Las técnicas diagnósticas basadas en la utilizatión de los ultrasonidos son ampliamente utilizadas en cardiología debido a su accesibilidad, a sus características incruentas y a la gran cantidad de información que proporcionan. Estas exploraciones no son invasivas ni excesivamente costosas y se pueden efectuar allí donde se encuentre el paciente. Mediante la ecocardiografía-Doppler se obtienen imágenes del corazón y se analizan las características de los flujos sanguíneos y el movimiento de las estructuras cardiacas. Esta técnica diagnóstica permite conocer las características anatómicas y funcionales del corazón y obtener datos precisos sobre el tamaño de las cavidades, el grosor y movimiento de las paredes, la función ventricular sistólica y diastólica, la estructura valvular, las características del flujo sanguíneo intracardiaco e intravascular, los gradientes transvalvulares, la presencia de estenosis e insuficiencias valvulares, cortocircuitos, masas, malformaciones y conexiones anómalas o la existencia de patología pericárdica. El conocimiento de los principios básicos en los que se fundamenta ayuda a su correcta utilización e interpretación y permite apreciar sus posibilidades y limitaciones.

2.2 Los ultrasonidos

Los sonidos son ondas que contienen energía mecánica y que se caracterizan por la compresión y descompresión del medio en el que viajan. La cantidad de energía que transportan las ondas depende de la amplitud de las fluctuaciones en la densidad del medio y, por lo tanto, de la amplitud de las vibraciones de las partículas. Las ondas se transmiten a una velocidad constante (c) en un determinado medio y poseen una frecuencia (f) que se expresa en ciclos por segundo (herzios) y una determinada amplitud que cambia de manera cíclica. La longitud de onda (l) es la distancia entre dos picos o valles consecutivos y es inversamente proporcional a la frecuencia (l = c / f). Los ultrasonidos se encuentran por encima del límite de frecuencia de la audición humana (alrededor de 20 kiloherzios) y en medicina habitualmente se utilizan los comprendidos entre 1 MHz y alrededor de 15 MHz. Esta frecuencia queda determinada por las características del emisor. La velocidad de propagación de los ultrasonidos depende de la densidad y rigidez del medio y, en los tejidos blandos, es aproximadamente 1.540 m/s. La intensidad de los ultrasonidos se suele expresar en decibelios, y la de los ecos reflejados depende de varios factores, en primer lugar de la de los ultrasonidos emitidos, en segundo lugar del ángulo que forma el tejido en el que se reflejan, en tercer lugar de las características del tejido en cuanto a densidad e impedancia acústica.

Fig. 2.1 Representation esquemática de una onda de sonido. Se ilustra como una onda sinusoidal con picos y valles que representan las zonas de compresión y rarefacción. La frecuencia es el número de ciclos por unidad de tiempo (1 Hz = 1 ciclo por segundo). La longitud de onda (\) es la distancia entre dos picos o valles consecutivos.

2.2.1 Propiedades físicas de los ultrasonidos

– Reflexión: al atravesar un determinado medio, los ultrasonidos se reflejan parcialmente en los límites de las zonas que difieren en su impedancia acústica, que a su vez depende de su densidad y de la velocidad de propagación. La detección de los ecos producidos al reflejarse constituye la base de las técnicas ultrasónicas. El coeficiente de reflexión expresa la relación entre la amplitud del ultrasonido reflejado y la del que llega a la estructura. Cuanto mayor sea la impedancia acústica, mayor será la intensidad del eco reflejado. En zonas con gran diferencia de impedancia acústica la reflexión puede ser muy intensa, de tal modo que no pasan suficientes ultrasonidos para que sean reflejados adecuadamente más allá de éstas, tal como sucede cuando hay estructuras óseas o aire. Al efectuar este tipo de exploraciones se evitan estas zonas para poder obtener información de las estructuras situadas a mayor profundidad.

– Refracción: cuando la dirección del haz de ultrasonidos no es perpendicular a la superficie delimitada por las estructuras con diferente impedancia acústica, el eco es reflejado en forma de un determinado ángulo que es igual al de llegada. La reflexión es máxima cuando el haz es perpendicular a la superficie que refleja los ultrasonidos. A su vez, los ecos que atraviesan las estructuras sufren una desviación que depende de la diferencia de impedancias y del cambio de velocidad de los ultrasonidos, y es mayor cuanto mayor es el ángulo de incidencia. Este proceso corresponde a la refracción y añade complejidad a la interpretation de los ecos ya que el objeto analizado no se encuentra en la dirección original del haz de ultrasonidos y se pueden distorsionar las imágenes. Este fenómeno es distinto al de la difracción, que explica por qué las ondas pueden girar en cierta medida alrededor de los bordes de las estructuras.

