Guía didáctica

Principios básicos de ecografía
Miguel Ángel Granados Ruiz: Médico. Insituto Pediátrico del Corazón. Hospital 12 de Octubre.
Madrid
OBJETIVOS
Introducir al alumno en los conocimientos básicos de ultrasonografía para interpretar
correctamente las imágenes ecográficas, así como la información que se puede obtener con las
técnicas Doppler.
Dar al alumno herramientas para enfrentarse a un equipo de ecocardiografía y realizar un estudio
básico, obteniendo información de calidad del mismo.
INTRODUCCIÓN
La ecografía es una técnica de diagnóstico por imagen basada en la utilización de ultrasonidos.
Debido a su accesibilidad, a su carácter no invasivo y a la gran información que proporciona, es una
herramienta fundamental en el estudio de los tejidos blandos. El conocimiento de los principios
básicos en los que se fundamenta permite una correcta utilización e interpretación y explica el
hecho diferencial que tiene lugar en la edad pediátrica en el estudio ecográfico de las estructuras
que componen el mediastino.
El sonido se define en física como una onda mecánica y longitudinal. Se trata de una onda mecánica
porque se trata de un movimiento vibratorio, que se propaga por el medio aprovechando las
propiedades elásticas del mismo, y es longitudinal porque la dirección de vibración es paralela a la
de propagación. Se puede definir, por tanto, como una energía transmitida a lo largo de un medio
elástico por la oscilación de sus partículas a una determinada frecuencia.
El oído humano tiene capacidad para detectar sonidos con una frecuencia máxima de 20 000
ciclos/segundos (20 KHz). Los sonidos con una frecuencia superior se denominan ultrasonidos y no
son detectados por el hombre, aunque sí por otros animales (delfín y murciélago: hasta 200 KHz).
La frecuencia utilizada para la obtención de imágenes ecográficas está en el rango de 1 a 10 millones
de ciclos/segundo (1-15 MHz).
CARACTERÍSTICAS FÍSICAS DEL ULTRASONIDO
Frecuencia
La frecuencia de una onda de ultrasonido es en el número de ciclos o cambios de presión que
ocurren en un segundo. El hercio o hertz (símbolo Hz) es la unidad de frecuencia del sistema
internacional de unidades y equivale a 1 ciclo/segundo. La frecuencia está determinada por la fuente
emisora del sonido y por el medio a través del cual está viajando.
Velocidad de propagación
Es la velocidad a la que puede viajar el sonido a través de un medio. El promedio de velocidad de
propagación en tejidos blandos es de 1540 m/s (330 m/s a través del aire). La propagación del sonido
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supone un transporte de energía en forma de ondas mecánicas sin transporte de materia por lo que
la velocidad de propagación está determinada por las características del medio, especialmente la
densidad y la compresibilidad. La velocidad es inversamente proporcional a la compresibilidad: las
moléculas en los tejidos más compresibles están muy separadas por lo que transmiten el sonido
más lentamente. En general, el sonido viaja a mayor velocidad en los sólidos que en los líquidos y
en los líquidos mayor que en los gases. En el aire la velocidad de propagación es tan lenta que las
estructuras que lo contienen no pueden ser evaluadas por ultrasonido.
Amplitud
La amplitud es la altura máxima que alcanza una onda. Hace referencia a la intensidad del sonido y
se mide en decibelios (dB).
Longitud de onda
Se define como la distancia entre el inicio y el fin de un ciclo. La unidad de medida es el milímetro
(mm). La longitud de onda se obtiene dividiendo la velocidad entre la frecuencia.
INTERACCIONES DEL ULTRASONIDO CON LOS TEJIDOS
Reflexión
Se denomina interfase al límite o zona de contacto entre dos medios que transmiten el sonido a
distinta velocidad. Cuando el haz de ultrasonidos llega a una interfase experimenta un fenómeno
de reflexión: una parte del haz vuelve a la fuente emisora (“eco”) y el resto continúa propagándose
hasta la siguiente interfase. La producción y detección de ecos constituye la base del diagnóstico
ecográfico.
Interacciones del ultrasonido con los tejidos. En la atenuación participa el resto de interacciones.
La impedancia acústica es la resistencia que oponen los tejidos al paso del ultrasonido y es igual al
producto de la densidad del medio por la velocidad de propagación del sonido en dicho medio. Si
dos materiales tienen la misma impedancia acústica, su límite no produce eco. Si la diferencia es
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pequeña, se producirá un eco débil y la mayor parte del haz seguirá viajando a través del segundo
medio. Si la diferencia es grande, se producirá un eco intenso. Si la diferencia es muy grande, todo
el haz de ultrasonido será reflejado y el eco será máximo. Típicamente, en los tejidos blandos la
amplitud del eco que se produce en su interfase es baja. Sin embargo, las áreas que contienen hueso
o aire no permiten que el ultrasonido pase más allá de la interfase y producen unos ecos muy
intensos. El operador debe evitar este tipo de zonas y utilizar ventanas ultrasónicas específicas que
le permitan explorar estructuras más profundas. Por el mismo motivo, los transductores deben ser
acoplados directamente sobre la superficie de la piel o empleando gel, evitando así el contacto con
el aire.
Tejido
Grasa
Músculo
Hígado
Cerebro
Hueso cortical
Agua
Aire
Valores de densidad y velocidad de propagación del sonido
Velocidad (m/s)
Densidad (g/cm2)
1470
0,97
1568
1,04
1540
1,05
1530
1,02
3600
1,73
1492
0,99
332
0,01
Intensidad de reflexión
Interfase
Tejido blando/tejido blando
Tejido blando/hueso
Tejido blando/gas
Reflexión
1%
46-70%
99%
La intensidad de la reflexión se expresa en escala de grises, de manera que los ecos más intensos se
representan en tono blanco (hiperecoico), los más débiles en diversos tonos de gris (hipoecoico) y
cuando no hay reflexión, en negro (anecoico).
Las estructuras del cuerpo están formadas por diferentes tejidos, lo que da lugar a múltiples
interfases. El elemento que mejor transmite los ultrasonidos es el agua, por lo que esta produce una
imagen ultrasonográfica anecoica (negra). En general, los tejidos muy celulares son hipoecoicos,
dado su alto contenido en agua, mientras que los tejidos fibrosos son hiperecoicos debido al mayor
número de interfases presentes en ellos.
Refracción
La intensidad con la que un haz de ultrasonido se refleja depende también del ángulo de incidencia.
La reflexión es máxima cuando la onda incide de forma perpendicular a la interfase entre dos tejidos.
Si el haz incide de forma oblicua, la interacción es más compleja. El eco se refleja en parte con un
ángulo igual al ángulo de incidencia. El haz que se transmite se desvía de la línea recta en una
proporción que depende de la diferencia de impedancias de los tejidos que componen la interfase
y del ángulo de incidencia del haz sobre dicha interfase. Este proceso se conoce como refracción y
es directamente proporcional a la diferencia de incidencias (a mayor diferencia de impedancias,
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mayor refracción) e inversamente proporcional a ángulo de incidencia (a mayor ángulo de
incidencia, esto es, cuanto más se aproxime a 90°, menor refracción).
A diferencia de la reflexión, que es la base para la toda la instrumentación diagnóstica, la refracción
añade complejidad a la interpretación de los ecos ya que el objeto analizado no se encuentra en la
dirección original del haz de ultrasonidos.
