Juan Alcalá López Carolina Maicas Bellido
Capítulo 2. Técnica de estudio. Ecocardiograma normal ... 19
Capítulo 3. Ecocardiografía transesofágica ... 45
Capítulo 4. Conceptos básicos de dinámica de fluidos y ecuaciones hemodinámicas de utilidad en ecocardiografía ... 55
Capítulo 5. La válvula mitral ... 66
Capítulo 6. La válvula aórtica ... 82
Capítulo 7. Las válvulas tricúspide y pulmonar ... 103
Capítulo 8. Cavidades izquierdas ... 123
Capítulo 9. Cavidades derechas y tabique interventricular ... 150
Capítulo 10. El pericardio ... 164
Capítulo 11. Tumores y masas. Fuentes de embolismo ... 177
Capítulo 12. La aorta ... 200
Capítulo 13. Prótesis valvulares ... 215
Capítulo 14. Endocarditis ... 232
Capítulo 15. Miocardiopatías e insuficiencia cardiaca ... 242
Capítulo 16. Ecocardiografía en la enfermedad arterial coronaria ... 259
Capítulo 17. Ecocardiografía de estrés y otras técnicas ecocardiográficas ... 270
Capítulo 18. Cardiopatías congénitas en el adulto ... 285
Capítulo 19. Ecocardiografía en el quirófano, en el intervencionismo y en las unidades de cuidados intensivos y críticos cardiológicos ... 302
Capítulo 20. Miscelánea ... 316
Algoritmos de estudio ecocardiográfico... 325
Bibliografía recomendada ... 343
y prolija, lo que limita la capacidad de la mayoría de los médicos para adquirir un conocimiento básico sobre ecocar-diografía. Este libro pretende llenar este hueco, dando la formación necesaria para que los médicos puedan entender la información que puede obtenerse de la ecocardiografía.
En los distintos capítulos que componen este libro se pretende ofrecer la información necesaria para el clínico sobre cada uno de los aspectos tratados, de manera que, de forma breve, pueda actualizar sus conocimientos sobre esta técnica.
Espero, con ello, poder contribuir a un mejor diagnóstico y tratamiento de la patología cardiovascular, tan impor-tante en nuestro medio.
para su formación y para recordar de forma rápida las bases de la técnica, tan necesarias a veces para comprender el resultado de las exploraciones. Solo así se pueden tomar decisiones más atinadas sobre nuestros pacientes. Muchos me han pedido una nueva edición del mismo, lo que sugiere que las necesidades de formación detectadas cuando se publicó la primera edición siguen estando presentes en la actualidad.
La ecocardiografía se ha convertido en un complemento imprescindible en la evaluación clínica de los pacientes con patología cardiovascular, por lo que este libro puede ser útil a todos los médicos que toman decisiones clínicas con los pacientes.
En los más de una década transcurrida desde la primera edición, muchas cosas han cambiado en la cardiología y en la ecocardiografía, pero sigue manteniéndose la necesidad de mantener una formación sólida sobre las bases de esta técnica y sobre el uso de la misma. En la ciencia como en la vida, cuanto más rápido es el cambio más importante es tener como referencia lo básico y esencial. Y eso he pretendido en esta nueva edición del libro sobre ecocardiografía, añadir los cambios y las nuevas técnicas, obviamente con el nivel adecuado para un libro introductorio básico, al mismo tiempo que se mantienen los conceptos que hacen entender la información que obtenemos de ella, lo que hará que se integre mejor con la clínica.
Espero que el libro siga siendo de utilidad a los lectores e, indirectamente, a los pacientes.
An Aneurisma Ao Aorta
AP Arteria pulmonar Ap Apical
AS Arteria subclavia Asc Aorta ascendente AVA Área valvular aórtica BP Bronquio pulmonar C Cámaras
CD Seno coronario derecho CI Seno coronario izquierdo D Diámetro
DP Derrame pericádico E Onda de llenado precoz EC Eje corto
EI Endocarditis infecciosa EL Eje largo
EM Estenosis mitral
ETE Ecocardiografía transesofágica ETT Ecocardiograma transtorácico F Fuerza
FC Frecuencia cardiaca
Fd Variación o diferencia Doppler FE Fracción de eyección
FR Fracción de regurgitación GC Gasto cardiaco
Gd Grosor diastólico GPR Grosor parietal relativo H Hígado
IE Índice de excentricidad IM Insuficiencia mitral IT Insuficiencia tricúspide IVT Integral velocidad tiempo
ORE Orificio regurgitante efectivo PE Pararesternal
PISA Superficie del área de isovelocidad proximal PP Pared posterior
PRF Frecuencia de repetición de impulsos Q Flujo
r Radio l Densidad Rao Raíz aórtica
Re Número de Reynolds S Subcostal σ Estrés SE Supraesternal TB Tronco braquiocefálico TD Tiempo de desaceleración THP Tiempo de hemipresión TIV Tabique interventricular
TSVD Tracto de salida del ventrículo derecho TSVI Tracto de salida del ventrículo izquierdo UST Unión sinotubular
VA Válvula aórtica Val Anillo de Valsalva VC Vena cava
VCI Vena cava inferior VCS Vena cava superior VD Ventrículo derecho VH Vena hepática VI Ventrículo izquierdo VL Volumen de latido VM Válvula mitral VP Válvula pulmonar VR Volumen de regurgitación VT Válvula tricúspide
PRINCIPIOS FÍSICOS DE LOS ULTRASONIDOS
Formación de la imagen ecocardiográfica
La onda de sonido es producida por un cristal pie-zoeléctrico, el cual tiene la propiedad de vibrar cuando se le aplica una energía eléctrica o de producir energía eléctrica cuando se le somete a presión (efecto pie-zoeléctrico o de presión-electricidad). Las modifica-ciones en la forma del cristal sometido a la electricidad producen áreas alternantes de compresión y rarefac-ción en el medio que le rodea, lo que da lugar a la onda del sonido (Figura 1.1).
Cuando una onda de ultrasonidos atraviesa un medio, lo hace a una velocidad que varía con el medio considerado. Al encontrarse con zonas de distinta den-sidad en el medio de propagación, parte de la onda se refleja y parte de la misma sigue atravesando el medio en dirección lineal (Figura 1.2). Cuando la porción de la onda reflejada contacta de nuevo con el cristal pie-zoeléctrico y le transmite presión, este es capaz ahora
Figura 1.1. En el cristal con propiedades piezoeléctricas, la aplicación de una corriente eléctrica produce una deformación o vibración del mismo, lo que da lugar al haz de ultrasonidos.
Figura 1.2.a. Cuando un pulso (P) de ultrasonidos se propaga a través de un medio lo hace a una velocidad variable y dependiente de las características del medio considerado. Al contactar con una zona de distinta densidad, parte de la onda es reflejada produciendo un eco (E) que vuelve a contactar con el transductor que produjo la onda inicial.
Figura 1.2.b. El ecocardiógrafo puede conocer la distancia en la que el pulso se ha reflejado multiplicando la velocidad de conducción del ultrasonido en ese medio por la mitad del tiempo, dado que en el tiempo total desde la salida del pulso a la vuelta del eco la distancia se ha recorrido dos veces (ida y vuelta).
de producir electricidad, que será de una intensidad proporcional a la energía recibida. Midiendo el voltaje de esta electricidad podremos establecer la intensi-dad de los ultrasonidos reflejados en el medio, los cua-les serán proporcionacua-les a las diferencias de densidad existente entre las distintas interfases del medio de propagación.
Midiendo el tiempo que tarda el sonido desde que se produce en el cristal piezoeléctrico hasta que, tras reflejarse, vuelve al mismo, podemos calcular la dis-tancia que existe entre el transductor y la superficie en la que se ha reflejado. Solo necesitamos conocer la velocidad de transmisión del sonido en el medio en cuestión (V) y multiplicarla por el tiempo (T). La distan-cia (D) de nuestro interés será realmente la mitad de la calculada, dado que el tiempo considerado mide el camino de ida y de vuelta de los ultrasonidos. De esta forma,
D = V x T 2
A continuación, vamos a analizar con algo más de detalle las características de los ultrasonidos de mayor interés para la comprensión de la ecocardiografía.