– Atenuación: la intensidad de los ultrasonidos que llegan a una determinada zona puede debilitarse debido a procesos como la reflexión y la refracción, anteriormente mencionados, pero también intervienen otros como la dispersión y la absorción. Las características no homogéneas de las estructuras o los objetos analizados determinan que la energía de las ondas sea dispersada en múltiples direcciones, de tal modo que solamente vuelve una parte de ésta al transductor. Así mismo, la energía de los ultrasonidos puede ser absorbida, dando lugar a vibración y producción de calor. Para evitar el calentamiento inadecuado de los tejidos, los equipos disponibles tienen una limitación en la energía total transmitida con los ultrasonidos (energía o índice mecánico). Además, la absorción es mayor cuanto mayor es la densidad del medio, y es proporcional al cuadrado de la frecuencia del ultrasonido. Por este motivo, para explorar estructuras que se encuentran a una mayor profundidad, se utilizan ultrasonidos con frecuencias más bajas, aunque la resolución es menor que cuando se utilizan frecuencias altas, es decir, las frecuencias altas alcanzan poca profundidad pero permiten obtener imágenes con una resolución mayor. La profundidad de la penetración se define como la profundidad del tejido que se necesita para reducir la intensidad a la mitad y aproximadamente es igual a 3 / frecuencia (en MHz), expresada en cm.

En los equipos disponibles se puede aumentar la ganancia de los ecos originados a mayor profundidad para compensar la atenuación. La atenuación también se contrarresta utilizando los armónicos (múltiplos de la frecuencia del ultrasonido reflejado) en lugar de la frecuencia original. Así, mediante el empleo del segundo armónico, se puede mejorar la calidad de las imágenes obtenidas al discriminar mejor entre el ruido y las señales reflejadas. Esto es especialmente útil al explorar las estructuras más alejadas del transductor.

– Otros conceptos: la emisión discontinua de los ultrasonidos o forma pulsada consiste en la emisión durante breves intervalos, dejando entre dos pulsos sucesivos un intervalo de tiempo para analizar los ecos reflejados. La ventana de tiempo entre dos emisiones sucesivas ha de tener una duración suficiente para poder efectuar el análisis y tendrá que ser mayor cuanto mayor sea la profundidad de las estructuras analizadas, ya que los ultrasonidos han de recorrer un trayecto mayor (llegada a la estructura y vuelta al transductor). Si en cada pulso se emite un número de ciclos constante, cuanto mayor sea la frecuencia de los ultrasonidos menor será la duración de los pulsos. La frecuencia de repetición del pulso es la frecuencia a la que son emitidos dichos pulsos.

La resolución de las determinaciones derivadas del análisis de los ultrasonidos y de los ecos reflejados es la mínima distancia entre dos puntos para que puedan ser considerados como diferentes. La resolución en la dirección de los ultrasonidos (axial) es mayor que la resolución lateral y depende de la duración de los pulsos, de tal modo que aumenta al acortar su duración. La resolución lateral, es decir, perpendicular a la dirección del haz de ultrasonidos, está determinada por la anchura de éste y por la intensidad de los lóbulos secundarios del haz ultrasónico, de tal modo que aumenta al reducir la anchura del haz. Existen diversas técnicas de enfoque electrónico para mejorar la definición de las imágenes.

2.2.2 Transductores

Forman parte del equipo de ecocardiografía-Doppler y en ellos se generan los ultrasonidos y se reciben las ondas reflejadas en los tejidos explorados, es decir, funcionan como emisor y receptor. Contienen los elementos piezoeléctricos que vibran al pasar la corriente, convirtiendo así la energía eléctrica en energía mecánica. Al recibir los ultrasonidos, el proceso es el opuesto y se producen señales eléctricas en respuesta a las vibraciones mecánicas originadas por los ecos que han sido reflejados. La vibración ocurre a una frecuencia que depende de las dimensiones del cristal o del elemento de cerámica utilizado. Una vez se aplican los pulsos de corriente, el movimiento de las caras del cristal o del elemento de cerámica genera las ondas de presión que corresponden a los ultrasonidos. Las ondas se emiten durante cortos intervalos de tiempo (pulsos) y los haces de ultrasonidos engloban las sucesivas emisiones de impulsos. En la zona cercana al transductor, el haz tiene forma casi cilíndrica y, a partir de una determinada distancia que depende de la frecuencia de los ultrasonidos y del tamaño del transductor, el haz se ensancha y adquiere una forma cónica. En la zona más estrecha es donde la resolución es mayor. Se puede reducir la anchura eliminando efectos laterales.

