lahemodinmica en la UMT.

La ley de Starling se expresa matemticamente como:

Jv = Lp A (Pc - Pi) - (Ic - Ii) (1)

Donde:

Jv es el filtrado capilar Lp es el coeficiente de filtracin A es la superficie de filtrado Pc es la presin hidrosttica capilar Pi es la presin hidrosttica intersticial Ii es la presin onctica intersticial Ic es la presin onctica capilar

Si se tiene en cuenta que:

Pc - Pi = P (2)Y que:

Ic - Ii = I (3)

De la ecuacin (1):

Jv = Lp A (P - I) (4)

La ecuacin de Starling no considera la variable de filtrado linftico (Jv), intro-ducida por Wiederhielm, y que lo define:

Jv = Jf -Jr - Dl + Fp (5)


Siendo:

Jf la fraccin de filtracin en el segmento arteriolar Jr la fraccin de filtracin en el segmento venular Dl el dbito linftico Fp la permeabilidad plasmtica en la vnula

En funcin de la ecuacin de Starling, la presin de filtracin en el sector arte-riolar del capilar, y a partir de una presin arterial residual media de 25 mmHg, esde 2 mmHg; y la presin de reabsorcin en el sector venular, a partir de una pre-sin venosa media de 15 mmHg, de 18 mmHg.

En estas circunstancias hemodinmicas se produce una reabsorcin efectivadel lquido intersticial.

No obstante, y aun en situacin de normalidad, cabe considerar que intervie-nen diversos factores que pueden alterar este equilibrio hemodinmico.

El drenaje por los capilares linfticos es uno de ellos. Habitualmente, stosdrenan el 10 % de todo el retorno venoso, lo que equivale a unos 85 cc cada hora.No obstante, si este drenaje no es correcto, slo se absorben protenas de cadenacorta.

El rea de filtracin es otro factor que debe tenerse en cuenta, y est reguladopor la accin ya descrita de los esfnteres precapilares y la derivacin del flujopor el canal preferencial.

37CONCEPTOS BSICOS DE LA CIRCULACIN TERMINAL

Diagnstico por ultrasonidos1. Referente histrico2. Fundamentos fsicos de los ultrasonidos3. El efecto Doppler-Fizeau4. Doppler direccional de emisin continua o de deteccin de fase5. Doppler bidireccional de emisin discontinua o pulsada6. Anlisis espectral de frecuencias7. Ultrasonografa en modo A, B y M8. Dplex9. Representacin cromtica de flujos

10. Power Doppler11 Lasser Doppler12. Doppler Imagine13. Elementos bsicos de los aparatos de estudio mediante ultrasonidos14. Perfiles velocimtricos15. Clculo del volumen de flujo16. Efecto de la resistencia sobre el perfil de las curvas Doppler17. Efectos de una estenosis sobre la curva Doppler18. Efectos de una oclusin19. ndice de resistencia20. ndice de distensibilidad carotdea21. ndice de presin perfusin22. ndice de rendimiento carotdeo23. ndice de pulsatibilidad24. Damping Factor25. ndices tensionales26. Curvas Doppler de flujo venoso27. Estudio del reflujo venoso28. Causas ms frecuentes de errores de interpretacin en el estudio

por ultrasonografa29. Ecopotenciadores30. Efectos biolgicos de los ultrasonidos. Seguridad

IV

1. REFERENTE HISTRICO

La mayora de los tratados sobre ultrasonidos toman el referente del profesorde Ciencias Fsicas en la Universidad de Praga Christian Doppler (1803-1852)como el primer autor en describir las propiedades de los sonidos. No obstante,ya algunos aos antes, Spallanzani (1794) teoriz sobre la existencia de una gamade sonidos no perceptibles por el odo humano, a partir de su observacin sobreel vuelo de los murcilagos, que a pesar de no estar dotados de visin, advirti queno colisionaban en su trayectoria por las angostas cuevas al orientarse por los ecosdel sonido que emitan.

Cinco aos ms tarde, Jurine confirm la teora de Spallanzani al observar quela capacidad de orientacin de estos mamferos decreca de forma importantecuando se les ocluan ambos odos.

Christian Doppler public en 1842 su ensayo Sobre laluz cromtica de las estrellas dobles (fig. 1), en el que des-criba las variaciones de frecuencias en un haz de luz emi-tido por un foco al incidir sobre objetos mviles. Metodol-gicamente, este trabajo, aplicable en principio al campode la ptica, sent las bases posteriores para el estudio delas propiedades fsicas de los sonidos.

En 1880, Pierre Curie describi el denominado efectopiezoelctrico, que defini como la propiedad fsica dedeterminados cristales que en funcin de sus ejes polares,tenan para generar una carga elctrica cuando eran esti-mulados por un fuerza de distorsin mecnica; efecto que poda igualmente pro-ducirse de forma inversa y generar energa mecnica a partir de un estmulo elc-trico.

Durante los treinta aos siguientes a los trabajos de Pierre Curie, apenas exis-ten referencias acerca de nuevas investigaciones y progresos sobre el conocimien-to de los ultrasonidos, hasta que en abril del ao 1912, el naufragio del trasatln-tico Titanic despus de colisionar con un iceberg no detectado en la oscuridad,llev a revisar sus aplicaciones, siendo la invencin de la sonda acstica para lanavegacin la primera aplicacin prctica de los ultrasonidos (fig. 2).