Atenuación
La intensidad del haz de ultrasonidos va disminuyendo progresivamente a medida que incide en
estructuras más profundas como consecuencia de un fenómeno conocido como atenuación. En la
atenuación intervienen varios procesos como reflexión, refracción, dispersión y absorción. La
dispersión es la reflexión de los ecos en múltiples direcciones cuando las ondas chocan con una
superficie pequeña e irregular. Finalmente, el ultrasonido también pierde intensidad porque parte
de la energía es absorbida por los tejidos y transformada en calor.
La cantidad de atenuación varía con la frecuencia del ultrasonido. Un haz de alta frecuencia se
atenúa más que uno con baja frecuencia. Ello quiere decir que para estudiar estructuras localizadas
profundamente es necesario emplear transductores de baja frecuencia. Las frecuencias bajas, por
el contrario, penetran poco pero permiten obtener imágenes con una resolución mayor. El resultado
es que los ecos que se originan en los tejidos más profundos tienen menor amplitud que los que se
originan en zonas superficiales. Los equipos de ecografía disponen de herramientas que amplifican
los ecos provenientes de zonas más profundas (time gain compensation [TGC]). La atenuación
también se puede contrarrestar utilizando los armónicos (múltiplos de la frecuencia del sonido
reflejado) en lugar de la frecuencia original. De esta manera, mediante el segundo armónico se
puede mejorar la calidad de las imágenes obtenidas de las estructuras más alejadas al discriminar
mejor entre el ruido y las señales reflejadas.
Los líquidos son considerados como no atenuadores; el hueso es un importante atenuador,
fundamentalmente mediante absorción y dispersión de la energía, mientras que el aire absorbe de
forma potente y dispersa la energía en todas las direcciones.
INSTRUMENTACIÓN
Los ultrasonidos se generan en un dispositivo llamado transductor, el cual contiene uno o más
cristales con propiedades piezoeléctricas. Estos cristales, al ser sometidos a una corriente eléctrica
alterna, vibran y emiten ultrasonidos de una frecuencia característica. Las ondas reflejadas en los
tejidos vuelven al transductor donde interaccionan con los cristales produciendo una señal eléctrica
que será analizada y transformada por el equipo. Esta capacidad de los cristales de transformar la
energía eléctrica en mecánica y viceversa es lo que conocemos como efecto piezoeléctrico. Los
ultrasonidos no reflejados continuarán avanzando a través de los tejidos para seguir enviando
información de estructuras más profundas.
Existen varios tipos de transductores que difieren tan solo en la manera en que están dispuestos sus
componentes. Los transductores lineales presentan cristales en línea que emiten haces paralelos de
ultrasonido por lo que se obtiene una imagen rectangular. Necesitan una amplia superficie de
contacto y ofrecen una imagen amplia del campo cercano por lo que son ideales para pequeñas
estructuras. Una variante de transductor lineal es el convexo, que se adapta mejor a la superficie
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corporal y permite un amplio campo a distancia. Los transductores sectoriales tienen una ventana
pequeña y emiten haces divergentes de ultrasonido con los que se obtiene una imagen en abanico,
muy estrecha en las proximidades del transductor y que se va haciendo más ancha a medida que
aumenta la profundidad. La ventaja de este tipo de transductores es que con una superficie de
contacto pequeña se consigue un ángulo de escaneo ancho. Son de gran utilidad en ecocardiografía
transtorácica, ya que se puede dirigir el ultrasonido hacia el corazón a través de los espacios
intercostales. En cardiología, se emplean transductores sectoriales con frecuencias comprendidas
entre 1 y 3,5 MHz para adultos y entre 4 y 12 MHz en niños.
El transductor habitualmente no emite ultrasonidos de forma continua, sino que genera grupos o
ciclos de ultrasonidos amanera de pulsos. Alterna de forma continuada, por tanto, dos fases:
emisión de ultrasonidos y recepción de ecos. La frecuencia con la que el generador produce pulsos
eléctricos en un segundo se llama frecuencia de repetición de pulsos y es mejor conocida por sus
siglas en inglés (PRF, pulse repetition frequency). La frecuencia de repetición de pulso determina el
intervalo de tiempo entre la emisión y recepción de los ultrasonidos. Este intervalo de tiempo debe
ser el adecuado para que un pulso de ultrasonido alcance un punto a una determinada profundidad
y vuelva en forma de eco al transductor antes de que se emita el siguiente pulso. La frecuencia de
repetición de pulso suele variar entre 1000 y 10 000 KHz y está determinada por la profundidad a la
que se encuentra la estructura en estudio.
Frecuencia de repetición de pulso.
Una vez recibidos los ecos en el transductor, los impulsos eléctricos generados (reversibilidad del
efecto piezoeléctrico) acaban en un convertidor analógico-digital que adapta cada línea de barrido
para obtener las imágenes que se visualizan en el monitor en tiempo real.
CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN ECOGRÁFICA
La calidad es el aspecto más importante de una imagen ecográfica dado que determina su utilidad
diagnóstica. Los parámetros que definen la calidad de una imagen están relacionados con la
resolución. Se entiende por resolución la habilidad para distinguir. Los componentes de la resolución
en imagen ecográfica son: resolución espacial, resolución temporal y resolución de contraste.
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Resolución espacial
La resolución espacial es la habilidad para distinguir entre dos objetos localizados en distinta
posición. Se trata, en definitiva, de la capacidad para definir detalles. Tiene, a su vez, dos component
es: axial y lateral.
Resolución axial: capacidad para distinguir dos reflectores (identificarlos como distintos) que se localizan uno al lado del
otro a lo largo de la longitud del haz. Resolución lateral: capacidad para distinguir dos reflectores (identificarlos como
distintos) que se localizan uno al lado del otro en un eje perpendicular a la dirección del haz.
La resolución axial es la capacidad para distinguir dos ecos que se originan en dos puntos que están
colocados lado a lado, alineados secuencialmente a lo largo de la longitud del haz. Está
inversamente relacionada con la longitud de onda (si la distancia entre dos puntos es menor que la
longitud de onda, el equipo no tiene capacidad para distinguirlos), de manera que el único control
que tiene el explorador sobre la resolución axial es la selección de frecuencia. Por tanto, a mayor
frecuencia, mejor resolución axial. Teniendo en cuenta que el ultrasonido utilizado en diagnóstico
(entre 1 y 10 MHz) tiene longitudes de onda entre 0,15 y 1,5 mm (0,15 mm para 10 MHz y 1,5 mm
para 1 MHz), el rango de resolución axial de los equipos actuales se mueve ese margen.
La resolución lateral es la capacidad para distinguir entre dos ecos que se originan en dos puntos
que están colocados uno al lado del otro, en dirección perpendicular al haz de ultrasonido. En
ecografía, la resolución axial es mejor que la lateral y además presenta menos variaciones. Esto
significa que la resolución lateral es el aspecto más limitante de la resolución espacial.