Fig. 2.2 Representación del transductor y del haz de ultrasonidos en el que se observa el campo cercano (zona de Fresnel) y el lejano (zona de Fraunhöfer).

Existen distintos tipos de transductores. Los matriciales contienen varios elementos que pueden estar en distintas disposiciones: en línea, cuadrangulares, rectangulares, en forma anular, etc. Las matrices de transductores pueden ser activadas utilizando retrasos sucesivos en cada elemento individual. La dirección de los ultrasonidos se puede modificar de forma regular efectuando barridos en un determinado plano.

Hay transductores diseñados para efectuar exploraciones transtorácicas, vasculares, transesofágicas o intravasculares. La frecuencia de los ultrasonidos es distinta, de tal modo que en los transtorácicos suele estar comprendida entre 2 y 3,5 MHz (entre 5 y 7 MHz en las exploraciones pediátricas), mientras que en los intravasculares es de alrededor de 15 MHz o superior. En los transesofágicos suele estar entre 5 y 7 MHz. En las exploraciones transtorácicas y vasculares, para evitar la reflexión de los ultrasonidos por el aire existente en la zona de unión entre el transductor y la piel, se utilizan geles adecuados.

2.2.3 Técnicas de utilización de los ultrasonidos. Modos de obtención de las imágenes

La información generada por los ultrasonidos tras ser reflejados en las estructuras cardiacas y captados por el transductor se puede representar visualmente según distintos procedimientos.

2.2.3.1 Modo M

El haz de ultrasonidos genera información sobre la profundidad (distancia) a la que se encuentran las estructuras que reflejan los ultrasonidos. De los ecos reflejados se obtiene información relacionada con su intensidad (amplitud) y sobre el tiempo transcurrido hasta su llegada al transductor. El tiempo (t) varía según la distancia a la que se encuentra la estructura (d) según la fórmula t = 2d / c, en donde c es la velocidad de transmisión del ultrasonido. En las imágenes obtenidas, la amplitud de los ecos reflejados se traduce en mayor o menor brillo de la señal registrada.

Fig. 2.3 Modo M: El haz de ultrasonidos (flecha) se dirige en una determinada dirección hacia las estructuras cardiacas. En el esquema, el transductor se sitúa en la pared anterior del tórax y el haz se dirige hacia los ventrículos. En esta dirección se obtiene información sobre ambas cavidades ventriculares (parte derecha de la imagen). Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo.

Fig. 2.4A Imágenes ecocardiográficas obtenidas desde la posición paraesternal izquierda. A la izquierda se observa la imagen bidimensional que corresponde al plano o corte longitudinal. A la derecha se observa la imagen en modo M, obtenida al dirigir el haz de ultrasonidos hacia la aorta y la aurícula izquierda. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo.

Fig. 2.4B Imágenes ecocardiográficas obtenidas desde la posición paraesternal izquierda. A la derecha se observa la imagen bidimensional que corresponde al plano o corte longitudinal. A la derecha se observa la imagen en modo M, obtenida al dirigir el haz de ultrasonidos hacia la cavidad ventricular izquierda. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo.

Como las estructuras cardiacas están en movimiento, esta informatión sobre la profundidad (obtenida en la dirección hacia la que se emiten los ultrasonidos) cambia a lo largo del tiempo en cada ciclo cardiaco, y para objetivarla se necesitan registros de estas variaciones de la profundidad a la que se encuentra cada estructura a una velocidad controlada. Así, las imágenes obtenidas aportan información en dos ejes que representan la distancia o profundidad y el tiempo, y reflejan el movimiento de las estructuras cardiacas. Tal como se ha comentado anteriormente, la información obtenida corresponde únicamente a las estructuras situadas en la dirección del haz de ultrasonidos y, por lo tanto, es limitada. Sin embargo, este tipo de registro permite medir con precisión los diámetros de las cavidades y los grosores de las paredes en cada momento del ciclo cardiaco, así como analizar la velocidad a la que se mueven determinadas estructuras como las válvulas cardiacas o las propias paredes ventriculares e identificar movimientos anormales por su velocidad alterada o su dirección no habitual.