Pocos aos despus, en la I Guerra Mundial, las ondas acsticas fueron utili-zadas con fines militares, mediante el dispositivo de Chilkowsky que permiti

41

Diagnstico por ultrasonidos

FIGURA 1. Christian Doppler,nacido en Viena en 1803 yprofesor de Ciencias Fsicas en laUniversidad de Praga, public en1842 el ensayo Sobre la luzcromtica de las estrellas dobles.

a los buques ingleses localizary enviar con cierta precisincargas de profundidad a lossubmarinos alemanes.

La primera aplicacinindustrial de los ultrasonidoscabe atribuirla a los trabajos delfsico ruso Solokov en 1945,mediante la cual se realizaronlos primeros anlisis de mate-riales slidos.

En el campo de la Medi-cina, el efecto Doppler-Fizeauno tuvo sus primeras aplica-ciones hasta mediados del sigloXX. En 1953, los cardilogosEdler y Hertz publicaron losprimeros exmenes ecocardio-grficos. Un ao antes, Howryhaba conseguido la primerageneracin de unos aparatosdenominados somatoscopios,y si bien su nica aplicacininicial fue aportar mayor exac-titud a las trayectorias de lasbombas lanzadas desde unavin B.29, posteriormente

fueron utilizados con xito en la deteccin de tumores mamarios, ya que se con-sigui una correlacin anatomopatolgica del 90 %.

En Japn, donde se seguan lneas de investigacin paralelas y no compartidas,los fisilogos Satomura y Kaneko publicaron en el ao 1957 por primera vez elregistro velocimtrico del flujo de la arteria humeral en un ser humano a travs deun emisor-receptor de ultrasonidos, siendo Kato dos aos ms tarde quien demos-tr que el movimiento de los eritrocitos era el responsable de la reflexin de losultrasonidos.

A partir de ese momento, la progresin del genricamente denominado mto-do Doppler en la exploracin vascular fue rpida. En 1959, Gordon desarrollla tecnologa correspondiente a la emisin de ultrasonidos en forma bidimensio-nal que permita la representacin grfica, calculada geomtricamente, de lasvsceras abdominales. En 1965, Krause y Soldner describieron el estudio ecogrfi-co en tiempo real.

No obstante, con los primeros aparatos nicamente poda medirse la veloci-dad del flujo, pero no su direccin, hasta que en 1967 Mc Leod desarroll la tc-nica bidireccional.


FIGURA 2. El peridico TheTimes correspondiente al jueves16 de abril del ao 1912,en el que se resea el naufragio del trasatlntico Titanic.

En 1972, Kossoff y Garret introdujeron la tcnica del modo B en escala degrises, y en 1976 Nippa combin la ecografa en modo B con el registro simult-neo de las curvas de flujo dando lugar al Dplex.

En la dcada de los aos setenta, y en cuanto a referentes de las exploracionesen angiologa y ciruga vascular, stos estn representados por las aportaciones delgrupo de D.E. Stradnness en Norteamrica, de Pourcelot en Francia y de Goslingy Nicolaides en el Reino Unido.

2. FUNDAMENTOS FSICOS DE LOS ULTRASONIDOS

Los ultrasonidos (US) corresponden a un rango o escala de sonido cuya fre-cuencia se sita entre los 16 103 y los 1010 hercios.

El sonido es la resultante del recorrido de la energa mecnica a travs de lamateria, de manera que en el curso de ste su onda de propagacin experimen-ta dos fenmenos de forma alternativa en el tiempo: la compresin y la refrac-cin.

A la distancia entre dos crestas de onda sucesivas se le denomina longitud deonda y se representa en Fsica con la letra (fig. 3).

Al intervalo de tiempo preciso para completar un ciclo en segundos se le deno-mina T.

El nmero de ciclos completos por unidadde tiempo constituye la frecuencia (F). La fre-cuencia y el tiempo son inversamente pro-porcionales:

F = 1/T (1)

La unidad de frecuencia acstica es el her-cio (Hz). Un hercio corresponde a un ciclo porsegundo.

Un kilohercio (kHz) equivale a 1.000 Hz,y un megahercio (MHz) a 106 Hz.

El rango de frecuencias acsticas se sitaentre 1Hz y 100 Hz, y el odo humano percibe nicamente frecuencias entre20 Hz y 20.000 Hz y, por tanto, no las correspondientes a los US, que son entrequinientas y mil veces superiores a stas.

La propagacin de los sonidos en un medio se realiza de manera transversal ylongitudinal, correspondiendo al tejido humano esta ltima.

La velocidad de propagacin del sonido (C) depende de las propiedades fsicasdel medio, y fundamentalmente de su resistencia a la compresin, que a su vez esfuncin de su rigidez, densidad y elasticidad, de tal forma que la velocidad es direc-tamente proporcional a su rigidez e inversamente proporcional a su densidad.

La velocidad de las ondas snicas se representa como el producto de la longi-tud de onda () y la frecuencia (F):

43DIAGNSTICO POR ULTRASONIDOS

-

+

Presin

Tiempo T

Refraccin

Compresin

FIGURA 3. Representacingrfica de las fases decompresin y refraccin en lasondas de presin alternantes conlas que se transmite el sonido. Lalongitud de onda () es ladistancia entre dos crestassucesivas.