Los factores que afectan la resolución lateral son: anchura del haz de ultrasonido, la frecuencia,
densidad de escaneo. El factor determinante de la resolución lateral es la anchura del haz, siendo
mayor la resolución a menor anchura de este. Además, la resolución lateral es altamente
dependiente de la profundidad, dado que la anchura del haz puede aumentar significativamente a
lo largo del recorrido por efecto de la dispersión. El explorador tiene poco control sobre este
parámetro ya que la anchura del haz en buena parte es función del diseño del transductor. Existe,
sin embargo, un recurso técnico denominado foco que disminuye la anchura del haz a la
profundidad a la que se encuentra el objeto que se quiere visualizar.
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Resolución lateral: capacidad para distinguir dos reflectores (identificarlos como distintos) que se localizan uno al lado
del otro en un eje perpendicular a la dirección del haz. Haz estrecho: los reflectores que están más separados entre sí
que la anchura del haz son resueltos espacialmente. Haz ancho: los reflectores que están más próximos entres sí que la
anchura del haz no son resueltos espacialmente.
La frecuencia también influye en la forma del haz: a mayores frecuencias el haz se hace más
estrecho. Por tanto, la resolución lateral aumenta con frecuencias más altas. Por último, el número
de líneas de escaneo que componen la imagen contribuye a la resolución lateral: a mayor número
de líneas de escaneo, mejor resolución lateral.
Resolución temporal
La resolución temporal es la capacidad para separar eventos en el tiempo o, lo que es lo mismo,
para detectar que un objeto se mueve. La frecuencia a la que se producen las imágenes afecta la
visualización de las estructuras en movimiento. El límite de la resolución temporal del ojo humano
es aproximadamente 40 ms, lo que significa que eventos separados en el tiempo por más de 40 ms
se identifican visualmente como ocurridos en diferentes momentos, mientras que sucesos que
ocurren en un intervalo de tiempo menor de 40 ms se interpretan como simultáneos. Este nivel de
resolución temporal determina que el número de imágenes por segundo (conocido como frame
rate) necesario para diferenciar en tiempo real estructuras en movimiento debe ser igual o superior
a 25 imágenes por segundo (una imagen cada 40 ms = 25 imágenes en 1000 ms). Si la frame rate
está por debajo de 20, aparece un fenómeno llamado parpadeo como resultado de la capacidad del
ojo humano de ver las imágenes separadas en el tiempo.
Para generar una imagen, el ultrasonido debe viajar hasta la profundidad seleccionada en los dos
sentidos a lo largo de las líneas de escaneo. La distancia total que tiene recorrer aumenta con la
profundidad y con el número de líneas de escaneo. Además, el tiempo disponible para generar cada
imagen está limitado por la frame rate seleccionada (a mayor frame rate, menor tiempo dedicado
a cada imagen). Es evidente, por tanto, que la velocidad de propagación del ultrasonido en los
tejidos (1540 m/s) constituye una limitación para la libre elección de parámetros que influyen en la
calidad de las imágenes.
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Resolución de contraste
La resolución de contraste es la capacidad para distinguir entre tamaños de señal. Se trata de detectar
pequeñas diferencias de intensidad en una imagen. La resolución de contraste puede mejorarse en el
proceso de formación de imágenes modificando la compresión o rango dinámico. El rango de amplitud
de los pulsos de ultrasonidos se expresa de forma logarítmica en un rango de decibelios que se
denomina rango dinámico. La compresión elimina niveles de grises, tanto de alta amplitud de señal
(blancos y grises claros) como de baja intensidad (negros y grises oscuros). El número de decibelios
del rango dinámico se reduce por compresión. Una alta compresión con un rango dinámico estrecho
(por ejemplo, 30 dB) crea una imagen de alto contraste. Por el contrario, una compresión baja con
amplio rango dinámico (por ejemplo, 60 dB) muestra una imagen de bajo contraste y con muchos
tonos de gris. La resolución de contraste también se puede mejorar mediante la adición de color ya
que el ojo humano puede distinguir entre más tonos de color que tonos de gris.
Optimización de las características de la imagen
Resolución espacial/profundidad
Las frecuencias altas se asocian con mejor resolución espacial (tanto lateral como axial), pero estas
frecuencias también sufren mayor atenuación. El estudio de pequeñas partes a profundidades de
hasta 4 cm puede realizarse usando frecuencias de 5 MHz en adelante. Sin embargo, para alcanzar
mayor profundidad es necesario emplear frecuencias más bajas, a costa de comprometer la
resolución espacial. El dilema de balancear la resolución espacial con la profundidad puede ser
parcialmente abordado mediante el uso de transductores multifrecuencia, que combinan las
ventajas de la alta resolución espacial de las altas frecuencias con las de la penetración en
profundidad que permiten las bajas frecuencias.
Frame rate/densidad de líneas de escaneo/profundidad
La resolución lateral mejora con un mayor número de líneas de escaneo. Además, es preciso
seleccionar una frame rate alta para visualizar estructuras en movimiento como sucede en cardiología.
Sin embargo, el número de líneas de escaneo generadas por segundo está limitado por el tiempo
requerido en producir cada una de ellas a una determinada profundidad. Si se precisa una frame rate
alta, debe reducirse el número de líneas o la profundidad. Para una determinada profundidad, una
frame rate alta solo puede mantener reduciéndose el número de líneas de escaneo.
Resumen de conflictos y soluciones
Para una resolución lateral alta:




La frecuencia debe ser alta.
El número líneas de escaneo debe ser alto.
La profundidad estará limitada.
La frame rate puede estar limitada.
Para estructuras profundas:

La frecuencia debe ser baja.
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

La resolución espacial se reduce.
La frame rate puede estar limitada.
Para estructuras con movimiento rápido (frame rate alta):



El número de líneas de escaneo puede estar limitado.
La resolución lateral puede verse reducida.
La profundidad puede estar limitada.
Ecogenicidad




Se denomina ecogenicidad a la capacidad de las estructuras para producir ecos. En función
de la ecogenicidad, las imágenes ecográficas pueden clasificarse en: anecoicas, hipoecoicas
e hiperecoicas.
Anecoicas: el haz de ultrasonido atraviesa un medio sin interfases. Se visualizan como
imágenes negras (no hay ecos).
Hipoecoicas o hipoecogénicas: el ultrasonido atraviesa interfases con poca diferencia de
impedancia. Se visualizan como imágenes grisáceas (ecos de poca intensidad).
Hiperecoicas o hiperecogénicas: el haz atraviesa estructuras con una gran diferencia de
impedancia. Se visualizan como imágenes blancas (ecos de gran intensidad).
ARTEFACTOS EN ECOGRAFÍA
Como en otras áreas de la imagen, los sistemas de ultrasonido pueden generar información equívoca
que puede conducir a falsas interpretaciones. Los artefactos son errores en las imágenes causados por
procesos físicos que afectan al haz de ultrasonido. Aunque algunos de estos artefactos en realidad
pueden proporcionar información útil o permitir nuevas interpretaciones, la mayoría son peligros
potenciales que pueden confundir el examinador si no se tienen en cuenta. Los principales artefactos
son: reverberación, imagen en espejo, sombra acústica, refuerzo posterior, anisotropía.
El artefacto de reverberación aparece como múltiples líneas hiperecogénicas paralelas que van
disminuyendo de intensidad. Se produce cuando ecos de gran amplitud son reflejados de nuevo a nivel
del transductor y vuelven a entrar en el paciente. Típicamente se produce en interfases tejido blando-aire.