El sonido
El sonido es una vibración mecánica en un medio como el aire o el agua. Puede ser clasificado como sonido audible (20-20.000 ciclos por segundo), infra-sonido y ultrainfra-sonido, lo cual depende de la frecuencia del mismo; aquellos sonidos que tienen una frecuen-cia superior a 20.000 ciclos por segundo (cps) no son detectados por el oído humano y se denominan ultra-sonidos.
Una onda de sonido contiene energía que hace que las partículas del medio en el que se propaga comien-cen a vibrar y que se manifiesta a veces como calor. La onda está formada por zonas en las que las partículas del medio se agrupan (compresión), alternando con otras en las que las partículas se separan (rarefacción), lo que traduce cambios en la presión del tejido trans-mitidos por el sonido.
La onda de sonido puede representarse, por tanto, como una onda sinusoidal (Figura 1.3), en la que la altura de la misma sobre la línea de base o por debajo de la misma indica, respectivamente, las zonas de compresión o de rarefacción. La longitud de onda (l) es la distancia entre dos áreas similares en la onda (zona de máxima compresión o rarefacción). La frecuencia de la onda de sonido es igual al número de longitudes de onda por unidad de tiempo; puede expresarse en ciclos por segundo o en hercios (Hz), de forma que 1 Hz es igual a 1 ciclo por segundo. Así, un millón de ciclos por segundo es un megahercio (MHz), unidad en la que se
mide la longitud de onda de los transductores del eco-cardiógrafo. Puede observarse que la frecuencia y la longitud de onda están inversamente relacionadas, de forma que una disminución en la longitud de onda pro-duce un aumento de la frecuencia, y viceversa.
Longitud de onda (l) = 1 Frecuencia
En el transductor de ultrasonidos la onda de soni-dos se forma al aplicar energía eléctrica sobre un cris-tal piezoeléctrico, lo que le hace vibrar. La energía de la corriente eléctrica aplicada al cristal determina la amplitud de la vibración del mismo, y, con ello, la intensidad del pulso de sonido transmitido o la presión generada por el mismo. Al aumentar la intensidad del sonido producimos un incremento en la energía refle-jada por este desde cualquier interfase que atraviese, pero debemos tener en cuenta que un exceso de ener-gía puede dañar el tejido.
La velocidad del sonido en un medio depende de varios factores, como la densidad y elasticidad del mismo. A medida que aumenta la densidad del medio, se incrementa la velocidad de transmisión del sonido en el mismo. Así, en los líquidos la velocidad es de 1.000 a 1.600 m/s; en el cuerpo humano, la velocidad del ultrasonido es de 1.540 m/s o 1,54 mm/ms. Los sonidos de diferente frecuencia atraviesan el mismo medio a la misma velocidad, pero mientras que los sonidos de alta frecuencia penetran poco en el tejido, los de baja frecuencia, por el contrario, son capaces de penetrar en mayor profundidad en el mismo.
El ultrasonido
En medicina se utilizan ultrasonidos que van de 1 a 20 o 30 MHz. Los ultrasonidos tienen, además de las propiedades consideradas en los sonidos de baja
Figura 1.3. La onda de ultrasonido puede representarse como una onda sinusoidal, en la que la altura de la misma sobre la línea basal o por debajo de la misma indica, respectivamente las zonas de compresión o de rarefacción. La longitud de onda (lambda) es la distancia entre dos áreas similares en la onda, y está inversamente relacionada con la frecuencia de la onda.
frecuencia, algunas peculiares que les hacen espe-cialmente útiles para su uso en la exploración ecocar-diográfica. Pueden dirigirse con forma de haz en una dirección concreta, obedecen las leyes ópticas sobre refracción, reflexión y transmisión, y, dada su mayor frecuencia, pueden ser reflejados por partículas más pequeñas y próximas.
El haz de ultrasonidos producido por un transduc-tor tiene forma de haz con una dimensión inicialmente similar a la del transductor. Pueden considerarse dos zonas en el mismo (Figura 1.4); una proximal, en la que el haz mantiene una forma cilíndrica de un tamaño similar al transductor, y otra distal en la que el haz diverge y adquiere forma de cono. La primera se deno-mina campo proximal o zona de Fresnel y la segunda campo distal o zona de Fraunhofer. La longitud del campo proximal varía directamente con el radio del cristal piezoeléctrico e indirectamente con la longi-tud de onda del sonido, de forma que un transductor de mayor tamaño y un sonido de mayor frecuencia –y menor longitud de onda– producirán un aumento de la zona proximal. La divergencia en el campo distal depende también del radio del transductor, de forma que traductores mayores producirán haces de sonidos menos divergentes. La forma del haz de ultra-sonidos es importante porque determina las zonas del corazón que pueden ser exploradas y la intensidad de las señales obtenidas. En la ecocardiografía son prefe-ribles haces más estrechos porque permiten estudiar zonas más pequeñas del corazón y producen señales más intensas, con mejor resolución lateral.
El haz de ultrasonidos puede “enfocarse” modifi-cando la forma del cristal o sometiendo el haz al efecto de una lente. De esta forma, conseguimos en una zona concreta de interés un haz de tamaño reducido y, por tanto, de la máxima intensidad y capacidad de reso-lución (Figura 1.5). La intensidad de la energía dentro el haz varía, siendo mayor en la zona proximal y en las áreas centrales del mismo.
Aunque la mayoría de los ultrasonidos generados por un transductor se alinean en el haz, existen otros
que se propagan radialmente desde el transductor, constituyendo el denominado efecto lateral. estos pro-ducen unos lóbulos laterales al haz principal, o secun-darios, de escasa intensidad (Figura 1.6) que son expo-nencialmente proporcionales a la energía aplicada. A veces pueden producir artefactos dado que si encuen-tran un tejido fuertemente reflector pueden provo-car ecos que al ser recibidos por el transductor serían erróneamente situados en el territorio explorado por el haz principal. Es decir, como el transductor no dis-tingue las zonas laterales del haz principal de ultraso-nidos, todo lo que recibe como reflejado lo sitúa en el camino recorrido por el haz principal, y, por ello, este fenómeno de los lóbulos laterales puede hacer apare-cer en nuestra imagen ecocardiográfica ecos “fantas-mas” reflejados por tejidos que están fuera de ella.
Cuando se transmite a través de un medio homo-géneo, el haz de ultrasonidos sigue una línea recta. Por el contrario, cuando atraviesa un medio con distintas densidades en su interior, como el cuerpo humano, el haz de ultrasonidos se ve modificado a medida que pasa a través de las distintas interfases. En la
inte-racción de los ultrasonidos con el medio las ondas
Figura 1.4. Haz de ultrasonidos con las dos zonas que pueden
considerarse en el haz de ultrasonidos. Figura 1.5. En la parte inferior de la imagen el haz de ultrasonidos ha sido enfocado en la zona indicada por la línea vertical, de forma que puede obtenerse en esa zona un haz de tamaño reducido y con la máxima intensidad y capacidad de resolución.
Figura 1.6. Aunque la mayoría de los ultrasonidos generados por un transductor se alinean en el haz principal, existen otros que se propagan radialmente desde el transductor, constituyendo el denominado efecto lateral. estos producen unos lóbulos laterales al haz principal, o secundarios, de escasa intensidad pero que pueden contribuir a producir artefactos en la imagen ecocardiográfica.
son reflejadas, refractadas, atenuadas y reflejadas de forma dispersa (“scattering”).
Cuando el haz choca con un medio de distinta impe-dancia, una parte del ultrasonido es reflejada hacia atrás, como en un espejo (Figura 1.7). Estos ultrasoni-dos reflejaultrasoni-dos son los utilizaultrasoni-dos para la formación de la imagen ecocardiográfica. Cuanto mayor sea la impe-dancia del tejido encontrado mayor será la cantidad de ultrasonido reflejada. La impedancia de un tejido depende de la densidad del mismo y de la velocidad de transmisión del ultrasonido (impedancia acústica = densidad tejido x velocidad propagación). Esta inte-racción sigue las leyes de la reflexión, por lo que la intensidad del sonido reflejado depende del ángulo de incidencia entre este y la interfase del tejido. La mayor reflexión se produce cuando este ángulo es de 90º, o sea, cuando los ultrasonidos chocan perpendicular-mente con la superficie estudiada.