C = F (1)

En el tejido humano, la velocidad de transmisin de los US vara de 4.000 m/sen las estructuras seas a 1.500 m/s en los tejidos parenquimatosos, y en generalen todas la partes blandas. Con carcter general se toma como referencia nica unavelocidad de propagacin de 1.540 m/s.

As, y aplicando la ecuacin (1), la longitud de onda de una frecuencia de 10MHz en zonas no seas del organismo es:

= 1.540 / 107 = 0,154 mm

En las aplicaciones clnicas, es fundamental establecer previamente a la explo-racin la distancia o profundidad (D) existente entre la interfase reflectora obje-to de estudio y el transductor que emite y recibe la seal reflejada, aspecto que esfactible conocer a partir del clculo del intervalo de tiempo en que un haz de ondasincide y es reflejado, en funcin de que esta distancia es proporcional a la veloci-dad (C) y al tiempo (T):

D = C T

Por ejemplo, si este intervalo es de 5 10-5 segundos, y teniendo en cuenta queel recorrido realizado por el haz es en doble direccin:

D = 1.540 m/s 5 10-5 / 2 = 3,85 cm

Como ya se ha descrito, para que se produzca un haz de ultrasonidos reflejadodebe existir una interfase de reflexin. Un medio homogneo en el que apenas seproduzca reflexin se denomina anecognico.

Los diversos tejidos del organismo se comportan como mltiples interfasesdiferentes que son las responsables de la reflexin, y cuando un haz de US los atra-viesa, una parte de su energa es absorbida y otra reflejada.

El ndice de reflexin hace referencia a esta ltima y es una variable dependien-te de la impedancia acstica de los tejidos que conforman la interfase.

La impedancia acstica (Z) para un cuerpo se define como:

Z = p C

Donde p es la densidad del medio y C la velocidad de propagacin.La impedancia acstica es una variable importante para calcular la energa en

el US cuando atraviesa una interfase y es reflejado por sta, y est conformada tan-to por su tamao como por su superficie.

Se denominan reflectores especulares a aquellas interfases que son amplias y deconsistencia uniforme. En ellas, la reflexin se produce de manera similar que lade un objeto sobre un espejo plano. Un ejemplo de reflector especular en el cuer-po humano es el diafragma.


Se designa coeficiente de reflexin (R) a la cantidad de energa reflejada por unainterfase, y en el caso de los reflectores especulares, ste se calcula en funcin de laimpedancia acstica de los tejidos que conforman la interfase:

R = (Z2 - Z1) 2 / (Z2 + Z1) 2

Donde Z1 y Z2 corresponden a las respectivas impedancias acsticas de la interfase.

La mayor parte de las estructuras del cuerpo humano no se comportan comoreflectores especulares sino como reflectores difusos, en los que los ecos reflejadosse dispersan en todas las direcciones.

En el caso de las arterias y las venas, mientras su estructura parietal se com-porta como un reflector especular y por tanto precisan un ngulo de exploracinperpendicular para su ptimo estudio, el flujo tiene una respuesta ms prxima aun reflector difuso y por tanto precisa la utilizacin de ngulos menores a los 90grados.

Otra propiedad fsica que debe tenerse en cuenta en los estudios medianteUS es la de la refraccin, efecto derivado del cambio de direccin del haz emitidopor el transductor cuando atraviesa dos interfases en las que la velocidad de pro-pagacin acstica es diferente.

La refraccin se calcula mediante la siguiente frmula matemtica, que se cono-ce como el postulado de Snell:

C1 / C2 = sen 1 / sen 2Donde:

C1 y C2 corresponden a las velocidades de pro-pagacin en los tejidos que forman la interfase

1 es el ngulo de incidencia del US que incide y2 es el ngulo del US reflejado (fig. 4)

El efecto de refraccin puede dificultar la cali-dad de la exploracin clnica, y en funcin de la ecua-cin de Snell es factible que la correccin en el ngu-lo de exploracin del transductor pueda reducir esteefecto.

Finalmente, la atenuacin que los US experi-mentan cuando atraviesan los tejidos tiene impor-tancia, ya que configura la profundidad de la zonaque debe explorarse.

El sonido experimenta una prdida de energa yde amplitud de onda en su paso por los tejidos. Estaprdida de energa acstica libera calor, liberacinque guarda relacin con la potencia acstica (P),expresada en vatios por unidad de tiempo.


C1

C2

Tejido A

Tejido B

1

FIGURA 4. El fenmeno derefraccin en el organismo seproduce cuando el sonido pasade una interfase (tejido A) a otra(tejido B), las cuales presentandiferente velocidad depropagacin acstica.

Se denomina intensidad (I) a la distribucin espacial de la energa y se expre-sa en vatios por cm2, de acuerdo con la frmula:

I = P / rea

La atenuacin es un concepto relativo que se utiliza para establecer la compa-racin entre diferentes niveles de potencia o intensidad de los US.

Se mide en decibelios (dB), que se definen como el logaritmo de la presin eintensidad que se comparan.

3. EL EFECTO DOPPLER-FIZEAU

En los apartados anteriores de este captulo se ha expuesto cmo las ondassonoras son una forma de energa mecnica que pueden propagarse por diversosmedios.