Artefacto de reverberación. Ecografía torácica de una paciente de 16 meses. Corte longitudinal. Los cartílagos costales
aparecen hipoecogénicos. El artefacto de reverberación (flecha) está producido por la interfase pleura-aire.
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El artefacto especular se produce cuando el haz de ultrasonido atraviesa una superficie altamente
reflectante (diafragma, pericardio) e incide con una determinada angulación. La superficie actúa
como espejo y refleja el ultrasonido hacia un segundo reflector (la imagen real). El camino de vuelta
de estos ecos es mayor que camino de los ecos que inciden sobre la imagen real. El sistema cree
que el segundo reflector está más allá de la primera superficie y es en ese lugar donde aparece en
la imagen.
Imagen en espejo. La vena cava inferior se representa en la pantalla a ambos lados del diafragma (flecha).
La sombra acústica se produce cuando el ultrasonido se encuentra con una superficie altamente
reflectante que “rebota” todos los ecos. Esa superficie (hueso, calcio, metal) es hiperecoica pero
detrás de la misma se produce una sombra anecoica.
Sombra acústica. Imagen de un cálculo en la vejiga. Una porción importante del haz es absorbida y produce una sombra
negra homogénea.
El refuerzo posterior (se produce cuando el haz de ultrasonido atraviesa estructuras con poca
atenuación (sangre, líquidos) en comparación con los tejidos vecinos y que, por tanto, permiten su
paso sin dificultad. Detrás de estas estructuras se produce un falso aumento de ecogenicidad con
relación a las zonas vecinas a igual profundidad como resultado de la ausencia de atenuación.
Típicamente se produce detrás de la vesícula biliar y de las estructuras quísticas.
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Refuerzo posterior. Imagen de la vesícula biliar en un eje transversal y en un eje longitudinal. Falso aumento de
ecogenicidad en relación con zonas vecinas.
La anisotropía describe la dependencia angular de las fibras musculares con el haz de ultrasonidos.
La orientación de las fibras con respecto al haz determina la cantidad de energía acústica que va a
ser devuelta al transductor. De esta manera, cuando las fibras están paralelas al haz regresa menos
energía que cuando se disponen perpendicularmente.
MODALIDADES DE ECOGRAFÍA
La información recogida por los equipos de ecografía puede representarse en cuatro modos
distintos: modo A (amplitud), modo B (brillo), modo M (movimiento) y visualización en tiempo real.
Modo A (modulación de amplitud)
El modo A es el primero que se desarrolló y en la actualidad tiene escasas aplicaciones clínicas. La
señal del ultrasonido reflejado en el objeto se muestra como una espícula vertical (amplitud
proporcional al voltaje), la cual contiene información relativa a su ubicación y profundidad.
Modo A. Modulación de amplitud. Espículas verticales.
Modo B (modulación del brillo)
En el modo B simple, las espículas son reemplazadas por puntos que brillan con una intensidad
proporcional a la del eco. El modo B compuesto (modo 2D o bidimensional) incorpora el
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almacenamiento de los puntos B mientras se mueve el transductor, lo que da lugar a una imagen
constituida por muchas líneas individuales en modo B simple (imagen bidimensional estática).
Modo B compuesto. Modulación de brillo. Puntos que brillan.
Modo M (time motion mode)
El modo M es una variante del modo B compuesto en la que se utiliza un solo haz de ultrasonido
para obtener imágenes unidimensionales en movimiento. A lo largo de la línea que representa el
haz se representan los ecos como puntos de brillo de distinta intensidad, a una distancia también
proporcional al tiempo que tardan en ser recibidos. Se presenta en un trazado continuo sobre dos
ejes: en el eje vertical se dispone la línea de puntos; y en el horizontal, el tiempo. Es de gran utilidad
en cardiología dado que es posible la sincronización con el ECG y modificar la velocidad de barrido.
Permite medir con precisión los diámetros de las cavidades y los grosores de las paredes en cada
momento del ciclo cardiaco e identificar movimientos anormales (válvulas, paredes ventriculares).
Modo M. Sección del corazón en la proyección paraesternal eje largo (arriba) e imagen ecocardiográfica de la proyección y
trazado en modo M (debajo). La línea seleccionada corta transversalmente el ventrículo izquierdo inmediatamente distal al
borde libre de los velos de la válvula mitral. Las líneas de brillo representan el movimiento en el tiempo de las distintas
estructuras que reflejan el haz de ultrasonido a su paso (endocardio del septo interventricular, endocardio y pericardio de la
pared posterior). En esta posición, es posible medir los diámetros diastólico y sistólico del ventrículo izquierdo y calcular así
las fracciones de acortamiento y de eyección, y los espesores del septo y de la pared posterior. CAE Healthcare© 2015.
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Visualización en tiempo real
En esencia es el modo B dinámico. Es el modo más utilizado en el momento actual. Proporciona una
imagen dinámica de alta calidad de las estructuras en estudio. La imagen se forma por la emisión de
un número elevado de líneas de barrido B por unidad de tiempo de manera que el ojo humano la
percibe como una imagen en movimiento. Permite estudiar estructuras en continuo movimiento
como las paredes del corazón, las válvulas cardiacas…
DOPPLER
Efecto Doppler
El físico austriaco Christian Johann Doppler enunció en 1843 el efecto que lleva su nombre y que
describe el cambio de frecuencia que se produce en un sonido cuando existe movimiento relativo
entre la fuente emisora y el receptor. Esta diferencia de frecuencia se denomina frecuencia
Doppler.
Los ejemplos de este fenómeno se reproducen numerosas veces en la vida diaria, siendo el más
típico el cambio de tonalidad en la sirena de una ambulancia, que escuchamos con tono agudo
cuando se acerca al punto del observador y con tono grave cuando se aleja del mismo. Si la fuente
productora del mismo está en reposo, la frecuencia con la que se emitió el sonido (fo) será igual a
la frecuencia de recepción (fr). Si la fuente productora se aleja del objeto receptor del sonido, este
será escuchado con una frecuencia de recepción menor que la realmente emitida (fr < fo). Por
último, si la fuente productora de sonido se acerca al objeto receptor, habrá una compresión de las
ondas que hará que el sonido se escuche a una frecuencia mayor a la realmente emitida por el
objeto (fr > fo).
El efecto Doppler se aplica a todos los tipos de ondas (luz, ondas de radar…). En medicina, se
utiliza fundamentalmente para estudiar el movimiento de la sangre. En este caso, el transductor
emite ultrasonidos hacia el torrente sanguíneo y actúa como fuente estática. Los hematíes son
los elementos formes más numerosos de la sangre y actúan como receptores del ultrasonido
(reflectores). El cambio de frecuencia detectado por el transductor depende de la velocidad y
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dirección del flujo, del ángulo entre el haz de ultrasonido y la dirección del flujo y de la velocidad
de transmisión del sonido en los tejidos. La ecuación Doppler describe matemáticamente esta
relación:
fD =
2v f cos ϕ
c
fD: diferencia de frecuencia observada o frecuencia Doppler; f: frecuencia emitida; v: velocidad de la sangre; c: velocidad
del sonido en tejidos humanos a 37 °C (1560 m/s); φ: ángulo entre el haz de ultrasonido y la dirección del flujo
sanguíneo.