Cuando la estructura con la que interaccionan los ultrasonidos es muy pequeña, o sea, una dimensión lateral menor de una longitud de onda del ultrasonido en cuestión, este no se refleja hacia atrás sino que se distribuye de forma dispersa de forma radial a par-tir de esta estructura pequeña; es lo que se denomina “scattering”. En este caso, solo una pequeña porción del ultrasonido vuelve a contactar con el transductor.
El ultrasonido también sufre variaciones en su curso cuando contacta con una estructura con distinta impedancia (refracción) (Figura 1.8). Además, a medida que atraviesa el tejido se produce una atenuación del haz de ultrasonidos, dado que parte de su energía se va convirtiendo en calor. Por esto, la profundidad de penetración del ultrasonido está limitada a unas 200 longitudes de onda, lo que hace que para un transduc-tor de 2,5 MHz este límite sea de unos 12 cm y para uno de 1 MHz sea de unos 30 cm. La atenuación es muy dependiente de la impedancia del tejido;
caracte-rísticamente es muy elevada en el aire, lo que explica la “mala ventana ecocardiográfica” de los pacientes enfi-sematosos.
Resolución del sistema
En el estudio ecocardiográfico del corazón es nece-sario separar claramente estructuras de pocos milí-metros de tamaño que se mueven con rapidez y que están separadas entre sí por 1 o 2 mm. Esta capacidad depende de la resolución del sistema utilizado, enten-diendo por tal la menor distancia entre dos puntos en la que estos pueden ser distinguidos como dos pun-tos independientes por el sistema. En los ultrasonidos debe distinguirse entre las resoluciones axial y lateral, según que los puntos que deben diferenciarse estén situados en la línea principal del haz de ultrasonidos o en la porción lateral del mismo (Figura 1.9). Tam-bién debe tenerse en cuenta la resolución elevacional, dependiente del grosor del corte tomográfico reali-zado.
La resolución axial depende de la longitud de onda de la señal de ultrasonidos y de la duración del pulso transmitido (Figura 1.10). La longitud de onda depende de la velocidad de transmisión y de la frecuencia (l = V/F), de forma que la longitud de onda de un ultraso-nido de 3 MHz es de 0,5 mm (1.540 m/s dividido por 3.000.000 cps). Si el sistema emite un pulso de sonido de 5 ciclos, la longitud del mismo será de 2,5 mm (0,5 mm x 5 ciclos). Para que el sistema pueda detectar dos puntos próximos como distintos es necesario que este pulso de ultrasonidos atraviese el segundo de estos puntos cuando ya ha dejado de pasar por el primero, pues de lo contrario lo que nos dará será un punto alargado (Figura 1.11). Por ello, en nuestro ejemplo la Figura 1.7. Cuando una onda que atraviesa un medio de una
determinada impedancia (Z1) contacta con la interfase de un medio
de distinta impedancia (Z2), parte de la onda incidente se refleja y
parte continúa transmitiéndose por el nuevo medio. La onda reflejada es la que es captada por el transductor, y en función de su intensidad y distancia el ecocardiógrafo es capaz de situar la posición de la estructura responsable de la interfase.
Figura 1.8. La refracción produce modificaciones en el curso de la luz cuando pasa por la interfase de dos medios de distinta impedancia; este es un fenómeno frecuente cuando se observa un objeto situado en el agua (por ejemplo, una piedra del fondo de un río) desde la superficie; la variación en el curso de la luz hace que veamos al objeto en una posición ligeramente distinta a la que realmente tiene.
separación mínima que puede ser detectada entre dos puntos sería de 2,5 mm. Una longitud de onda mayor, como correspondería a un sistema de menor frecuen-cia (1 MHz tiene una longitud de onda de 1,5 mm), ten-dría menor resolución axial. Queda claro, por tanto, que la resolución axial depende tanto de la longitud de onda como de la duración del pulso de sonidos, que como mínimo debe ser de medio ciclo.
La resolución lateral depende fundamentalmente de la anchura del haz de ultrasonidos (Figura 1.12). El haz no puede discriminar entre dos puntos situados lado a lado en el mismo haz de ultrasonidos, por lo que cuanto más ancho sea el haz menor será la resolución lateral. La anchura del haz de ultrasonidos depende del tamaño del transductor, de la forma del mismo, de
la frecuencia y del enfoque del haz de ultrasonidos. La ganancia excesiva del sistema o la mayor energía del mismo incrementan los ecos laterales del haz de ultrasonidos, lo que tiene un efecto similar a aumentar la anchura del haz y, por ello, disminuye la resolución lateral.
El grosor del corte tomográfico realizado por el haz de ultrasonidos depende de las características del transductor y de la profundidad considerada, pudiendo ser de 3-10 mm según la profundidad considerada. Esto limita la capacidad de la imagen ecocardiográ-fica para discriminar entre reflectores situados den-tro de ese mismo corte a la misma profundidad, espe-cialmente si el tejido reflector más externo es muy potente (resolución “elevacional”).
Segundo armónico
La señal de ultrasonidos sufre distorsión a medida que atraviesa el tejido, lo que produce otras frecuen-Figura 1.9. En este esquema del haz de ultrasonidos se muestra
gráficamente la resolución axial y lateral. La resolución axial es la capacidad de distinguir dos puntos situados próximos en la misma dirección del haz de ultrasonidos; depende de la longitud del pulso y de la frecuencia del haz de ultrasonidos. La resolución lateral, que depende de la anchura del haz, de la profundidad y de la ganancia, es la capacidad para distinguir entre dos puntos situados lado a lado.
Figura 1.11. Para que el sistema pueda detectar dos puntos próximos como distintos es necesario que el pulso de ultrasonidos atraviese el segundo de estos puntos cuando ya ha dejado de pasar por el primero, pues de lo contrario lo que nos dará será un punto alargado. En este ejemplo, los puntos A y B no podrán ser distinguidos entres sí, pues están separados por una distancia menor que la longitud del pulso de ultrasonidos, mientras que los puntos B y C y estarán perfectamente separados entre sí en el estudio ecocardiográfico.
Figura 1.10. Formas del pulso de ultrasonidos. Los pulsos de ultrasonidos cortos con comienzo y terminación brusca (superior) producen un haz de ultrasonidos con un rango de frecuencias elevado (banda ancha), mientras que los pulsos cortos de comienzo más gradual (inferior) producen un haz con una banda de frecuencias más estrecha. Este tipo de haz es útil en el segundo armónico.
Figura 1.12. La resolución lateral depende de la anchura del haz de ultrasonidos, pues solo discriminará como dos objetos distintos aquéllos que no sean atravesados por el haz simultáneamente.
cias de sonidos que son armónicos de la frecuencia original o fundamental. Los armónicos tienen una fre-cuencia que es múltiplo exacto (doble, triple, cuádru-ple, etc.) de la frecuencia original. Por ello, un trans-ductor que emita a una frecuencia y reciba solo al doble de la frecuencia emitida va a detectar el segundo armónico producido por el haz de ultrasonidos, evi-tando todos los ecos que no corresponden a la estruc-tura que nos interesa y que producen ruido en la ima-gen (Figura 1.13). Actúa como una especie de filtro que contribuye a mejorar la calidad de la imagen, haciendo más evidentes los ecos producidos por el endocardio.
La propagación del haz de ultrasonidos por el tejido va modificando la onda de ultrasonidos debido al hecho de que el tejido es compresible; puesto que la velocidad del haz de ultrasonidos en el tejido depende de la densidad del tejido, la velocidad en el pico de la onda (compresión) sea algo mayor que la velocidad en el valle de la misma (rarefacción), lo que modifica progresivamente la forma de la onda de ultrasoni-dos, que tiene unos picos más agudos que los valles (Figura 1.14); esta modificación va añadiendo armó-nicos a la señal, lo cual hace que estos aumenten a medida que lo hace la profundidad de transmisión de la señal. Habitualmente, la mayoría de los armónicos se producen en la distancia de exploración del corazón, por lo que están presentes cuando se explora el cora-zón con ultrasonidos. La magnitud de la energía de los segundos armónicos está relacionada de forma expo-nencial con el poder de la frecuencia fundamental.
Para producir el segundo armónico es preferible utilizar un haz de ultrasonidos con una banda de fre-cuencias estrecha, para lo que se utiliza un pulso de ultrasonidos estrecho que comienza y finaliza de forma progresiva. De esta forma se separan mejor los ecos fundamentales de los segundos armónicos cuando se
reciben en el transductor en la frecuencia doble de la fundamental (Figura 1.13).