2.2.3.2 Modo bidimensional

Las imágenes bidimensionales (2D) se pueden obtener utilizando transductores con muchos elementos de emisión y de recepción que aportan información de múltiples líneas y no solamente de una, como sucede en el modo M. Estas matrices lineales requieren superficies amplias para situarlas sobre las zonas exploradas. Las imágenes 2D también se pueden obtener mediante la activación secuencial (activación en fase) de agrupaciones de elementos, modificando electrónicamente la dirección de los ultrasonidos de manera rápida y sucesiva en un determinado sector (barrido). Estos barridos de ultrasonidos en los planos seleccionados también se pueden obtener mecánicamente utilizando cabezales rotatorios o basculantes. En las exploraciones del corazón, los transductores han de ser relativamente estrechos para poder ubicarlos en los espacios intercostales y las direcciones divergen desde el transductor hacia el interior de la zona explorada, obteniendo así las imágenes sectoriales. El número de imágenes que se pueden obtener por unidad de tiempo depende de la profundidad de la zona que se explora. Si se quieren explorar estructuras profundas, el número es menor y este hecho limita el análisis de los movimientos rápidos. Mediante el control de la ganancia se puede modificar la intensidad de las imágenes y discriminar mejor las estructuras cardiacas.

La identificación de estas estructuras mediante este modo es relativamente sencilla ya que se trata de imágenes bidimensionales que representan cortes anatómicos efectuados según determinados planos que dependen de la posición del transductor. La resolución temporal varía según el número de imágenes obtenidas por unidad de tiempo, que depende, a su vez, de la anchura y profundidad del sector analizado. Profundidades cortas y sectores estrechos permiten una mayor frecuencia de imágenes (mejor velocidad de barrido).

Fig. 2.5 Ecocardiograma bidimensional obtenido desde la posición apical en el que se observan las cavidades ventricular y auricular izquierda y la raíz aórtica. Se observa un prolapso de la valva posterior de la mitral (flecha). Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VI = ventrículo izquierdo.

2.2.3.3 Ecocardiografía tridimensional

La obtención de imágenes ecocardiográficas en tres dimensiones (3D) persigue una mejor evaluación de las estructuras ventriculares y de su función. Inicialmente se obtuvieron mediante la reconstrucción a partir de múltiples cortes bidimensionales obtenidos en ciclos sucesivos variando la angulación o rotando el transductor y sincronizando las imágenes con el electrocardiograma (ECG). En la actualidad, los avances en capacidad y rapidez de cálculo de los ordenadores han hecho posible el desarrollo de la ecocardiografía 3D en tiempo real. Se utilizan transductores con matrices provistas de gran cantidad de elementos que reproducen la imagen tridimensional del espacio analizado, que puede contener gran parte del ventrículo izquierdo. También permite visualizar la estructura y la función de las válvulas. Para evaluar el ventrículo izquierdo en su totalidad, puede ser necesario utilizar la información obtenida en varios ciclos consecutivos sincronizando las imágenes con el ECG. La variabilidad inter e intraobservador en el cálculo de los volúmenes y de la función ventricular es menor que en la ecocardiografía bidimensional. El análisis de las alteraciones valvulares o de malformaciones, como las comunicaciones interauriculares, mediante la utilización de transductores transesofágicos aporta información anatómica muy precisa, que puede ser de gran utilidad al planificar las intervenciones correctoras.

2.2.4 El efecto Doppler

Cuando los ultrasonidos son reflejados en un objeto en movimiento su frecuencia cambia. Si el objeto se acerca a la fuente de emisión, que a su vez actúa como receptor de los ultrasonidos, esta modificación consiste en un aumento de la frecuencia. Esto es debido a que el receptor capta más ciclos de onda por unidad de tiempo, mientras que si el objeto se aleja, la variación consiste en una disminución de la frecuencia al captarse menos ciclos por unidad de tiempo.

Fig. 2.6 Efecto Doppler: El haz de ultrasonidos es emitido desde el transductor y, al chocar con los hematíes en movimiento, los ecos reflejados modifican la frecuencia en función de la velocidad y de la dirección del flujo sanguíneo: si se acerca (A), la frecuencia será mayor, y si se aleja (B), será menor.