La diferencia de frecuencia o frecuencia Doppler generalmente está en el rango de los KHz (KHz =
1000 ciclos/s) y, por tanto, produce una señal audible. Esta señal Doppler consiste en un espectro
de frecuencias (para cada hematíe la ecuación Doppler calcula una diferencia de frecuencia y no
todos los hematíes se mueven a la misma velocidad) que pueden ser electrónicamente procesadas
y representadas gráficamente. Para representar la señal Doppler, desglosándola en sus
componentes individuales, es necesario realizar lo que se conoce como análisis espectral. La
representación gráfica del análisis espectral es bastante compleja y requiere la utilización de un
algoritmo matemático llamado transformación rápida de Fourier (fast Fourier transform [FFT]) con
el cual se consigue descomponer la señal en las frecuencias simples que la componen. De esta
manera, se obtiene una gráfica o curva en la que la frecuencia Doppler o velocidad se muestra en el
eje vertical y el tiempo en el horizontal, mientras que la amplitud o potencia de cada componente
del análisis se presenta en escala de grises. Dado que la potencia de la señal es proporcional a la
densidad de células sanguíneas, un punto brillante en un gráfico de análisis espectral significa que
en ese instante se detectó un gran número de células con esa determinada frecuencia Doppler o
velocidad, mientras que una zona negra significa que no se detectaron elementos con esa velocidad.
Por convención, las señales de los flujos que se acercan al transductor aparecen representadas
sobre la línea de base del espectro y las que se alejan, por debajo.
Espectro Doppler obtenido en el tracto de salida de ventrículo izquierdo de un paciente normal. Curva en la que la
velocidad se muestra en el eje vertical y el tiempo en el horizontal. Los puntos brillantes significan que en ese momento
se detectó un gran número de hematíes con esa determinada velocidad. Las zonas negras dentro de la curva reflejan
que no se detectaron elementos con esa velocidad. El flujo se aleja del transductor, por lo que la señal aparece
representada por debajo de la línea de base del espectro.
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Cuando el flujo dentro del corazón o en un vaso sanguíneo es laminar, los hematíes se mueven con
velocidades muy similares. En esta situación, la diferencia de frecuencias Doppler es uniforme y
produce un sonido en la salida de audio del equipo de alta frecuencia, musical, y una banda de
frecuencias Doppler estrecha en la pantalla gráfica. Sin embargo, cuando el flujo es turbulento, los
hematíes se mueven en múltiples direcciones y distintas velocidades, de manera que el espectro
está compuesto por múltiples frecuencias Doppler y el sonido que se produce es áspero, duro.
La ecuación Doppler permite calcular la velocidad del flujo sanguíneo despejándola a partir de la
fórmula original. De esta manera:
fD =
2v f cos ϕ
c
v=
fD c
2 f cos ϕ
Para una velocidad determinada, la máxima diferencia de frecuencia (o, lo que es lo mismo, la
velocidad máxima) se obtiene cuando el ángulo de incidencia (φ) es 0° o 180°, dado que el coseno
de 0° es 1 y el de 180°, -1. Con ángulos < 20°, el coseno de φ es lo suficientemente cercano a 1 como
para poder asumirse el error (coseno 20° = 0,94; error: 6%).
Teniendo en cuenta que podemos calcular la velocidad del flujo determinando la frecuencia Doppler
(fD o diferencia de frecuencia), hablamos indistintamente de frecuencia Doppler y velocidad.
Tipos de Doppler e instrumentación
Existen básicamente tres tipos de Doppler para el estudio del flujo de la sangre: continuo, pulsado
y color.
Doppler continuo
Los transductores de Doppler continuo contienen dos cristales, uno para emitir continuamente con
una frecuencia constante y otro para recibir continuamente los ecos reflejados. La señal obtenida
con un sistema de emisión continua puede ser extremadamente compleja, debido a que en ella se
suman las frecuencias Doppler de todos los flujos que el haz de ultrasonido se encuentra a su paso.
Además, el Doppler continuo no ofrece información acerca de la profundidad a que se encuentra el
reflector. No es posible, por tanto, estudiar la velocidad de flujo selectivamente en una posición
determinada. La ventaja del Doppler continuo es que no tiene límites en la detección de velocidades
máximas.
Doppler pulsado
En los sistemas de Doppler pulsado un único cristal emite ultrasonidos y recibe la señal de forma
alternante. De esta manera, un pulso corto de ultrasonido es transmitido a una profundidad
seleccionada por el operador con una frecuencia denominada pulse repetition frequency (PRF). La
diferencia de frecuencia tiene que ser analizada en una ventana de tiempo entre pulso y pulso. Dado
que la velocidad de conducción del sonido en tejidos humanos es constante, el tiempo entre la
emisión de un pulso y el siguiente condiciona la profundidad a la que se puede producir el muestreo.
La ventana de análisis seleccionada recibe el nombre de volumen de muestra. Su anchura está
determinada por la anchura del haz de ultrasonido y su longitud por el intervalo de tiempo
seleccionado para detectar los ecos de retorno. El límite inferior de este intervalo de tiempo es la
duración del pulso de ultrasonido.
15
La principal ventaja del Doppler pulsado es la posibilidad de estudiar el flujo en una zona específica
cuya localización y profundidad puede variarse. Sin embargo, la principal desventaja es que existe
un límite máximo de frecuencia para cada profundidad.
Dado que un cristal no puede emitir y recibir a la vez, existe un límite en cuanto a la frecuencia con
que puede ser “pulsado”. La frecuencia de repetición de pulso máxima (PRFm) está limitada por la
profundidad máxima a la que queramos explorar (R) y por la velocidad del ultrasonido en el medio
(c), según la siguiente ecuación:
PRFm =
c
2P
El factor 2 tiene en cuenta el recorrido del haz, desde la sonda al reflector y desde el reflector a la
sonda. A mayor profundidad, por tanto, menor PRF.
Los sistemas de ultrasonido emplean como mínimo dos pulsos de la señal para determinar sin
ambigüedad la frecuencia de un reflector. Es decir, se requiere un mínimo de dos muestras para
determinar que la amplitud ha oscilado por encima o por debajo de 0 en el intervalo de tiempo de
un periodo. Este límite en la detección de la velocidad se conoce como límite Nyquist para el Doppler
pulsado y determina que la frecuencia máxima, fD max, que puede detectarse corresponda a la mitad
de la frecuencia de repetición de pulso o, lo que es lo mismo, que la frecuencia de repetición de
pulso deba ajustarse para que sea al menos el doble de la frecuencia máxima que queramos
detectar.
Límite Nyquist = fDmáx =
PRF
2
Por tanto, para estudiar reflectores que se mueven a una velocidad elevada es preciso trabajar con
frecuencias de repetición de pulso altas (aumentar el PRF) o extender el límite Nyquist.
Por tanto, para estudiar reflectores que se mueven a una velocidad elevada y que producen un gran
cambio de frecuencia, es preciso trabajar con frecuencias de repetición de pulso altas.
La frecuencia de emisión del transductor también determina la capacidad para detectar la velocidad
máxima del reflector. La siguiente formula relaciona la profundidad (R) con la frecuencia del
transductor (f), el ángulo de incidencia (φ) y la velocidad máxima del reflector (Vmáx):
Vmáx =
c2
8fP cos ϕ
Se puede deducir que con transductores de baja frecuencia es posible detectar velocidades más
altas y que a medida que aumenta la profundidad, la velocidad máxima que puede medirse
disminuye.