El segundo armónico puede utilizarse para visuali-zar con mayor claridad el tejido o el contraste.
La imagen armónica de tejido permite obtener una imagen bidimensional de mayor calidad. Por una parte, evita los artefactos que suelen producirse por reflexión de los ultrasonidos (”scatter”) en el campo proximal, debido a que la energía armónica se produce a cierta profundidad del haz de ultrasonidos y es mínimo en el campo proximal, cuando el haz de ultrasonidos atra-viesa la pared torácica (Figura 1.15). También se redu-cen de forma marcada los artefactos secundarios a los lóbulos laterales dada la menor energía de los ultrasoni-dos en esta modalidad (Figura 1.16); esta menor energía mejora también la resolución lateral de los ultrasonidos cuando se utiliza esta modalidad.
Cuando se utiliza el segundo armónico con la inyec-ción de contraste, lo que sucede es que las microbur-bujas que van en la circulación sanguínea resuenan cuando se encuentran expuestas a los ultrasonidos, y lo hacen con una frecuencia que es doble de la fundamen-tal (segundo armónico). Cuando el transductor recibe el segundo armónico obtendrá la señal emanada de las microburbujas, sin interferencia de los ecos reflejados por el tejido. La potencia de los ultrasonidos utilizados debe ser baja en este caso para evitar la destrucción de las microburbujas del contraste. De hecho, se han desa-rrollado distintos sistemas para incrementar el tiempo de supervivencia de las burbujas en el torrente circula-torio mientras son expuestas a los ultrasonidos.
Doppler
En la ecocardiografía en modo M o 2D los ultraso-nidos son utilizados para crear imágenes morfológicas
Figura 1.13. En el segundo armónico es preferible utilizar un haz de ultrasonidos que tenga una señal de banda estrecha; en este caso, la señal queda perfectamente separada del segundo armónico con lo que al producir la filtración de la misma no aparecerán señales fundamentales (derecha). Por el contrario, cuando la señal es de banda ancha se producirá una gran superposición de señales fundamentales y de segundo armónico, lo que impedirá separarlas adecuadamente al filtrarlas (izquierda).
Figura 1.14. A medida que se va adentrando en el tejido, la onda de sonido sufre una distorsión, lo que produce segundos armónicos. Debido a la compresibilidad del tejido, la velocidad en el pico es mayor que la velocidad en el valle, lo que produce unos picos más agudos. En la parte superior se representa la onda sinusoidal normal y en la parte inferior la onda distorsionada tras su paso por el medio.
del corazón en una o dos dimensiones, respectiva-mente. Con el Doppler, por el contrario, los ultrasoni-dos se utilizan para analizar el flujo de la sangre en el interior del corazón y de los vasos.
Cuando un haz de ultrasonidos alcanza a un objeto en movimiento, parte del ultrasonido es reflejado de forma que su frecuencia se ve afectada por la veloci-dad del objeto móvil. Cuando el objeto en movimiento se acerca hacia la fuente de ultrasonidos, la frecuencia del sonido reflejado es mayor que la frecuencia original del ultrasonido, mientras que, por el contrario, cuando el objeto móvil se aleja de la fuente de ultrasonidos, la frecuencia del sonido reflejado es menor (Figura 1.17). En la práctica puede observarse este efecto cuando un objeto móvil que produce un sonido (por ejem-plo, un tren silbando o un coche con sirena) se acerca o se aleja de nosotros; cuando se acerca a nosotros el
sonido es más agudo (mayor frecuencia) mientras que cuando se aleja el sonido es más grave (menor frecuen-cia). Puesto que la modificación de la frecuencia del ultrasonido que se produce al interaccionar este con el objeto en movimiento es dependiente de la velocidad y dirección del mismo, del cambio de la frecuencia del ultrasonido puede deducirse la velocidad y la direc-ción del objeto en movimiento. Este es el denominado efecto Doppler (Figura 1.18).
Se denomina variación o diferencia Doppler (Fd) a la
diferencia entre la frecuencia transmitida (Ft) y la
fre-cuencia de recepción (Fr) del ultrasonido.
Variación o diferencia Doppler: (Fd)= Ft – Fr
La variación sufrida por el ultrasonido al chocar con los hematíes en movimiento del torrente circulatorio nos permite calcular la velocidad de la sangre. Esta Figura 1.15. A medida que se incrementa la distancia por la que
se ha propagado la frecuencia fundamental aumenta la amplitud de los segundos armónicos generados por el haz. En las proximidades del transductor, cerca de la piel, se producen pocos armónicos; por el contrario, en la distancia de interés para la exploración ecocardiográfica se produce un importante número de segundos armónicos, los cuales pueden ser utilizados para mejorar la imagen ecocardiográfica.
Figura 1.16. La frecuencia fundamental del haz de ultrasonidos tiene lóbulos laterales, que producen artefactos y disminuyen la resolución lateral del haz de ultrasonidos. El segundo armónico es más débil pero está libre de los lóbulos laterales, incluso después de su amplificación.
Figura 1.17. Cuando las ondas de ultrasonidos contactan con un objeto en movimiento, la frecuencia aumenta en la dirección del movimiento del objeto y disminuye en la dirección contraria (efecto Doppler). En la imagen de la izquierda no hay variación en la frecuencia de la onda emitida, puesto que no hay movimiento; por el contrario, en la imagen de la derecha, existe un objeto que se desplaza en la dirección de la flecha, lo que aumenta la frecuencia del sonido en esa dirección.
Figura 1.18. Esquema del efecto Doppler. El haz de ultrasonidos emitido desde el transductor de ultrasonidos con una frecuencia de transmisión (ft o f0) choca con los hematíes en movimiento del
torrente circulatorio. Los hematíes reflejan parte de este haz de ultrasonidos con una modificación de su frecuencia original (fr–f0 = ∆f) que depende de la frecuencia de transmisión original, de
la velocidad de los hematíes en la circulación de la sangre, de la velocidad de transmisión del ultrasonido (c) y del ángulo del haz de ultrasonidos con el movimiento de los hematíes (F).
variación va a depender de la velocidad de los hema-tíes (V) y de su dirección con respecto al transductor, establecida por el ángulo existente entre la fuente de ultrasonidos y la dirección del flujo sanguíneo (F).
F [d] = 2 x F [t] x v cosφ C
Deben tenerse en cuenta también la velocidad del ultrasonido en la sangre (C) y un factor 2 dado que el camino recorrido por el ultrasonido es doble: desde el transductor hacia los hematíes y viceversa.
De esta ecuación puede despejarse la velocidad de la sangre (V), que es lo que nos interesa realmente, obteniendo:
V = (F [t] – F [r] x C 2 x F [t] x cosφ
Como puede verse, un aspecto muy importante es el ángulo existente entre el transductor y los hematíes en movimiento (F). Cuando el haz de ultrasonidos está
paralelo al flujo de la sangre (0º y 180º), el coseno del ángulo es 1 y la desviación Doppler será estimada per-fectamente. Por el contrario, cuando el ángulo es de 90º, el coseno del mismo es 0 y la desviación Doppler será 0, lo que hará que se infravalore totalmente la misma. Se estima adecuado un ángulo menor de 20º entre la fuente de ultrasonidos y la dirección del flujo sanguíneo, lo que producirá infravaloraciones de la velocidad calculada menores del 10%. Ángulos mayores pueden introducir sesgos significativos en el cálculo de las velocidades.