El efecto Doppler-Fizeau se define como el diferencial de frecuencia existen-te entre la frecuencia de emisin y la de recepcin en la propagacin de una vibra-cin (fig. 5 a y b).

El diferencial de frecuencia (F) entre la de emisin (Fe) y la de recepcin (Fr)es una variable dependiente de la velocidad de transmisin del sonido en el medioy del ngulo de incidencia de los vectores de ambas frecuencias Fe y Fr.

Su aplicacin a la energa acstica permite realizar estudios de velocimetra enlos fluidos arteriales y venosos, a partir de F:

F / Fe = 2 v cos / C (1)


FIGURA 5. (a) Esquema de lageneracin de ultrasonidosmediante el efecto piezoelctrico.(b) La sonda est constituida pordos cristales, uno de los cualesgenera la frecuencia de emisin(f), y el otro recepciona la dereflexin (F).

(a) (b)

Donde:

F es el diferencial entre la frecuencia de emisin (Fe) y la de recepcin (Fr) v es la velocidad del flujo sanguneo es el ngulo de incidencia entre el vector de la Fe y el del eje horizontal del

flujo C es la velocidad de propagacin del sonido en el medio (1.540 m/s)

De la ecuacin (1) puede calcularse el valor de F:

F = 2 Fe v cos / C (2)

y de la velocidad del fluido estudiado:

v = F C / 2 Fe cos (3)

Habitualmente, Fr es de una magnitud ligeramente superior a Fe.

Ejemplo prctico:

Si la Fe de un sistema Doppler es de 4 MHz y la Fr de 4,01 MHz, el F es de1.103 Hz. Si el ngulo de estudio utilizado ha sido de 50 (coseno 0,624) la velo-cidad del flujo estudiado ser:

v = (103 / 4 106) 1540 / 2 0,624 = 0,30 m/s

La correcta seleccin del ngulo de incidencia es fundamental para no incurriren errores. De hecho, su limitada precisin, dependiente de la persona que realizael estudio, es uno de los inconvenientes del Doppler de emisin continua, lo cualcontribuy a la introduccin de la tecnologa basada en el Doppler de emisin dis-continua o pulsada.

El ngulo de emisin ptimo del haz emitido es aquel que vara entre 40 y 60,cuyos cosenos se sitan en un rango de 0,77 a 0,50. Si el ngulo es de 90 (cosenoigual a cero), no existe seal velocimtrica reflejada. Por el contrario, si el ngulode incidencia es de 0 (coseno igual a uno), el F es mximo. Oscilaciones de 10en la orientacin de la sonda emisora comportan errores relativos importantes(tabla 1).


ngulo alfa en grados

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90

Coseno de alfa 1 0,98 0,94 0,87 0,77 0,64 0,5 0,34 0,17 0

Error relativo 4 6,3 11,5 17 22 32 47 100

TABLA 1. Error relativo (%) en el clculo de la velocidad mxima sistlica y diastlica enla curva Doppler, en funcin de desviaciones del 10 % sobre ngulos de incidencia preestablecidos. Obsrvense las mayores magnitudes de error relativo a partir de desviacionessobre un ngulo de exploracin de 60

4. DOPPLER DIRECCIONAL DE EMISIN CONTINUA O DE DETECCINDE FASE

Instrumentalmente consta de:

emisor u oscilador electrnico que emite una corriente elctrica sinusoidal defrecuencia definida, habitualmente entre 4 y 7 MHz

sonda con dos cermicas sintticas de titanato de bario, que transmite y recibelos pulsos de ultrasonidos

dispositivo de diferencia de fase, que recoge la seal emitida por el oscilador elec-trnico y establece una diferencia de 90 grados

multiplicador de dos vas, que multiplica la frecuencia de la seal recibida y lade referencia. Esta referencia corresponde por un lado a la emitida por el osci-lador y por otro a la diferenciada 90 grados

De las variables derivadas del multiplicador sumatorio y diferencial de fre-cuencias nicamente interesa esta ltima a efectos prcticos. El diferencial defase de 90 grados permite identificar la diferencia de frecuencias (F) con signopositivo o negativo en funcin de que la frecuencia captada sea superior o inferiora la frecuencia de emisin.

Comparador de fases: su funcin es identificar el sentido retrgrado o ante-rgrado sobre el que se produce el diferencial de fase entre los dos pulsos defrecuencia F.

Frecuencimetro: mide la F con el fin de transmitir una seal de salida pro-porcional a la frecuencia medida, que calcula en funcin del barrido sobre elnmero de pasajes o intersecciones con la lnea cero del pulso en un intervalopredeterminado de tiempo.

Registrador en pantalla y/o grfico, que permi-te observar las variaciones del F en funcin deltiempo (fig. 6).

Su variante bidireccional tcnicamente se dife-rencia de la descrita en que tiene capacidad de tratarsimultneamente las seales Doppler positivas y nega-tivas, al introducir, a partir del amplificador y del fre-cuencimetro, un sistema que permite realizar lasuma y la diferencia de frecuencias en cuadratura.

5. DOPPLER BIDIRECCIONAL DE EMISINDISCONTINUA O PULSADA

El desconocimiento de la profundidad de laestructura vascular estudiada, la interposicin de


FIGURA 6. Grfico descriptivode la metodologa tcnica delDoppler de emisin continua.(De Dauzat. Pratique delUltrasonographie Vasculaire.Vigot Edit; 1986.)