La siguiente tabla relaciona la velocidad máxima detectable en función de la profundidad y
frecuencia del transductor para un ángulo incidencia de 0°.
16
Profundidad (cm)
1
5
10
15
20
Límite máximo de velocidad
2 MHz
5 MHz
1480
590
295
120
150
60
100
40
75
30
10 MHz
295
60
30
20
15
Se pueden emplear dos métodos para extender el límite Nyquist (esto es, para aumentar la
velocidad máxima que puede ser detectada): el desplazamiento del cero y la frecuencia de
repetición de pulsos elevada (high pulse repetition frequency [HPRF]).
Con el desplazamiento del cero en un sentido u otro de la línea de base, el sistema puede mostrar
cambios en la frecuencia desde cero hasta la frecuencia de repetición del pulso (en lugar de PRF/2).
Si se emplea una frecuencia de repetición de pulsos mayor, el sistema está enviando cada pulso
antes de que el pulso precedente haya retornado desde la profundidad seleccionada. Para ello el
sistema utiliza múltiples volúmenes de muestra situados en fracciones armónicas del volumen
principal de muestra (algunos equipos lo hacen automáticamente y cambian al modo HPRF cuando
la velocidad detectada está en torno a los 150-200 cm/s). Sin embargo, dado que se puede detectar
flujo en cada volumen de muestra, las exploraciones realizadas con HPRF pueden mostrar múltiples
frecuencias en el espectro de señales y generar confusión.
Cuando las frecuencias detectadas exceden el límite Nyquist, el equipo corta la señal y la representa
de forma ambigua en la dirección opuesta. Este fenómeno se conoce como aliasing. Se trata de un
fenómeno complejo como resultado de que las frecuencias elevadas son inadecuadamente
muestreadas por el sistema de ultrasonidos. Como consecuencia, estas señales están siendo
detectadas como señales de baja frecuencia y por lo tanto mostradas así en el análisis espectral. El
problema del aliasing puede corregirse incrementando la frecuencia de repetición de pulso.
Ilustración del proceso del muestreo y su relación con el aliasing. Las líneas verticales indican el intervalo de muestreo.
1) Sobremuestreo: más de dos líneas por periodo. 2) Muestreo crítico: solo dos líneas por periodo. 3) Inframuestreo:
menos de dos líneas por período; la línea de puntos muestra el componente falso (alias) que se genera.
17
Espectro Doppler obtenido en el tracto de salida de ventrículo izquierdo de un paciente con anemia. La velocidad del
flujo es superior a 160 cm/s. La curva aparece amputada y se representa de forma ambigua en la dirección opuesta
(aliasing). El muestreo se está haciendo con una frecuencia menor que el doble de la frecuencia máxima en la señal que
se está adquiriendo (frecuencia de Nyquist).
Un ejemplo de aliasing ocurre en las películas de cine, cuando, por ejemplo, las ruedas de una
carreta en una película del Oeste parecen moverse hacia atrás. Se trata de un aliasing óptico,
causado por el hecho que el ritmo de las imágenes de la cámara (24 frames por segundo) no es lo
suficientemente rápido para resolver la posición de los radios de las ruedas.
Doppler color
El color o imagen de flujo en color (color-flow imaging) es un modo de exploración que incorpora
información sobre los flujos codificada en color sobre la imagen en bidimensional en tiempo real.
Esta información se obtiene de la misma manera que con Doppler pulsado, interrogando al mismo
tiempo múltiples volúmenes de muestra de forma secuencial en una superficie seleccionada por el
operador que se denomina caja de color. Esta caja está compuesta por una serie de unidades
homogéneas de color (píxeles), codificados con un color distinto en función de la dirección del
movimiento detectado (habitualmente rojo para los flujos que se acercan al transductor y azul para
los que se alejan) y cuya saturación de color es proporcional a la frecuencia media de los ecos
procedentes del volumen que equivale a esa unidad o píxel (los reflectores que se mueven a
velocidad alta se representan con un color más brillante y los lentos más oscuro).
Para obtener una adecuada estimación de la frecuencia media, la sonda debe enviar un mínimo de
ocho a diez pulsos por cada línea de color y ello tiene importantes repercusiones sobre el número
de imágenes por segundo que se pueden mostrar (frame rate).
El Doppler color permite la visualización rápida de gran cantidad de información, lo que es de gran
interés en el estudio hemodinámico: identifica la presencia de flujos y las características de los
mismos, detecta alteraciones en los flujos y permite definir la orientación de los jets. Sin embargo,
este modo no representa la velocidad máxima, con la que se suele estar más familiarizado, sino la
media de velocidades. Además, el límite Nyquist se alcanza con facilidad incluso con flujos normales
lo que hace que aparezca aliasing con velocidades no excesivamente altas.
18
GRADIENTES DE PRESIÓN Y ESTIMACIÓN DE PRESIONES INTRACARDIACAS
La introducción de la ecocardiografía-Doppler en la práctica clínica ha supuesto un antes y un
después en la capacidad para estimar de forma no invasiva la repercusión hemodinámica de una
cardiopatía estructural. Con la ecocardiografía en modo M y bidimensional, la valoración de la
repercusión solo puede hacerse en base a las consecuencias hemodinámicas (dilatación de
cavidades, hipertrofia…). Sin embargo, el estudio de los flujos de la sangre (velocidad y dirección)
mediante ecocardiografía-Doppler se puede utilizar para calcular directamente la gravedad de una
lesión.
Medición de gradientes de presión
En situaciones normales, los diferentes componentes de la sangre se mueven homogénea y
linealmente en forma de capas concéntricas, aunque con velocidad menor en la periferia por efecto
de la viscosidad del fluido. Cuando este flujo se acerca a un orificio restrictivo, se produce una
aceleración lineal de manera que aumenta progresivamente su velocidad en dirección al centro del
orificio. Existe, por tanto, un área de aceleración gradual del flujo antes de que el jet alcance su
máxima velocidad en un área conocida como vena contracta. El jet penetra en la cámara receptora
y la inercia del flujo supera la fuerza de cohesión entre las capas, haciendo que las líneas de flujo se
fragmenten y se formen vórtices con trayectoria variable. La posición de la vena contracta con
relación al orificio restrictivo depende de la geometría del mismo: si el flujo alcanza el orificio de
forma progresiva, la vena contracta se localiza cerca del mismo; si lo hace abruptamente, el jet
continúa reduciéndose más allá de la estenosis.
Flujo a través de un orificio estrecho: si el flujo alcanza el orificio abruptamente, el área de flujo continúa disminuyendo
más allá de la estenosis. La zona ubicada entre la estenosis y la pared del vaso presenta flujo con velocidades muy bajas
(zona muerta). Más allá de la estenosis existe una zona de separación entre el flujo y la pared en la cual se forman los
vórtices o remolinos.
La ecuación de continuidad establece que el flujo en un tubo rígido, si no existe pérdida de fluido,
ha de permanecer constante. El flujo en un punto determinado es el producto de la superficie de la
sección del conducto por la velocidad con que flujo el fluido.
19
Ecuación de continuidad.