Se deduce de todo ello que para el estudio Doppler el haz de ultrasonidos debe estar perfectamente ali-neado —siendo paralelo— con el flujo de la sangre en
estudio, de forma que se consiga un ángulo entre ellos de 0º y una perfecta estimación de la velocidad en estudio. Esto lo diferencia del estudio morfológico del corazón con ultrasonidos, en el que la mejor imagen se obtiene cuando el haz de ultrasonidos es perpen-dicular a la estructura estudiada, momento en el que se produce la mayor reflexión de los ultrasonidos. Por ello, en el estudio ecocardiográfico con Doppler debe buscarse un equilibrio entre ambas características, obteniendo la mejor información de cada una de las técnicas en distintas ventanas ecocardiográficas. Así, con cierta frecuencia, el sitio desde el que obtenemos la mejor imagen morfológica del corazón no coincide con aquél desde el que podemos realizar el mejor estu-dio del flujo sanguíneo mediante Doppler; por ejem-plo, el grosor del tabique interventricular en el plano paraesternal —haz de ultrasonidos perpendicular a la estructura— y la velocidad de llenado de la válvula mitral en el plano apical de 4 cámaras —haz de ultraso-nidos para el Doppler paralelo al flujo—
La señal reflejada que recibe el transductor es comparada con la señal emitida por este mediante la transformada de Fourier, de forma que las diferencias encontradas entre ellas (análisis espectral) se repre-sentan gráficamente con el tiempo en el “eje de las x” y la desviación Doppler en el de las “y”. Se consideran como positivas, y situadas por encima de la línea del 0, las señales que se dirigen hacia el transductor, y como negativas, y situadas por debajo de la línea del 0, las que se alejan del mismo. Puesto que en cada momento coinciden muchas frecuencias de intensidad variable, la intensidad de cada una se representa con diferentes brillos.
Los transductores Doppler necesitan mayor poten-cia que los sectoriales (imagen 2D) para poder obtener los ultrasonidos procedentes de reflectores menos potentes como los hematíes en circulación. Los trans-ductores de menor frecuencia permiten obtener una mayor penetración del ultrasonido. La ganancia del sis-tema debe elevarse hasta que se comiencen a obtener artefactos; debe utilizarse un rango dinámico de 25-30 dB, aunque un rango menor puede ayudar a disminuir los artefactos. El tejido produce señales de menor fre-cuencia, pero mucho más intensas que los hematíes (alrededor de 40 dB más que las señales de estos), por lo que debe usarse un filtro de pared (un filtro de alto paso que evitará el paso de las señales de baja frecuen-cia y alta intensidad del tejido) para evitar que esta información contamine la que interesa en esta técnica, que es la procedente de los hematíes. El filtro de pared debe ajustarse a la frecuencia más baja posible, pero sin afectar a las señales del flujo, al mismo tiempo que el foco del Doppler debe situarse sobre la zona de inte-rés. La señal Doppler producida por el tejido se utiliza en el Doppler tisular (Figura 1.19).
Figura 1.19. Las señales Doppler que vuelven al transductor desde los tejidos pueden ser procedentes del movimiento de la pared cardiaca o de la sangre circulante. Las señales que proceden del movimiento de pared son de poca frecuencia pero de gran amplitud, mientras que las que proceden de la circulación son de mayor frecuencia y menor amplitud. Para el estudio Doppler de la circulación se utiliza un filtro de paso alto que elimina las señales de menor frecuencia, con lo que solo quedan las señales procedentes de la circulación; por el contrario, para el Doppler tisular deben eliminarse las señales de la sangre.
y otro que registra, también continuamente, la señal reflejada. La señal recibida continuamente representa, por tanto, la desviación sufrida por el haz de ultraso-nidos en todo el trayecto recorrido por el mismo. Esta señal constará de múltiples frecuencias, cada una de una zona del trayecto, pero no podremos saber de donde procede con exactitud la mayor frecuencia detectada (Figura 1.20). Por ello, no podremos discri-minar el lugar exacto en el que se ha producido una aceleración inadecuada del flujo sanguíneo. Por el contrario, no habrá problemas en registrar cualquier frecuencia, por elevada que sea esta, debido a que estamos continuamente analizando la onda de ultra-sonidos reflejada lo que nos dará una información pun-tual de su morfología. Por ello esta modalidad es espe-cialmente útil para medir gradientes elevados, como en la estenosis aórtica.
El Doppler pulsado, por el contrario, sí permite medir una velocidad en un punto concreto del trayecto recorrido por el haz de ultrasonidos. La zona explorada viene representada por el denominado “volumen de la muestra”, cuyo tamaño puede ser modificado dentro de ciertos límites, y que aparece en el cursor del haz de ultrasonidos sobre la imagen bidimensional.
El Doppler pulsado es capaz de medir la velocidad en un punto concreto gracias a que el transductor emite ultrasonidos durante unos momentos y recibe la señal reflejada por estos durante otros (Figura 1.21). Variando el tiempo de “escucha” podremos seleccionar el área explorada, dado que este tiempo tiene que dar lugar a que el ultrasonido llegue a la zona en cuestión y vuelva de la misma. El intervalo en el que se repite esta secuencia de transmisión-recepción es la deno-minada “frecuencia de repetición de impulsos” (PRF, en sus siglas en inglés por pulsed-repetition frequency). Cuando interrogamos una zona próxima al transduc-tor, por tanto, el PRF puede ser mayor, mientras que, para zonas más lejanas, el PRF debe ser menor (nece-sitamos más tiempo de escucha puesto que el estímulo tarda más tiempo en llegar y volver).
El hecho de que el transductor no esté continua-mente analizando la señal, sino que tenga que alternar este proceso con períodos de silencio en la emisión, introduce algunas limitaciones al método. Para iden-tificar correctamente la frecuencia de una onda de ultrasonidos es necesario analizar esta (emitir y recibir una señal que choque con ella y nos vuelva
transfor-mada) múltiples veces, pues de lo contrario no sere-mos capaces de conocer la frecuencia real de la señal (Figura 1.22). Si solo tomamos una muestra de una onda sinusoidal, conoceremos la frecuencia en ese momento, pero será imposible que conozcamos cuál es su morfología. Si tomamos dos muestras, tendremos algo más de información, pero la misma incertidumbre sobre las características reales de la señal. Si hacemos un muestreo con una frecuencia similar a la longitud de onda de la señal, no podremos todavía conocer la mor-fología real de la onda en cuestión (veremos solo los picos positivos o los negativos, pero no ambos). Real-mente, debemos analizar la señal con una periodici-dad al menos del doble que la frecuencia de la señal de Figura 1.20. Doppler continuo del flujo de una comunicación interventricular. Puede observarse la elevada frecuencia detectada indicativa de un elevado gradiente entre ambos ventrículos (CIV restrictiva).
Figura 1.21. Imagen de Doppler pulsado del flujo de una válvula pulmonar normal.
ultrasonidos (límite Nyquist) para que podamos dedu-cir con cierta precisión la forma de la onda. Obvia-mente, esta deducción nunca será tan precisa como la que obtenemos si analizamos la señal continuamente, como hacemos con el Doppler continuo. La limitación será más evidente en la mayor profundidad, puesto que la frecuencia de repetición de impulsos debe ser menor, y, como hemos visto, a mayor frecuencia de repetición de impulsos, mayor información tenemos sobre la onda y mayor precisión sobre la morfología de la señal.
Quizá pueda entenderse esto con un ejemplo. Si queremos analizar el curso de la bolsa de valores a lo largo de una semana, y esta sigue un patrón diario de subidas matutinas y bajadas vespertinas, será difícil que nos enteremos de lo que pasa si solo la miramos los lunes por la mañana, pues nos parecerá que siem-pre está alta. Si, además del lunes, miramos el miérco-les por la mañana, nos seguirá pareciendo que siempre está alta, al igual que si miramos todos los días de la semana por la mañana. Debemos mirar todos los días por la mañana y por la tarde para descubrir su autén-tico patrón de respuesta. Es decir, nuestra frecuencia de interrogación (PRF) debe ser al menos el doble de nuestra longitud de onda (distancia entre dos elevacio-nes matutinas o caídas vespertinas de la bolsa), para conocer algo su morfología. Aún así, se nos escaparán las pequeñas oscilaciones que detectaríamos si estu-viéramos continuamente analizando los valores bursá-tiles (equivalente al Doppler de onda continua), y que tan lucrativos beneficios pueden reportar a los exper-tos bursátiles.
Cuando nuestro PRF es menor de la mitad de la lon-gitud de onda, no podremos saber la morfología real de la onda, por lo que se produce ambigüedad en la señal y aparece el denominado solapamiento o “aliasing”, que
nos impide conocer la dirección real de la señal. En este caso, la desviación Doppler no se dirige hacia arriba ni hacia abajo, sino que llena tanto la parte positiva como la parte negativa, como si girara alrededor de la línea del 0, de forma que es imposible saber su velocidad o su dirección (Figura 1.23). En la Tabla 1.1 se indican los artefactos más frecuentes que pueden aparecer en el Doppler pulsado. En la Figura 1.24 se muestra un ejem-plo de imagen especular, en la que puede observarse el flujo de la aorta abdominal con Doppler pulsado, y su imagen especular que aparentemente se dirige en direc-ción contraria y es de menor intensidad; este artefacto puede reducirse disminuyendo la ganancia del equipo.