Emisin: F0

Recepcin: F0 + F

Seal de Doppler: F

otras estructuras vasculares que interfieren con sus propios ecos reflejados, las deri-vadas de los diferentes vectores de velocidad de flujo en una misma seccin delvaso, pero fundamentalmente el desconocimiento del ngulo de incidencia y laimposibilidad de establecer el dimetro del vaso estudiado, constituyen las prin-cipales limitaciones del mtodo Doppler de emisin continua.

La tcnica de emisin discontinua o pulsada fue introducida para obviar estosinconvenientes.

Desde el punto de vista tcnico, incorpora un nico cristal, que de manera alter-na acta como emisor y receptor. Su intervalo o puerta de exploracin (P)est definido por la relacin:

P = L C

En donde L es la longitud del vaso y C la veloci-dad media de los ultrasonidos (fig. 7).

El tiempo de repeticin de la secuencia de emisinse ajusta a la profundidad del vaso, mediante la varia-ble frecuencia de repeticin de pulso (FRP):

FRP = C / 2d (1)

Siendo d la profundidad del vaso estudiado.La FRP es la expresin del nmero de veces por

unidad de tiempo (kHz/s) que un pulso ultrasnicosale del emisor, se refleja y vuelve a l, y se basa en elteorema de Shanon que establece que para conocerla frecuencia (F) sobre una onda sinusoidal, el estu-dio o escaneo debe realizarse a una frecuencia doble2F. Por tanto, slo las frecuencias iguales a lamitad de la FRP podrn ser correctamente ledas.

As, si en la ecuacin (1) la profundidad (d) delvaso es de 15 cm y la velocidad de los ultrasonidos en el medio es de 1.500 m/s,la FRP ser:

FRP = 1.500 / 2. 0.15 = 5 kHz

En estas circunstancias, slo las frecuencias Doppler iguales o inferiores a 2,5 kHz podrn ser correctamente ledas e interpretadas (fig. 8).

En sentido inverso, si la FRP es inferior a 2,5 kHz, la primera seal analizadaser inferior a la lnea cero o con velocidad negativa, producindose sobre el espec-tro de seal el efecto denominado aliasing, y que se expresa como:

C / 2d FRP 2F

El fenmeno de aliasing se describe ms ampliamente en otro apartado de estecaptulo.


FIGURA 7. Esquema descriptivode la metodologa del Doppler deemisin pulsada. La emisin de la seal (F0) es de tipodiscontinuo e inversamenteproporcional a la profundidad de la estructura vascular objeto de estudio.(De Dauzat. Pratique delUltrasonographie Vasculaire.Vigot Edit; 1986.)

Emisin F0Esta seal se emitea una frecuencia F0

Recepcin: F0 + F

Seal de Doppler:discontinua

Profundidad

Ancho

La aplicacin de la FRP puede comportar dificultades tcnicas cuando la fre-cuencia de retorno es elevada y la distancia es considerable, como ocurre sobre losvasos situados a partir de los 20 cm por debajo la piel, existiendo algunas manio-bras para obviar este inconveniente:

desplazar la lnea cero a lmites ms inferiores, con lo que se suprimen las fre-cuencias negativas

reducir la frecuencia emisora, con lo cual el F disminuye

Algunos aparatos incorporan una FRP de alta frecuencia de repeticin capazde leer varias veces la seal emitida y reflejada (fig. 9).

6. ANLISIS ESPECTRAL DE FRECUENCIAS

El principio del analizador espectral de frecuencias se basa enla interpretacin de todas y cada una de las intensidades de lasfrecuencias elementales que integran la seal Doppler, median-te la aplicacin de la transformacin de Fourier Fast FourierTransform, FFT que calcula la amplitud de potencia de las sea-les ecoicas definidas en funcin de la frecuencia.

El espectro resultante es la representacin de:

las frecuencias Doppler en el volumen de muestra las frecuencias mximas representadas en el lmite superior del

espectro su rango, representado por la anchura de ste

A la expresin grfica de la relacin entre el cuadrado de laamplitud y la frecuencia se denomina espectro de potencia, y elclculo matemtico se realiza en intervalos de 10 milisegundos,presentndose las diversas intensidades del espectro en forma tri-dimensional, codificadas en escala de grises (fig. 10).


FIGURA 8. El teorema deShanon establece que en unaserie de ondas sinusoidales deultrasonidos, la frecuencia (F)nicamente puede ser conocidaa partir de un rastreo con unauna frecuencia 2F.(De Plainfoss MC. Pratique delEcho-Doppler Coleur. Edit.Masson; 1992.)

FIGURA 9. Esquemademostrativo del principio de lafrecuencia de repeticin depulso: en el diagrama de laderecha, la FRP es inferior a 2F,y el espectro de frecuenciaaparece distorsionado y a unnivel inferior de la lnea cero. Enel de la derecha, la emisin defrecuencia es de una magnitudcuatro veces ms rpida que enel supuesto anterior, y el espectrose representa de forma completay por encima de la lnea cero.(De Plainfoss MC. Pratique delEcho-Doppler Couleur. EditMasson; 1992.)