Teniendo presente que el emisor y el receptor están ubicados en el mismo sitio (el transductor de ultrasonidos), y siendo c la velocidad de los ultrasonidos en los tejidos y v la velocidad del objeto en movimiento que es alcanzado por los ultrasonidos (los hematíes cuando se analizan los flujos sanguíneos), para una determinada frecuencia de emisión (fe) la diferencia entre la frecuencia emitida y la recibida (fd) queda definida por la ecuación fd = (2fe v) / c. Cuando el objeto sobre el que inciden los ultrasonidos se acerca al transductor, se detectan más ciclos por segundo, es decir, si el objeto en el que se reflejan los ultrasonidos se acerca al transductor, el cambio de frecuencia es positivo, mientras que si se aleja del transductor, el cambio es negativo.

Estos cálculos son exactos cuando la dirección del movimiento del objeto y la de los ultrasonidos coinciden, sin embargo es habitual que ambas direcciones no coincidan exactamente y que formen un ángulo (θ). Mediante cálculo trigonométrico se puede determinar el vector de velocidad efectiva, que es igual al producto de la velocidad por el coseno del ángulo. Así, cuando ambas direcciones coinciden, el ángulo es de 0° y el coseno es igual a la unidad, es decir, ambas velocidades, la real y la efectiva, coinciden, mientras que si el ángulo es de 90°, el coseno es igual a 0 y, en este caso, no se puede efectuar la determination. Para obtener determinaciones fiables se ha de conseguir el mejor alineamiento posible entre la dirección de los ultrasonidos y el movimiento del objeto en el que se reflejan éstos y se recomienda que el ángulo sea inferior a 20 grados. Así pues, la velocidad del objeto en movimiento se determina mediante la ecuación:

Entre las aplicaciones derivadas de la utilización del efecto Doppler para medir la velocidad de los flujos sanguíneos se encuentra el cálculo de los gradientes de presión en las zonas estenóticas en las que hay obstructión al flujo. Esto se consigue de manera no invasiva mediante la aplicación de la ecuación de Bernoulli simplificada. Dicha ecuación es:

Donde P1 y P2 son las presiones antes y después de la obstrucción y V la velocidad del flujo en la zona de la obstrucción. De este modo, a partir de la determinación de la velocidad del flujo en la zona en la que hay obstrucción se obtiene la diferencia de presiones (gradiente).

Por otra parte, mediante la utilización de la ecuación de continuidad se pueden determinar las áreas valvulares. Según dicha ecuación, el flujo en una determinada zona de un circuito en la que existe una reducción del diámetro del conducto es el mismo que antes o después de la zona en la que se encuentra la estrechez. El flujo antes de ésta es igual al área transversal del conducto (A₁) multiplicada por la integral tiempo-velocidad del flujo (Itv₁), mientras que en la zona de la estrechez es igual al área en dicha zona (A₂) multiplicada por la integral velocidad-tiempo en la zona estenótica (Ivt₂). Así pues:

Por ejemplo, para calcular el área valvular (Av) en una estenosis aórtica se necesitará el radio del tracto de salida ventricular izquierdo, la integral velocidad-tiempo en el tracto de salida (Ivt₁) y la integral velocidad-tiempo en la válvula aórtica (Ivt₂):

Fig. 2.7 A) Mediante la ecuación de Bernoulli simplificada se determina el gradiente presivo entre dos zonas separadas por una estrechez por medio de la cuantificación de la velocidad del flujo en ésta. B) La ecuación de continuidad indica que el volumen de líquido que pasa por unidad de tiempo en un circuito se mantiene constante con independencia del área del conducto en cada zona. A partir de esta ecuación se pueden determinar las áreas valvulares en las estenosis. Abreviaturas: A₁ y A₂ = áreas en dos zonas del circuito; P₁ y P₂ = presiones antes y después de la estrechez; V₁ y V₂ = velocidades del flujo en cada zona; Ivt₁ y Ivt₂ = integral velocidad-tiempo en cada zona; r₁ = radio del conducto antes de la estrechez.

2.2.4.1 Doppler continuo

En esta modalidad, en el transductor existen dos partes, una que emite los ultrasonidos de forma continua a una determinada frecuencia y otra que recibe los ultrasonidos reflejados. Esta disposición permite el cálculo instantáneo de los cambios de frecuencia generados por los objetos en movimiento, ya que al utilizarse unos elementos del transductor para emitir los ultrasonidos y otros para recibirlos, no se necesita establecer ventanas de tiempo para poder recibir los ecos reflejados antes de emitir el siguiente pulso de ultrasonidos.