La aceleración de flujo que se produce a través de la estenosis se denomina aceleración convectiva
(transforma la energía potencial en energía cinética) y se alcanza por la caída en la presión a través
del área de obstrucción (de acuerdo con el principio de conservación de la energía). La ecuación de
Bernoulli muestra la relación entre la caída de presión y la velocidad:
P1: presión en localización 1; P2: presión en localización 2; ρ: densidad de la sangre (1060 kg/m3); V1: velocidad en
localización 1; V2: velocidad en localización 2; dV: cambio de velocidad en el período de tiempo determinado; ds: distancia
a través de la cual se produce la caída de presión; R: resistencia viscosa del vaso; V: velocidad del flujo sanguíneo.
Por tanto, la caída de presión que se produce cuando atraviesa un orificio restrictivo depende de
tres factores: 1) la aceleración convectiva, es decir, la conversión en energía cinética de la fuerzas
convectivas a medida que el flujo aumenta su velocidad a través de la estenosis; 2) la pérdida de
energía resultante de la aceleración inicial que se produce cuando el flujo se acerca al orificio
restrictivo; 3) la pérdida de energía que se produce como resultado de la fricción del fluido contra
las paredes del orificio o vaso.
Dado que la velocidad proximal al jet es mucho más pequeña (inferior a 1 m/s) que la velocidad
máxima del jet, V12 se puede despreciar. La caída de presión por fricción es también menor en la
mayor parte de situaciones clínicas que se pueden presentar en cardiología. Finalmente, la densidad
de la sangre es 1060 kg/m3.
De esta manera, la ecuación de Bernoulli puede simplificarse a:
P1 - P2 = ½ (1060 kg/m3) (V22)
Velocidad en m/s; presión en Pa.
Empleando el sistema internacional de medidas, el gradiente de presión calculado aparecería en
pascales (Pa). Teniendo en cuenta que 1 Pa equivale a 0,00750061 mmHg, la ecuación puede
presentarse también como:
P1-P2 = 4 (V22)
Velocidad en m/s; presión en mmHg.
20
La ecuación de Bernoulli simplificada puede utilizarse para calcular el gradiente de presión a través
de una válvula estrecha, de un orificio de regurgitación o de un defecto septal. Es necesario emplear
una técnica meticulosa a la hora de registrar el pico de velocidad del jet (V2). En este sentido, la
alineación del haz de ultrasonido con respecto al jet es fundamental. Un ángulo de incidencia
prácticamente paralelo al jet asegura un cálculo correcto. Además, la determinación es más fiable
cuando la estimación del gradiente se ha hecho desde distintas proyecciones.
La velocidad que se determina mediante ecocardiografía Doppler es la velocidad máxima
instantánea, por lo que el gradiente que se obtiene aplicando la ecuación de Bernoulli simplificada
es el gradiente máximo instantáneo. Este gradiente máximo es siempre mayor que el gradiente pico
a pico medido en el laboratorio de hemodinámica. El gradiente pico a pico en la estenosis aórtica,
por ejemplo, es la diferencia de presión entre el pico de presión en ventrículo izquierdo y el pico de
presión en aorta ascendente, picos que no se producen de forma simultánea y, por tanto, no reflejan
una medida fisiológica. La diferencia es más marcada en pacientes con obstrucción leve o moderada
en los que la presión arterial se incrementa más durante la sístole.
El gradiente medio es el promedio de los gradientes de presión durante todo el periodo. Este
gradiente se puede obtener también mediante ecocardiografía Doppler a partir de la curva de flujo
Doppler. Trazando el área bajo la curva, el equipo mide la velocidad máxima instantánea y calcula
el gradiente máximo instantáneo cada 3-5 ms. La media de estos gradientes es el gradiente medio.
Se ha demostrado que este gradiente calculado mediante ecocardiografía-Doppler tiene una
excelente correlación con el gradiente pico a pico medido de forma invasiva.
Registro de presión simultáneo en ventrículo izquierdo y aorta ascendente en paciente con estenosis aórtica valvular
grave (arriba). El gradiente máximo instantáneo es mayor que el gradiente pico a pico. Curva Doppler simultánea (abajo).
El gradiente máximo estimado corresponde con el gradiente máximo instantáneo. El gradiente medio se calcula
trazando el área bajo la curva.
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La ecuación de Bernoulli simplificada, sin embargo, tiene algunas limitaciones derivadas de los
supuestos asumidos (velocidad proximal a la obstrucción y fricción por viscosidad) y de los errores
técnicos en la determinación de la velocidad máxima del jet. En la práctica clínica, las velocidades
proximales a la obstrucción no suelen estar por encima de 1 m/s y pueden ser ignoradas asumiendo
un mínimo error. Sin embargo, cuando la velocidad proximal es mayor, el gradiente máximo de
presión debe ser calculado con la ecuación de Bernoulli expandida:
P1-P2 = 4 (V22 – V12)
Velocidad en m/s; presión en mmHg.
Esta situación se produce en caso de: 1) doble lesión valvular; 2) estenosis asociada a cortocircuito
intracardiaco (por ejemplo, comunicación interauricular y estenosis valvular pulmonar); 3)
obstrucción en serie (por ejemplo, estenosis valvular aórtica y coartación de aorta); 4) estimación
de gradientes con el ejercicio; 5) estados de gasto cardiaco aumentado (por ejemplo, fiebre, anemia,
hipertiroidismo, fístula arteriovenosa sistémica).
La caída de presión como resultado del efecto de la viscosidad es directamente proporcional a la
longitud del segmento estenótico e inversamente proporcional al cuadrado del radio de dicho
segmento. Se ha demostrado que los gradientes calculados mediante ecocardiografía-Doppler
pueden estar infraestimados en determinadas situaciones clínicas: segmentos largos (> 10 mm) y
estrechos (diámetro < 3,5 mm).
Estimación de las presiones intracardiacas
Según la ecuación de Bernoulli, la velocidad de la sangre a través de un orificio en el sistema
cardiovascular se relaciona directamente con la diferencia de presión entre los extremos proximal
y distal del orificio. Por tanto, la determinación de la velocidad de los flujos se puede utilizar para
estimar las presiones intracardiacas (ventrículo derecho, arteria pulmonar, ventrículo izquierdo,
aurícula izquierda).
La velocidad de la insuficiencia tricúspide refleja la diferencia de presión sistólica entre el ventrículo
derecho y la aurícula derecha. Por tanto, la presión sistólica del ventrículo derecho puede calcularse
a partir de la siguiente fórmula:
PSVD - PAD = 4 (V22)
PSVD = 4 (V22) + PAD
PSVD: presión sistólica en ventrículo derecho; PAD: presión en aurícula derecha; V: velocidad máxima del jet
de insuficiencia tricúspide.
La presión de la aurícula derecha es la presión venosa central y puede estimarse en base a datos
clínicos (hepatomegalia…) o ecocardiográficos (colapso inspiratorio de la vena cava inferior). En
condiciones normales, se suele estimar una presión venosa central de 10 mmHg. Si no hay
22
obstrucción en el tracto de salida del ventrículo derecho, la presión sistólica en la arteria pulmonar
debe igual a la presión sistólica estimada en ventrículo derecho. La velocidad de la insuficiencia
tricúspide varía con el ciclo respiratorio por lo que se aconseja medirla en inspiración.