Algunos equipos tienen un sistema, denominado de elevada frecuencia de repetición de impulsos (alta
PRF), que permite determinar mediante Doppler
pul-sado velocidades algo más elevadas. Consiste en emitir varios pulsos cortos de ultrasonido que están simultá-neamente atravesando el campo de estudio, a diferencia del Doppler pulsado, que emite un solo pulso cada vez y espera a que este vuelva reflejado antes de enviar el siguiente. El transductor recibe más información de la onda y podrá determinar velocidades más elevadas, pero no podrá precisar el lugar exacto en el que esta se produce puesto que no sabe con exactitud la distan-cia viajada por la onda, a diferendistan-cia de lo que hace el Doppler pulsado. De alguna manera es un sistema inter-medio entre el Doppler pulsado y el continuo.
El Doppler color se basa en los principios del Doppler pulsado, por lo que tiene las mismas limita-Figura 1.22. Si hacemos un muestreo con una frecuencia similar
a la longitud de onda de la señal, no podremos todavía conocer la morfología real de la onda en cuestión (veremos solo los picos positivos o los negativos, pero no ambos). Realmente, debemos analizar la señal con una periodicidad al menos del doble que la frecuencia de la señal de ultrasonidos (límite Nyquist) para que
podamos deducir con cierta precisión la forma de la onda. Figura 1.23. Cuando el PRF del Doppler pulsado es menor de la mitad de la longitud de onda, no podremos saber la morfología real de la onda, por lo que se produce ambigüedad en la señal y aparece el denominado “aliasing”, que nos impide conocer la dirección real de la señal. En este caso, la desviación Doppler no se dirige hacia arriba ni hacia abajo, sino que llena tanto la parte positiva como la parte negativa, como si girara alrededor de la línea del 0, de forma que es imposible saber su velocidad o su dirección, como ocurre en este flujo de una insuficiencia aórtica.
ciones que este para estimar velocidades elevadas. En este caso, se analizan simultáneamente múltiples haces de ultrasonido (Figura 1.25), lo que permite hacer una representación bidimensional del flujo que se superpone a la imagen morfológica en 2D (Figura 1.26). Se utiliza un código de colores, de forma que se representan en rojo los flujos que se acercan al transductor y en azul aquéllos que se alejan del mismo. Cuando se produce “aliasing” por aparecer una veloci-dad de flujo elevada, este se representa como una mez-cla de rojo y azul, con tonalidades mez-claras (Figura 1.27).
Es una técnica muy útil para estudiar las regurgitacio-nes valvulares y los cortocircuitos. En la Tabla 1.2 se indican los artefactos más frecuentes con el Doppler color.
El Doppler tisular (DT) permite la evaluación del movimiento del miocardio mediante la técnica Doppler, frecuentemente con codificación en color.
Figura 1.24. Ejemplo de imagen especular, en la que puede observarse el flujo de la aorta abdominal con Doppler pulsado, y su imagen especular que aparentemente se dirige en dirección contraria y es de menor intensidad; este artefacto puede reducirse disminuyendo la ganancia del equipo.
Figura 1.26. Imagen de Doppler color del flujo normal de la vena cava inferior. Como el flujo se acerca al transductor, se representa en color rojo.
Figura 1.25. En el Doppler color se envían distintos impulsos en diferentes momentos y se analiza la información obtenida en cada uno de ellos para evaluar las diferencias. En este ejemplo se representa la información de un punto A, que se desplaza alejándose del transductor, de un punto B, que se desplaza acercándose al transductor, y de un punto C, que permanece estático. En el primer impulso, enviado en el tiempo t1, los puntos estarán en las zonas
indicadas. En el segundo impulso, enviado en el tiempo t2, los puntos
A y B se habrán desplazado en la dirección indicada, mientras que
el punto C habrá permanecido en el mismo lugar. Al analizar la diferencia entre ambos impulsos puede calcularse la distancia en la que se han separado ambos pulsos (o mejor, su frecuencia o la frecuencia Doppler) y la dirección en la que lo han hecho.
Imagen
especular La imagen espectral muestra flujo tanto por arriba como por debajo de la línea basal
Anchura del
haz Se superponen señales Doppler de estructuras próximas Efecto del
tiempo de tránsito
La señal Doppler cambia en su velocidad a medida que atraviesa las estructuras en movimiento, lo que puede dar lugar a una ligera sobreestimación de la desviación Dopper
Ángulo no
Utiliza también la desviación en la frecuencia del ultra-sonido para calcular la velocidad del miocardio, por lo que es similar al estudio de la velocidad de la sangre mediante Doppler, aunque deben realizase ajustes importantes en ganancia y rechazo para obtener una imagen de calidad. El movimiento del tejido es mucho más lento que el de la sangre, por lo que debe dirigirse al estudio de variaciones de frecuencia menores. Como el tejido es un reflector del sonido mucho mayor que la sangre, la señal reflejada es mucho más intensa, por lo que deben realizarse ajustes para evitar la saturación. El DT ofrece la posibilidad de ser capaz de realizar una medición objetiva para cuantificar la función global y regional del miocardio mediante la evaluación de los datos de velocidad del miocardio. Se utilizan dos téc-nicas: Doppler tisular pulsado y Doppler tisular codifi-cado en color.
El DT tiene la ventaja de que la desviación Doppler producida por el tejido es de gran amplitud, de forma que es unos 40 dB mayor que las señales Doppler del flujo sanguíneo. Por ello, el DT debe suprimir los filtros de alto paso utilizados por el Doppler que estudia el flujo sanguíneo para centrarse en los valores de baja velocidad del movimiento miocárdico (Figura 1.19). Esto hace que una importante ventaja del DT es la ele-vada relación señal/ruido, de forma que son posibles las mediciones de la velocidad del anillo mitral en casi todos los pacientes. Su mayor desventaja es la incapa-cidad de distinguir entre la contracción activa del
mio-cardio y el desplazamiento pasivo de una zona aquiné-tica por el movimiento del miocardio normal del área vecina.
El DT pulsado está disponible en la mayoría de los equipos actuales. Requiere unos ajustes específicos en cada equipo y habitualmente utiliza un volumen de muestra de 1 cm que se dirige para evaluar la región de interés, que, con mayor frecuencia, es el anillo mitral. El DT codificado en color permite superponer los datos de movimiento del tejido sobre la imagen en escala de grises de la ecocardiografía 2D convencional en tiempo real.
EL ECOCARDIÓGRAFO
El ecocardiógrafo contiene todos los circuitos elec-trónicos necesarios para transmitir, recibir, amplificar y representar gráficamente todos los ultrasonidos uti-lizados en el estudio del corazón. En los ecocardiógra-fos se encuentran, también, elementos para registrar la imagen formada, como videos, cámaras fotográficas o sistemas de registro digital (Figura 1.28).
No vamos a comentar los aspectos técnicos del sis-tema, sino que, por el contrario, vamos a referirnos a los elementos esenciales del mismo, y que son del máximo interés para la persona que realiza la exploración.
El transductor de ultrasonidos
El transductor es un elemento esencial en el estu-dio ecocarestu-diográfico. Es la pequeña sonda que trans-mite la energía hacia el corazón y que recibe los ecos Figura 1.27. En el Doppler color, el fenómeno de “aliasing” se
representa como una mezcla de colores de distintas tonalidades. Esta imagen es de un eco transesofágico a través de la válvula mitral en el que puede verse el flujo acelerado y con “aliasing” tras una reparación de la válvula mitral.
Tabla 1.2. Artefactos del Doppler color.
Artefacto Mecanismo
Aliasing Imposibilidad de medir la velocidad máxima por superar esta la frecuencia Nyquist. Aparece una mezcla de colores Sombra No existe señal Doppler detrás de
reflectores potentes, como las prótesis Flujos
fantasma Aparición de destellos breves de color sobre zonas de tejido que no tiene flujo real en su interior.
Ruido basal Imágenes de color sobre el tejido, mantenidas, cuando la ganancia está muy alta.
Ganancia
baja Cuando la ganancia está demasiado baja puede no detectarse el flujo Ángulo no
reflejados por el mismo. Su tamaño permite que la mano lo sitúe sobre las distintas ventanas ecocardio-gráficas para realizar la exploración cardiaca.