La información sobre las variaciones de la frecuencia de los ultrasonidos (que se relaciona con la velocidad y dirección de los hematíes) se obtiene mediante análisis espectral y se muestra en función del tiempo, es decir, los registros aportan información en dos ejes, el horizontal corresponde al tiempo y el vertical a los componentes de frecuencia de la señal. Por convención, éstos se inscriben por encima de la línea basal cuando son positivos (el flujo se acerca al transductor) y por debajo cuando son negativos (el flujo se aleja del transductor). La magnitud de los cambios de frecuencia indica la de los cambios de velocidad, que son las unidades que corresponden al eje vertical.

Así, se puede determinar la velocidad y la dirección de flujos sanguíneos con velocidades altas, aunque no se puede discriminar entre la información generada a distintas profundidades, ya que la información recogida corresponde a todas las zonas a las que llega el haz de ultrasonidos. De este modo, si en la dirección del haz se superponen una zona con velocidad del flujo alta (por ejemplo, el que pasa a través de una válvula estenótica) y otra con velocidad baja (el interior de la cavidad ventricular izquierda), el registro corresponde a la zona con mayor velocidad.

Fig. 2.8 Registro de la velocidad del flujo sanguíneo obtenido mediante la técnica de Doppler continuo al dirigir el haz de ultrasonidos hacia la válvula aórtica tras situar el transductor en la posición apical. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo.

La frecuencia de los ultrasonidos generados por el transductor determina la profundidad que puede ser analizada, ya que frecuencias bajas alcanzan una profundidad mayor. Las frecuencias altas se utilizan para explorar estructuras más superficiales tales como los vasos arteriales y venosos. Habitualmente, las frecuencias utilizadas están comprendidas entre 2 y 10 MHz.

2.2.4.2 Doppler pulsado

Mediante este procedimiento, el mismo elemento del transductor emite y recibe los ultrasonidos. Se emiten consecutivamente trenes de ultrasonidos a intervalos regulares (pulsos de entre 5 y 20 ciclos) y entre dos trenes sucesivos existe un intervalo de tiempo durante el cual se reciben los ultrasonidos reflejados que se generan en un volumen de muestra preseleccionado. El volumen de muestra o región analizada se selecciona ajustando el tiempo transcurrido entre la emisión y la recepción, de tal modo que si la ventana de tiempo es precoz, el análisis corresponde a las zonas más próximas y si se retrasa la ventana, el análisis corresponde a las zonas más alejadas, ya que transcurre más tiempo hasta que llegan los ecos generados por la interacción del haz de ultrasonidos con los hematíes. Es decir, la selección del momento de análisis permite obtener información a una determinada profundidad, ya que los ecos que provienen de distintas profundidades se reciben en tiempos diferentes. La frecuencia de repetición de pulsos determina la profundidad de la muestra que puede ser analizada. Así pues, mediante el Doppler pulsado se obtiene información sobre la velocidad del flujo sanguíneo en zonas seleccionadas, que son aquellas que tienen interés para el ecocardiografista, por ejemplo en la vertiente auricular de la válvula mitral cuando se pretende detectar una insuficiencia mitral o en el tracto de salida del ventrículo izquierdo cuando se quiere detectar una obstrucción subvalvular aórtica.

Fig. 2.9 Registro de la velocidad del flujo sanguíneo obtenido mediante la técnica de Doppler pulsado al situar la muestra de análisis en la arteria pulmonar tras colocar el transductor en la posición paraesternal izquierda. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VD = ventrículo derecho; AP = arteria pulmonar.

Esta técnica presenta la limitación de no poder determinar las velocidades que superan el límite Nyquist. Según el principio de Nyquist, la máxima frecuencia que puede ser detectada mediante un muestreo intermitente es igual a la mitad de la frecuencia de muestreo. Así, la máxima frecuencia Doppler que puede ser detectada es igual a la mitad de la frecuencia de repetición de pulsos. Si la velocidad de la sangre es mayor que este límite, los valores altos del espectro se muestran en la parte negativa del registro y no se puede determinar adecuadamente la velocidad y la dirección del flujo, ya que aparece el fenómeno de aliasing, en el que parece que la dirección del flujo es la opuesta a la real. En estos casos, para determinar la velocidad hay que modificar la frecuencia de repetición de pulsos o efectuar los registros con la técnica de Doppler continuo.