Doppler pulsado1 impulsin/s

Doppler pulsado4 impulsiones/s

Alta frecuenciade repeticin

0,5

segu

ndo

s

cm

cm

0

2

4

6

8

Lnea cero

La curva analizada debe someterse a un sistema de filtros con el fin de supri-mir las frecuencias de baja amplitud que genera la pared del vaso, a partir de unrango predeterminado.

Es importante seleccionar correctamente este rango, porque pueden tambinsuprimirse frecuencias bajas derivadas del propio flujo sanguneo, y como crite-rio general estos filtros deben regularse entre 50 y 100 Hz.

Cuando el flujo arterial es laminar, exento de turbulencias, las frecuenciaselevadas predominan sobre las bajas y se agrupan en un espectro que deja una zonainferior anacstica, denominada ventana de espectro (fig. 11 a y b).

7. ULTRASONOGRAFA EN MODO A, B Y M

Corresponden a diversas modalidades de representacin de la imagen por ultra-sonidos.


FIGURA 10. Representacintridimensional del anlisisespectral de frecuencias, segn latransformacin de Fourier: enabcisas (t) se representa lavariable tiempo; en ordenadas(y) la frecuencia y en altura (z) la intensidad.(De Plainfoss MC. Pratique delEcho-Doppler Couleur. EditMasson; 1992.)

FIGURA 11. (a) Curvavelocimtrica espectralcorrespondiente a un segmentoarterial de baja resistencia distaly sin alteracioneshemodinmicas. (b) La ventanaespectral o zona libre defrecuencias es indicativa de laausencia de flujo turbulento, y secalcula a partir de la frecuenciamxima (FM) y la frecuenciamedia (Fm):Espectro de ventana = FM - Fm /FM 100.

Frecuencia ()

Frecuencia (+)

Intensidad

Tiempo

z y

T

(a) (b)

En el modo A, el US reflejado es representado en forma de deflexin vertical sobrela lnea basal de un osciloscopio y constituye la primera y ms sencilla tcnica derepresentacin grfica de los ultrasonidos que inciden y se reflejan de los cuerpos.

En un sistema de coordenadas, la intensidad del pulso del eco se representaen el eje de ordenadas y su tiempo de retorno en el de abcisas.

El rayo catdico se desplaza por el eje de abcisas a una velocidad media pro-porcional a la del sonido en el cuerpo (1.540 m/s), con lo que la distancia entrela correspondiente a la estructura estudiada y la piel puede representarse en cen-tmetros.

La representacin de la imagen es proporcional a la intensidad de los pulsos deecos de retorno, que son funcin de la impedancia acstica entre las diferentesinterfases por donde discurren.

El segmento horizontal de ste se calibra previamente con la finalidad de cal-cular la distancia entre el transductor y la interfase reflectante. La energa del USest representada por la altura de la deflexin vertical. Slo representa la intensi-dad y la posicin de la estructura estudiada.

El modo M representa las variaciones de amplitud en funcin del tiempo. Esteregistro se consigue mediante la ubicacin de mltiples reflectores mviles, y lainterpretacin de los ecos recibidos se basa en la evaluacin de los patrones demovilidad de reflectores especficos y en la determinacin de las relaciones ana-tmicas, con referencia a los patrones de movimiento caractersticos. Es de utili-dad en estructuras que experimentan rpidas modificaciones de posicin en fun-cin del tiempo, como las vlvulas cardacas.

En el modo B, los pulsos de ecos reflejados no se representan en una pantallade rayos catdicos como en el modo A, sino que cada uno de los pulsos de ecoses reproducido a lo largo de la lnea basal en forma de un punto luminoso.

En consecuencia, la distancia a la que se produce cada pulso de eco correspondeal trayecto recorrido sobre el eje de coordenadas, mientras que su intensidad setraduce en un nivel de brillo.

La imagen se obtiene en tiempo real o escala de grises, y las variaciones regis-tradas ya sea en intensidad o brillo estn en funcin de la diferencia de amplitudde las seales reflejadas.

La imagen en 2D se consigue a partir de los mltiples pulsos registrados en elsistema de coordenadas en secuencias lineales sucesivas. Cuando esta seal es repro-ducida sobre una pantalla de fondo oscuro, las seales de mayor intensidad sonblancas, las intermedias en matices de grises y la ausencia de ellas coincidentes conel fondo de la pantalla.

La mayora de los aparatos utilizan memorias digitales de 512 640 pixels, porlo que es factible una escala de grises de 28 a 256 matices por pixel.

En tiempo real, la imagen se registra a razn de 15 a 60 cortes por segundo, conlo cual el efecto es dinmico.

Los transductores que se utilizan para la obtencin de la imagen en tiempo realse clasifican en funcin del mtodo utilizado para generar y dirigir la seal, son detipo mecnico o elctrico y su descripcin se realiza en otro apartado de este cap-tulo.


8. DPLEX

Se denomina Dplex a la asociacin de las modalidades del Doppler bidirec-cional pulsado y la ecografa en modo B. La visualizacin en pantalla de la estruc-tura del vaso permite ajustar la profundidad, la puerta y su longitud, con lo cualla FRP se ajustar de manera automtica.