En el transductor está alojado el cristal piezoeléc-trico, de cerámica, cuarzo o titanato, así como los elec-trodos que transmiten la energía eléctrica al mismo y sistemas de fijación y aislamiento (Figura 1.29). La frecuencia del transductor depende del tamaño del elemento piezoeléctrico, de forma que el grosor del mismo es inversamente proporcional a la frecuencia generada. Para producir 1 MHz es necesario un cristal de aproximadamente 2 mm.
El transductor más sencillo, el necesario para la rea-lización de ecocardiografía en modo M, está formado por un solo cristal piezoeléctrico, que emite durante un período determinado de tiempo (1-6 µs) y recibe durante el resto. Para la ecocardiografía en 2D es necesario que el haz de ultrasonidos realice un barrido por la zona de interés; este barrido puede hacerse por medios mecánicos o electrónicos. En el primer caso, existe un sistema mecánico que moviliza el cristal pie-zoeléctrico (Figura 1.30). En el caso de los
transduc-tores electrónicos, por el contrario, existen múltiples cristales que son electrónicamente activados en una secuencia que produce un barrido sobre el campo de interés, sin que exista realmente movimiento de los cristales (Figura 1.31). La mayoría de los transductores que se utilizan en la actualidad son electrónicos. Para el estudio con Doppler continuo son necesarios dos cristales piezoeléctricos, uno para emitir y otro para recibir continuamente la señal.
Como se ha comentado previamente, la resolución del sistema de ultrasonidos depende de la longitud Figura 1.28. Fotografía de dos equipos de ecocardiografía.
Figura 1.29. Esquema de un transductor de ultrasonidos. El cristal piezoeléctrico produce el ultrasonido cuando se le aplica la corriente que recibe desde el equipo a través del cable. El material de amortiguación permite obtener trenes de impulsos cortos, lo que mejora la resolución. La lente acústica, o el foco electrónico, permiten enfocar el haz de ultrasonidos.
Figura 1.30. En los transductores mecánicos, los cristales de ultrasonidos giran rápidamente impulsados por un pequeño motor para formar el haz de ultrasonidos. En otro tipo, en lugar de rotar, lo cristales oscilan para formar el haz.
Figura 1.31. En los transductores electrónicos, formados por múltiples cristales montados linealmente, la variación en la dirección del haz de ultrasonidos se obtiene produciendo variaciones en la secuencia de activación de los microcristales. En el transductor superior izquierdo, todos los microcristales son activados al mismo tiempo (línea discontinua), lo que produce un haz perpendicular al transductor. Por el contrario, en el transductor superior derecho se activan antes los microcristales situados en la parte superior del transductor, lo que da lugar a un haz de ultrasonidos que se dirige hacia la parte inferior de la imagen. Si se activan antes los cristales de los extremos que los del centro se obtiene un haz más enfocado (transductor inferior).
de onda del mismo y de la longitud del pulso emitido. Los cristales piezoeléctricos cuando son excitados eléctricamente tienden a continuar vibrando durante cierto tiempo, lo que conduce a la emisión de pul-sos de ultrasonidos demasiado largos, lo que limita la resolución del sistema. Para evitar este problema se utiliza un material alrededor del cristal que amortigua esta vibración, aunque no de forma excesiva; de esta manera, la mayoría de los transductores emiten un tren de impulsos de ultrasonidos corto, lo que permite obtener la mejor resolución axial. Este tipo de pulsos hace que se transmita un amplio espectro de frecuen-cias junto con la fundamental. Si se utiliza un pulso corto de comienzo y terminación progresivos puede obtenerse un haz de ultrasonidos de banda de frecuen-cias más estrechas y más centrado en la frecuencia fundamental del cristal piezoeléctrico; esta banda más estrecha es útil en el segundo armónico.
En la elección del transductor adecuado para una exploración ecocardiográfica debe tenerse en cuenta que a mayor frecuencia del mismo obtendremos mayor resolución, pero menor penetración en los teji-dos. Por ello, en el estudio transtorácico del corazón humano adulto deben utilizarse 2,5 MHz; en los niños son más apropiados transductores de 3,5 MHz y en los niños pequeños y neonatos de 5 ó 7 MHz. En la actualidad existen transductores multifrecuencia que pueden variar la frecuencia de emisión, dentro de un rango razonable, en función de las características del paciente explorado (Figura 1.32).
Los transductores suelen tener una marca (punto de color, muesca, pequeña luz) en uno de sus extremos para ayudarnos a obtener la orientación correcta de la imagen ecocardiográfica. Para ello, durante la explora-ción la marca debe mirar hacia la cabeza del paciente en los planos longitudinales (representación de la aorta en la derecha de la pantalla) y hacia la izquierda del mismo
en los planos transversales (ventrículo izquierdo en la derecha de la pantalla). La mayoría de los equipos de ecocardiografía tienen en la parte superior de la panta-lla una marca que se corresponde con la del transductor, indicando que en esa zona se representa lo explorado con la parte marcada de la sonda (aorta y ventrículo izquierdo en la parte derecha de la pantalla, según la forma estándar de representación del ecocardiograma).
Modalidades de imagen
En el estudio ecocardiográfico pueden utilizarse distintas técnicas ecocardiográficas, que se comple-mentan entre sí para dar una información precisa de la anatomía y de la función cardiaca.
El ecocardiograma en modo M, una de las técnicas más antiguas, permite estudiar el corazón a través de un solo haz de ultrasonidos (Figura 1.33). Representa, por tanto, solo las estructuras que son atravesadas por ese haz de ultrasonidos en la posición considerada. La imagen se registra en vídeo o en papel en función del tiempo (25-100 mm/s). El cristal piezoeléctrico cam-bia rápidamente entre emisión y recepción (1.000-5.000 pulsos/s), lo que hace que la imagen se actualice muy rápidamente y tenga, por ello, una alta resolución espacial y temporal. Es útil, por tanto, para cuantificar tiempos y para estudiar estructuras con movimiento rápido, como las válvulas cardiacas.
En el ecocardiograma bidimensional o 2D la ima-gen se forma con transductores que tienen numerosos
Figura 1.32. Transductor electrónico. Puede observarse la marca que indica la zona visualizada en la parte derecha de la pantalla del ecocardiógrafo (flecha).
Figura 1.33. Ecocardiograma en modo M. Con un haz de ultrasonidos se realiza un barrido desde el ventrículo izquierdo (representado a la izquierda) hasta la raíz aórtica (representada a la derecha), pasando por la válvula mitral. En los equipos modernos se representa en la parte superior la imagen en ecocardiografía bidimensional y el haz de ultrasonidos (línea de trazo discontinuo) en la zona que está realizando el corte en cada momento. AI = aurícula izquierda. Ao = aorta. VD = ventrículo derecho. VI = ventrículo izquierdo. VM = válvula mitral.
cristales piezoeléctricos, los cuales son desplazados mecánica o electrónicamente a través de un plano de estudio para darnos una imagen bidimensional del corazón (Figura 1.34). Cada línea de estudio requiere un tiempo de emisión y recepción para formar la ima-gen, por lo que el tiempo necesario para estudiar un plano depende del número de líneas que lo for-men. Debe buscarse un equilibrio entre la velocidad de formación de la imagen (tiempo total requerido para formarse esta tras activarse todas y cada una de las líneas) y el número de líneas de la imagen. Debe tenerse en cuenta que, para el estudio del corazón, un órgano en movimiento, es deseable una elevada veloci-dad de formación de imagen (superior o igual a 25 imá-genes/s), lo que hace que la resolución temporal sea bastante menor que la del modo M (40 µs por imagen formada para una velocidad de 25 imágenes/s).
Habitualmente la imagen del haz de ultrasonidos está formada por numerosas líneas de exploración (alrededor de 100), en cada una de las cuales existe numerosa información (alrededor de 400 puntos en los que obtiene información). El ecocardiógrafo tiene que integrar esta información para formar la imagen ecocardiográfica. Los puntos intermedios, de los que no obtiene información directa, son calculados pro-mediando los valores de los puntos más próximos con información (interpolación) (Figura 1.35).