2.2.4.3 Doppler codificado en color

La técnica de Doppler pulsado aporta información sobre un volumen de muestra de pequeño tamaño. Si se añade la información de varias muestras obtenidas en la misma dirección y a ésta se suma la de muestras obtenidas en otras direcciones, entonces se obtiene información global sobre los flujos sanguíneos en un sector preseleccionado que se puede incorporar a las imágenes anatómicas obtenidas con las técnicas en modo M o bidimensional, codificando en color la velocidad y la dirección del flujo sanguíneo. De esta manera, al superponer la information derivada del análisis de la velocidad de los flujos sanguíneos a las imágenes anatómicas, se obtiene con rapidez y claridad information muy útil sobre insuficiencias valvulares, estenosis, cortocircuitos u otro tipo de alteraciones. La codificación en color se efectúa de tal modo que el color rojo indica que el flujo se dirige hacia el transductor y el azul que se aleja de éste.

Fig. 2.10 Registro de la velocidad del flujo sanguíneo obtenido con la técnica de Doppler codificado en color al visualizar la cavidad auricular izquierda, la válvula mitral y la cavidad ventricular izquierda durante la exploración transesofágica efectuada en un paciente con una insuficiencia mitral. Se observa el patrón en «mosaico» originado por el flujo sanguíneo rápido y turbulento que pasa hacia la aurícula izquierda a través de la válvula mitral durante la sístole ventricular. Ver imagen en color en el apéndice.

La intensidad y gradación del color depende de la velocidad y, cuando la velocidad del flujo es mayor que la indicada por el límite Nyquist, el fenómeno de aliasing da lugar a la aparición del color opuesto y de una mezcla de colores. Este fenómeno ayuda a detectar la presencia de flujos cuya velocidad es alta y se acompañan de turbulencias. El patrón de mezcla de colores se asemeja al de un mosaico y es útil para detectar las insuficiencias valvulares o las estenosis con aceleración del flujo.

2.2.4.4 Doppler tisular

La técnica Doppler aplicada al análisis de los flujos sanguíneos se centra en el análisis de las señales reflejadas en los hematíes. Estas señales son de frecuencia y velocidad alta y amplitud baja y, para evitar las interferencias originadas por los movimientos de los tejidos y las estructuras cardiacas, las señales originadas por estos movimientos, que son de baja velocidad y amplitud alta, son atenuadas o eliminadas mediante filtros adecuados. Sin embargo, esta información puede ser útil y, para poder analizarla, se han desarrollado procedimientos mediante los cuales las señales que se filtran son las originadas por el flujo sanguíneo y no las originadas por el movimiento de los tejidos.

Fig. 2.11 Registro de la velocidad del anillo mitral en su zona septal, obtenido mediante la técnica de Doppler tisular pulsado tras situar el transductor en la posición apical. Además de la onda sistólica (S), se observan las dos ondas diastólicas negativas, que coinciden con el llenado rápido ventricular (E´) y la contracción auricular (A´).

A partir de la informatión generada por el movimiento de las estructuras cardiacas durante los procesos de contractión y relajación (por ejemplo, el anillo mitral o las paredes ventriculares), se obtienen indicadores de la función ventricular tanto sistólica como diastólica, global o regional. Así se definen los procesos de acortamiento sistólico, los de retraso de la contracción y asincronía entre distintas regiones, así como la tensión miocárdica, que informa sobre la deformación que tiene lugar durante los ciclos cardiacos. Estas técnicas se utilizan para evaluar la presencia de isquemia, la presión telediastólica, la disincronía o la rigidez miocárdica.

2.2.5 Características de los equipos de ecocardiografía-Doppler

Los equipos de ultrasonidos utilizados para efectuar las exploraciones constan de transductores, pantallas para la visualización de las imágenes y sistemas de registro, almacenamiento de la información y recuperación de ésta para su procesado en diferido. La programación de los equipos permite elegir el tipo de exploración y el modo de visualización adecuados y, habitualmente, las opciones son las de imágenes ecocardiográficas bidimensionales, imágenes en modo M a distintas velocidades, registros con la técnica Doppler para el estudio de los flujos sanguíneos en su forma pulsada, continua y codificada en color, registros con la técnica de Doppler tisular en sus distintas modalidades y, según las características de los equipos, se dispone de otras modalidades como las imágenes tridimensionales. La utilización del segundo armónico permite mejorar la calidad de las imágenes. Las opciones se seleccionan antes de efectuar el tipo de exploración elegido y en cada modalidad se utilizan los transductores adecuados (transtorácicos, transesofágicos, vasculares, intravasculares, etc.).