La frecuencia Doppler se actualiza cada 8 imgenes.El Dplex puede utilizar diferentes tipos de transductores (fig. 12).Los de tipo rotatorio tienen tres captores, con una sonda Doppler auxiliar

que puede angularse en funcin de la seal que desee registrarse.

9. REPRESENTACIN CROMTICA DE FLUJOS

El modo B descrito proporciona informacin de la estructura parietal y de susposibles alteraciones, pero no sobre el flujo en el interior del vaso ya que estetipo de resolucin ecogrfica, de tipo especular, no tiene capacidad para registrarel rango de frecuencia rpida y dbil de los hemates.

Mediante una adaptacin sobre el ngulo de incidencia del haz de ultrasoni-dos emitido, diferente para la captacin de ambas seales, es posible conseguir unaimagen ecotomogrfica en modo B y una seal Doppler en tiempo real (fig. 13 ay b).

Esta ltima se codifica mediante un rango cromtico, cuya saturacin est enfuncin directa de la velocidad relativa de la velocidad del flujo, y oscila del colorrojo al azul, de manera que el flujo que se acerca al transductor es codificado enrojo y el que se aleja en azul. Las turbulencias de flujo se muestran en gamas cro-mticas intermedias, que van del verde al amarillo brillante.

No obstante, estas ltimas pueden aparecer en ausencia de flujo anmalo cuan-do la velocidad es superior a la programada en la exploracin. Por ello, y para con-seguir una muestra de flujo fiable, es preciso reglar la velocidad media habitualpara el sector estudiado.

Adems, si la velocidad es excesiva en funcin de la FRP utilizada, se produci-r el fenmeno de aliasing.


FIGURA 12. Diferentes tipos detransductores utilizados en latecnologa Dplex. (a) Sondarotatoria integrada por trescaptores. (b) Sonda rotatoria contres captores ms una cuarta quepuede ser angulada en funcinde la seal. (c) Captores en lnea.(De Plainfoss MC. Pratique delEcho-Doppler Couleur. EditMasson; 1992.)

Imagen+

DopplerImagen

Doppler

Imagen+

Doppler

DD

VM VMVM

(a) (b) (c)

La ventaja fundamental de este mtodo sobre el Dplex es su complemento enla identificacin de estructuras vasculares situadas en profundidad. No obstante,existen limitaciones para el estudio de flujos que generan frecuencias elevadas apartir de cierta distancia (d) del transductor, en funcin de la ecuacin:

d F = C2 / 8 Fe

Una opcin para incrementar la distancia d es disminuir la frecuencia de emi-sin Fe.

La representacin cromtica del flujo tiene una serie de limitaciones que afec-tan su sensibilidad. A las mencionadas del fenmeno de aliasing y de los ecos deri-vados de la pared arterial en el espectro Doppler, cabe aadir la propia defini-cin de la imagen color en tiempo real.

Su cadencia (C) es el producto de tres parmetros: el nmero de pulsos de ultra-sonidos (L), el intervalo de tiempo que cada uno de ellos precisa para recorrer elespacio (T) que es inversamente proporcional a la FRP como ya se ha comen-tado, y la intensidad (I) de los ultrasonidos por pulso:

C = L T I

As, si tenemos una serie simultnea de 20 pulsos, de una intensidad 10 y eltiempo de cada lnea es de 200 microsegundos, cada imagen utilizar 40 milise-gundos, y por tanto se obtendrn 25 imgenes por segundo.

Si se reduce la FRP y se eleva la frecuencia de los impulsos, la cadencia sermenor.

Por tanto, y con la finalidad de mejorar la sensibilidad, debe reducirse la sec-cin y la profundidad de la imagen, con lo que se consigue disminuir la FRP eincrementar el nmero de pulsos de ultrasonidos.


FIGURA 13. (a) En larepresentacin cromtica deflujos, el mismo transductorutiliza la resolucin especular(90) para la representacin de laimagen del vaso, y un nguloinferior para la del flujo. (b) Elflujo cuyas frecuencias seaproximan al transductor,representado en color rojo.

Sonda

Amplitud dela seal en lostejidos slidos

Fase Frecuencia

(en los vasos)

(a)

(b)

10. POWER DOPPLER

En el Power Doppler tambindenominado angioDoppler, y enrelacin con la representacin crom-tica descrita, la imagen en color no serealiza a partir del cambio de frecuen-cia de la seal Doppler, sino en funcinde su potencia integrada.

El color es homogneo, no se modi-fica por la velocidad o direccin del flu-jo, y no interfiere con la imagen de lapared arterial. Con ello se consigue unaumento del rango dinmico y por tan-to una mayor sensibilidad en la detec-cin del flujo, pero no en su direccin.(fig. 14).

Respecto a la representacin cro-mtica, no existe el fenmeno de aliasing y la dependencia con respecto al ngu-lo del transductor es mucho menor.

11. LASSER DOPPLER

La energa que utiliza la sonda de exploracin en el Lasser Doppler no es el soni-do sino un haz de energa ptica generado por una fuente lser de helio-nen diri-gida mediante una fibra ptica que acta a modo de transductor.

Su denominacin se debe a que se basa en el mismo principio de reflexin delas frecuencias de energa que el mtodo Doppler.

El haz de luz incide sobre las estructuras vasculares subcutneas, y la onda refle-jada sobre los hemates es registrada por el transductor.