En pacientes con comunicación interventricular, la presión sistólica del ventrículo derecho puede
estimarse determinando la velocidad máxima del jet a través del defecto. El gradiente sistólico
máximo entre el ventrículo izquierdo y el ventrículo derecho se calcula mediante la ecuación
simplificada de Bernoulli:
PSVI - PSVD = 4 (V22)
PSVI: presión sistólica en ventrículo izquierdo; PSVD: presión sistólica en ventrículo derecho; V: velocidad máxima del
jet a través del defecto.
Si no existe obstrucción en el tracto de salida del ventrículo izquierdo, puede asumirse que la presión
sistólica en ventrículo izquierdo es la presión sistólica arterial:
PAs - PSVD = 4 (V22)
PSVD = PAs - 4 (V22)
PAs: presión arterial sistólica (medida de forma no invasiva o de forma invasiva); PSVD: presión sistólica de ventrículo
derecho; V: velocidad máxima del jet a través del defecto.
La curva de insuficiencia pulmonar representa la diferencia de presión diastólica entre la arteria
pulmonar y el ventrículo derecho. Por tanto, la presión telediastólica de la arteria pulmonar puede
obtenerse con la siguiente fórmula:
PTdAP - PTdVD = 4 (V22)
PTdAP: presión telediastólica en arteria pulmonar; PTdVD: presión telediastólica en ventrículo derecho; V: velocidad
del jet de insuficiencia pulmonar en telediástole.
En condiciones normales puede asumirse que la presión telediastólica del ventrículo derecho es
igual a la presión en la aurícula derecha:
PTdAP - PAD = 4 (V22)
PTdAP = 4 (V22) + PAD
PTdAP: presión telediastólica en arteria pulmonar; PAD: presión en aurícula derecha; V: velocidad del jet de insuficiencia
pulmonar en telediástole.
La presión media en la arteria pulmonar se correlaciona bien con el gradiente diastólico máximo
entre la arteria pulmonar y el ventrículo derecho al principio de la diástole. Por tanto, la presión
media en la arteria pulmonar puede estimarse con la siguiente fórmula:
PmAP = 4 (V22)
PmAP: presión media en arteria pulmonar; V: velocidad máxima del jet de insuficiencia pulmonar.
23
La presión arterial sistólica determinada de forma invasiva o no invasiva (manguito de presión)
corresponde con la presión sistólica del ventrículo izquierdo en pacientes normales. En pacientes
con estenosis valvular aórtica, la presión sistólica del ventrículo izquierdo puede calcularse
determinando la velocidad del jet a través de la válvula y tomando simultáneamente la presión
arterial:
PsVI - PsAo = 4 (V22)
PsVI = PAs + 4 (V22)
PsVI: presión sistólica en ventrículo izquierdo; PsAo: presión sistólica en aorta; PAs: presión arterial sistólica; V:
velocidad máxima del jet de estenosis aórtica.
En presencia de insuficiencia aórtica, puede calcular la presión telediastólica del ventrículo izquierdo
determinando la velocidad telediastólica del jet de insuficiencia:
PdAo - PTdVI = 4 (V22)
PdAo: presión diastólica en aorta; PTdVI: presión telediastólica en ventrículo izquierdo; V: velocidad del jet de
insuficiencia aórtica en telediástole.
Si utilizamos la presión arterial diastólica como presión diastólica en aorta:
PAd - PTdVI = 4 (V22)
PTdVI = PAd - 4 (V22)
PAd: presión arterial diastólica; PTdVI: presión telediastólica en ventrículo izquierdo; V: velocidad del jet de insuficiencia
aórtica en telediástole.
La presión en la aurícula izquierda puede determinarse en pacientes con insuficiencia mitral,
siempre y cuando no exista obstrucción en el tracto de salida del ventrículo izquierdo. La velocidad
máxima del jet de insuficiencia mitral se emplea para calcular el gradiente máximo sistólico entre
ventrículo izquierdo y aurícula izquierda:
PSVI - PAI = 4 (V22)
PSVI: presión sistólica en ventrículo izquierdo; PAI: presión en aurícula izquierda; V: velocidad máxima del jet de
insuficiencia mitral.
Asumiendo que la presión sistólica en ventrículo izquierdo es la misma que la presión arterial
sistólica:
PAs - PAI = 4 (V22)
PAI = PAs - 4 (V22)
PAs: presión arterial sistólica; PAI: presión en aurícula izquierda; V: velocidad máxima del jet de insuficiencia mitral.
En presencia de comunicación interauricular, la presión en la aurícula izquierda puede
estimarse determinando el gradiente medio del jet a través del defecto:
24
PAI - PAD = IVT
PAI = PAD + IVT
PAI: presión media en aurícula izquierda; PAD: presión media en aurícula derecha; IVT: gradiente medio a través del
defecto.
Estimación de las presiones intracardiacas mediante ecocardiografía-Doppler
Insuficiencia tricúspide:
velocidad máxima
Insuficiencia pulmonar:
velocidad máxima
Insuficiencia pulmonar:
velocidad en telediástole
Insuficiencia mitral:
velocidad máxima
Insuficiencia aórtica:
velocidad en telediástole
Patrón de flujo:
Flujo mitral
Flujo de venas pulmonares
Comunicación interauricular:
velocidad media
(cortocircuito AI-AD).
Presión sistólica en VD
Presión sistólica en AP
Presión media en AP
Presión telediastólica en AP
Presión en AI
Presión telediastólica de VI
Presión en AI
Presión telediastólica de VI
Presión media en AI
AD: aurícula derecha; AI: aurícula izquierda; VD: ventrículo derecho; VI: ventrículo izquierdo.
PUNTOS CLAVE









La ecografía nos presenta en una pantalla secciones en dos dimensiones de estructuras
tridimensionales.
En ecocardiografía se emplean transductores sectoriales (imagen en forma de abanico), que
permiten que el ultrasonido acceda al corazón a través de los espacios intercostales.
Los transductores de alta frecuencia (4-12 MHz) penetran menos y tienen mejor resolución,
por lo que se emplean para el estudio de neonatos, lactantes y niños pequeños.
Los transductores de baja frecuencia (1-3,5 MHz) tienen peor resolución, pero penetran más
y tienen mejor señal Doppler. Se emplean para el estudio de niños mayores, adolescentes y
adultos.
Las áreas que contienen hueso o aire no permiten que el ultrasonido pase más allá de las
mismas.
El modo bidimensional o 2D es la base de toda exploración ecocardiográfica.
Los equipos disponen de herramientas sencillas (profundidad, anchura del sector, ganancia,
compensación de ganancia temporal, compresión, foco, zoom) para optimizar la imagen
bidimensional obtenida y con las que el clínico debe estar familiarizado.
Sobre la imagen bidimensional se activa el resto de modos de ecocardiografía (modo M,
Doppler color, Doppler pulsado y Doppler continuo).
El modo M utiliza un solo haz de ultrasonido para obtener imágenes unidimensionales (una
línea de puntos) en movimiento.
25

Las modalidades de Doppler se utilizan para estudiar la velocidad y dirección de los flujos
(Doppler pulsado y color: flujos de baja velocidad; Doppler continuo: flujos de alta
velocidad). El análisis de la información obtenida permite conocer la situación
hemodinámica del paciente.
BIBLIOGRAFÍA

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

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26