Con independencia de la modalidad, hay que seleccionar la profundidad del sector analizado, la anchura de éste y la ganancia tanto global como a distintas profundidades con la finalidad de obtener la mejor calidad de imágenes posible.

2.2.6 Artefactos

La presencia de artefactos puede conducir a interpretaciones erróneas y, por este motivo, deben ser tenidos en cuenta al analizar las imágenes ecocardiográficas. Entre ellos se encuentran los siguientes:

– La reverberación que ocurre cuando rebotan los ultrasonidos en zonas de distinta impedancia acústica al volver hacia el transductor. Al volver a incidir de nuevo sobre la estructura que inicialmente había originado el eco, generan uno nuevo, dando lugar a la aparición de líneas repetidas, múltiples, con una separación entre ellas similar.

– Las imágenes en espejo y la reflexiones ocurren cuando el ultrasonido rebota en una zona muy reflectora que actúa como un espejo y envía los ultrasonidos hacia otras estructuras, de tal modo que el sistema interpreta que éstas están más allá de la primera.

– El aumento del brillo que ocurre en zonas en donde la atenuación es menor que la de los tejidos que la rodean.

– La excesiva atenuación creada por determinadas estructuras impide explorar otras más profundas al disminuir mucho la intensidad del haz de ultrasonidos. Las estructuras calcificadas, las prótesis mecánicas, los catéteres o los electrodos generan zonas de sombra detrás de ellos y dificultan el análisis.

2.2.7 Ecocardiografía de contraste

La utilización de agentes de contraste en las exploraciones efectuadas con ultrasonidos permite mejorar la definición de las imágenes obtenidas y aporta información adicional, tal como la relacionada con la perfusión miocárdica.

Los avances en este campo han consistido en el desarrollo de agentes de contraste y de la tecnología adecuada para analizar mejor tanto las variaciones de la amplitud de las señales como las de la frecuencia. Así, se crearon los procedimientos de análisis basados en la utilización del segundo armónico de las señales.

Fig. 2.12 Imagen bidimensional del ventrículo izquierdo obtenida desde la posición apical tras la inyección de ecocontraste. Se ha opacificado la cavidad ventricular izquierda y en su zona apical se observa un defecto de replección originado por un trombo intraventricular. Abreviaturas: T = trombo; VI = ventrículo izquierdo.

En general, los agentes de contraste están formados por microburbujas con gran capacidad de dispersión de los ultrasonidos. Uno de los primeros agentes utilizados fue el suero salino agitado, que permite opacificar las cavidades derechas y detectar la presencia de cortocircuitos. Este tipo de contraste, formado por microburbujas de aire, es inestable, desaparece con rapidez y, además, no atraviesa suficientemente la vasculatura pulmonar y, por lo tanto, no sirve para opacificar las cavidades izquierdas. Otro de los primeros agentes que se desarrollaron fue la albúmina o la dextrosa sonicadas, en la que las microburbujas rellenas de aire permiten obtener los efectos buscados. Para mejorar la estabilidad se han desarrollado otros agentes como los formados por micropartículas de polisacáridos como la galactosa o microburbujas con cubiertas lipídicas que contienen fluorocarbonos.

Tras la inyección intravenosa de estos agentes, se opacifican consecutivamente las cavidades derechas y las izquierdas y, al pasar a la circulación coronaria, opacifican el miocardio. Las microesferas contenidas en la sangre permiten visualizar mejor las cavidades delimitando mejor los bordes endocárdicos, lo que mejora la evaluación de la función ventricular o facilita la detección de masas intracavitarias. También pueden mejorar el análisis de los flujos mediante la técnica Doppler, realzando las señales obtenidas. El paso al miocardio permite aproximarse a la detección de defectos de perfusión en el contexto de la cardiopatía isquémica y analizar fenómenos como el del «no-reflujo» en el infarto agudo de miocardio.

La identificación de los ecos generados por los agentes de contraste se consigue mejor utilizando modalidades de imagen específicas. Las microesferas de los agentes de contraste reflejan los ultrasonidos, pero además generan ultrasonidos debido a las oscilaciones en forma y tamaño producidas al interactuar con los ultrasonidos. Estas oscilaciones producen ondas a distintos armónicos de la frecuencia original. Además, las burbujas pueden destruirse en función del índice mecánico de los ultrasonidos. La utilización de las imágenes obtenidas con los armónicos e índices mecánicos bajos permite aumentar la calidad o la duración de la información generada por las microburbujas.

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