Sus valores se expresan en unidades arbitrarias (UA).La morfologa de las curvas velocimtricas es semejante a la que se obtiene

mediante el mtodo basado en ultrasonidos, pero dada la frecuencia de la seallser, el mtodo slo es apto para el estudio de la circulacin de las arteriolas sub-cutneas, aplicndose al estudio de los sndromes funcionales de las extremidades.

El volumen puede ser medido en funcin de las caractersticas de los tejidos.Los parmetros a valorar en la extremidad inferior son el flujo en reposo (FR),

el flujo en bipedestacin (FS) y la respuesta venoarteriolar (VAR):

VAR = FR - FS / FR 100

La VAR corresponde al incremento en la resistencia precapilar en el pie al pasarde la posicin de decbito a bipedestacin. En circunstancias normales se pro-duce una disminucin en la frecuencia de flujo (fig. 15 a y b).


FIGURA 14. Imagenlongitudinal de la arteria femoralsuperficial obtenida mediantePower Doppler.

12. DOPPLER IMAGINE

Fue el primer intento de conseguir una imagen de la estructura vascular a par-tir de la seal Doppler. El aparato incorporaba un transductor de emisin conti-nua en el extremo de un brazo mvil y desplazable de manera tridimensional, quetransmita su movimiento a un potencimetro. El barrido mediante desplaza-mientos cortos y zigzagueantes en la misma direccin sobre el vaso se registra-ban sobre la pantalla de la misma forma en que se obtiene la imagen de una mone-da sobre un papel por desplazamiento de un lpiz. Simultneamente, podraregistrarse el anlisis espectral de la curva (fig. 16 a y b).

Por su baja especificidad y sensibilidad, pero fundamentalmente por las apor-taciones del Dplex, el mtodo no ha pasado de ser un referente del progresotcnico en conseguir imagen vascular a partir de las frecuencias Doppler.


FIGURA 15. Trazados de LasserDoppler en la extremidadinferior. Obsrvense lasvariaciones de las curvas de flujoal pasar de una situacin de reposo (FR) a bipedestacin (FS).(De Allegra C. AngioMaresme;2001.)

FIGURA 16. (a) Esquema de latecnologa del Doppler Imagine.(b) Imagen obtenida por elbarrido de la sonda Doppler deemisin continua sobre labifurcacin carotdea, y registrode sus frecuencias mximassistlicas y diastlicas.

(a)

(b)

Brazo

Dopplerpulsado

Transductor

Salida audio

Salida de alcance

Unidad de control

Posicionador Discriminador de frecuencia

Osciloscopio de almacenaje

X X

Y

Y Z

13. ELEMENTOS BSICOS DE LOS APARATOS DE ESTUDIO MEDIANTEULTRASONIDOS

Todo sistema de estudio basado en US presenta cuatro elementos bsicos:

transmisor transductor receptor procesador

El transmisor genera y controla la cantidad de pulsaciones emitidas mediantela frecuencia de repeticin de pulso (FRP), aspecto que es fundamental en la deter-minacin de la profundidad de campo en las modalidades de Doppler pulsado yDplex. En este ltimo, a modo de ejemplo, se utilizan FRP de 1 a 10 kHz, quecomportan intervalos entre 0,1 y 1 milisegundo entre dos emisiones. Una FRPde 5 kHz indica que un US recorre una distancia de 15,5 cm en sentido directo einverso previamente a la emisin de un segunda emisin o impulso.

El transductor transforma la energa elctrica en energa mecnica en el proce-so de emisin del US, y a la inversa en el de recepcin.

Esta transformacin se realiza en virtud del denominado efecto piezoelctrico,descrito por P. Curie en 1880. Los materiales piezoelctricos tienen la propiedadde modificar su estructura cuando son estimulados por un campo elctrico, y degenerar potenciales elctricos cuando sta es modificada por una energa fsica.Mediante corrientes alternas de alta frecuencia, la estructura molecular del cris-tal de cuarzo es estimulada, emitiendo ondas acsticas en una frecuencia de milimpulsos por segundo. En los intervalos entre la emisin de un pulso de onda yel siguiente, el cristal recibe los ecos de retorno, que convierte en potencial elc-trico.

Habitualmente, la duracin de cada pulso de US es de 1 m/s, con lo cual se esta-blece una proporcionalidad de 1/103 entre la emisin y la recepcin de los ultra-sonidos, en virtud de la cual los pulsos que inciden a una mayor distancia del trans-ductor disponen de un tiempo de retorno suficiente.

El pulso de retorno energa mecnica es transformado en impulso elc-trico energa elctrica que se traslada mediante un sistema de amplificacina una pantalla de rayos catdicos.

Los materiales piezoelctricos inicialmente utilizados fueron cristales de cuar-zo, y en la actualidad cristales sintticos, como el titanato de bario.

Los cambios de polaridad en el voltaje de la energa elctrica aplicada com-portan modificaciones morfolgicas en el cristal en forma de contraccin, dila-tacin o deformacin.

Las presiones de signo positivo producen un efecto de polarizacin elctricaque discurre de un extremo a otro del cristal en la fase de emisin, y la presinnegativa producida por la refraccin por la onda acstica se traduce en una pola-rizacin de signo opuesto en la de recepcin.

Estos

diagnostico hemodinamico en angiologia y cirugia vascular tomo 1

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