Cuando se utiliza Doppler color sobre la imagen 2D es importante que la ventana del Doppler color sea lo más estrecha posible de forma que el tiempo que tarda el equipo en hacer los cálculos del Doppler no sea muy distinto del tiempo requerido para el 2D y las imágenes sean simultáneas; si la ventana del color es demasiado
ancha el equipo tarda más en hacer las estimaciones necesarias de tantos puntos, y, sobre todo cuando la frecuencia cardiaca es rápida, puede presentarnos en sístole estimaciones Doppler de diástole, o disminuir la velocidad de formación de imagen 2D demasiado para sincronizar ambas informaciones.
En la actualidad existen sistemas que permiten mediante modificación de los transductores y tras una compleja manipulación posterior de la señal, obtener imágenes tridimensionales del corazón
(ecocardiogra-fía tridimensional o 3D). Este es un campo en continua
expansión, que probablemente sustituya en el futuro a la ecocardiografía bidimensional.
El Doppler continuo, pulsado y color puede super-ponerse sobre cualquiera de las modalidades de estu-dio ecocarestu-diográfico consideradas, permitiendo rea-lizar un completo estudio anatómico y funcional en la cabecera del enfermo. Además, se han diseñado
sistemas miniaturizados de ecocardiografía, algunos
del tamaño de un ordenador portátil, que permiten llevar todas estas técnicas de imagen a la cabecera del paciente dentro y fuera del hospital. Con ello, puede entenderse que la aportación de la ecocardiografía al manejo clínico de los pacientes es muy relevante y va a extenderse enormemente en el futuro.
Elementos de control
La ecocardiografía 2D se forma esencialmente una técnica en blanco y negro. Esto se consigue utilizando una técnica digital que permite separar la escala exis-Figura 1.34. Ecocardiograma bidimensional que muestra un eje
largo paraesternal en el que pueden observarse ambos ventrículos, la raíz aórtica, la válvula mitral y la aurícula izquierda. AI= aurícula izquierda. Ao = aorta. VD = ventrículo derecho. VI = ventrículo izquierdo.
Figura 1.35. La imagen del haz de ultrasonidos está formada por numerosas líneas de exploración (alrededor de 100), en cada una de las cuales existe numerosa información (alrededor de 400 puntos en los que obtiene información). El ecocardiógrafo tiene que integrar esta información para formar la imagen ecocardiográfica. Los puntos intermedios, de los que no obtiene información directa, son calculados por interpolación de los valores próximos. En el cuadrado aumentado se representan distintas líneas de exploración con los puntos de información obtenidos. Para formar los puntos digitales de información del equipo (las cruces en los líneas horizontales), de las que no se ha obtenido información directa, se promedian los valores de los puntos más próximos (interpolación).
tente entre el blanco y negro absolutos en 256 niveles de gris, lo que se denomina escala de grises. A cada pixel de información se le adjudica un nivel de grises en esta escala, habitualmente utilizando un código binario de 8 bits. El postprocesado permite volver a decodifi-car esta información para representarla en el video. Esto permite realizar la manipulación de la imagen para obtener la mejor calidad posible, por lo que en todos los ecocardiógrafos existen distintos controles que permiten al explorador modificar las característi-cas de la imagen obtenida (Figura 1.36). Revisaremos a continuación los más importantes.
Con la ganancia del sistema o ganancia total
(transmisión) podemos incrementar de forma
uni-forme todos los ecos representados en la imagen. Incrementa la energía que se aporta al cristal pie-zoeléctrico, lo que produce un pulso ultrasónico de mayor duración. Se incrementa, con ello, la energía de cada haz de ultrasonidos, por lo que suele medirse en decibelios (dB). El aumento de la ganancia, como se ha indicado previamente, conlleva el incremento de ecos más débiles y produce un aumento de la anchura del haz de ultrasonidos, con las limitaciones que eso plan-tea con respecto a la resolución lateral y a la aparición de artefactos por los lóbulos laterales, que se hacen más evidentes en este momento. Debe intentar con-seguirse una imagen con un brillo adecuado, pero sin deterioro de la resolución.
La compensación de ganancia-tiempo (TGC por
time gain compensation) o compensación de ganancia en función de la profundidad está constituida por un
circuito que amplifica la señal de ultrasonidos a medida que estos se adentran en los tejidos, de forma que compensa la atenuación progresiva de los mismos y permite formar una imagen con intensidad homogénea de los ecos reflejados. Consta de una serie de mandos que controlan cada uno la amplificación o ganancia en una zona concreta (profundidad) de la imagen (Figura 1.36). Esta ganancia es un control que actúa solo sobre los ecos recibidos, sin modificar la energía transmi-tida por el sistema. Se incrementa toda la señal reci-bida, incluidos los ruidos. Habitualmente se forma una pendiente de ganancia con incrementos progresivos a medida que aumenta la profundidad (Figura 1.37). Puesto que el tabique interventricular debe dife-renciarse claramente, suele situarse en él la zona de máxima ganancia y se mantiene esta constante hasta la cara posterior del corazón. A veces es aconsejable disminuir la ganancia en el campo distal, en la zona del pericardio, dada la gran refringencia de esta estructura que puede producir ecos muy intensos que deben ser atenuados (forma de campana de la curva de compen-sación de ganancia en función de la profundidad).
Con la ganancia proximal se pretende lo contrario que con la compensación de ganancia en función de
la profundidad. Puesto que los ecos son mucho más potentes al principio, producen señales mucho más intensas y difusas, lo que dificulta la visualización del campo proximal. Este control permite disminuir selec-tivamente la ganancia del campo proximal, sin afectar al resto, lo que facilita la visualización adecuada de esta zona. Con este control se ve afectada la ganancia de la zona proximal, definida esta por la pendiente de la compensación de ganancia en función de la profun-didad (Figura 1.38). La zona proximal suele estar defi-nida por la región del campo de exploración en la que la pendiente de ganancia de profundidad es creciente (habitualmente la zona proximal al tabique interventri-Figura 1.36. Controles de ganancia total y de compensación de ganancia-tiempo.
Figura 1.37. Esquema de la curva de compensación ganancia-tiempo. Se representa la amplitud de los ecos que retornan al transductor en función de la distancia al mismo (superior). Puede verse cómo se produce atenuación progresiva de la señal a medida que procede de zonas más distales del tejido explorado. La curva de compensación ganancia-tiempo (medio) indica el aumento de la ganancia en el campo distal con respecto al próxima, de manera que los ecos representados tienen una amplitud similar (inferior)
mayor amplitud procedentes de los tejidos de interés. Por ello, el control denominado rechazo (“reject”) eli-mina las señales que están por debajo de una amplitud determinada, lo que limpia la imagen de ruidos y per-mite que se vean con claridad los ecos de mayor inte-rés clínico.
Con la compresión o rango dinámico se disminuye el número de niveles de grises contenidos en la gen, lo que nos permite, al reducirla, obtener una ima-gen más contrastada, con menos niveles de grises. Se expresa en dB y es definida como la razón entre las señales mayores y menores medidas en el punto de entrada de la imagen (Figura 1.39). En la parte baja existen ruido y ecos débiles indeseables que son elimi-nados mediante el control del rechazo. En la parte alta puede ocurrir saturación de la señal, por lo que deben suprimirse también estas señales de tan alta inten-sidad. En la parte media se encuentran las señales de mayor utilidad clínica, por lo que deben preservarse con la máxima calidad, lo que se consigue con el uso del rango dinámico.
A diferencia del rechazo, donde se quitan de la ima-gen todos los niveles de grises que estén por debajo del punto de corte seleccionado, los cuales son repre-sentados como negros, modificando la compresión se disminuye el número de niveles de grises de la imagen, los cuales se redistribuyen automáticamente en todo el campo de la imagen. Debe buscarse un equilibrio entre los controles de transmisión o ganancia y com-presión para optimizar la imagen.
Con el control de profundidad puede seleccionarse la profundidad máxima de estudio en cada paciente o plano, de forma que pueda optimizase en cada caso (Figura 1.40). La profundidad máxima que se puede obtener en los distintos ecocardiógrafos es de unos 24 cm. Debemos tener en cuenta que al aumentar la pro-fundidad, se produce una disminución de la frecuen-cia de formación de la imagen (frame rate), dado que el ultrasonido debe recorrer un trayecto más largo en su viaje de ida y vuelta desde el transductor. Esto puede producir un ligero deterioro de la calidad de la imagen.
El enfoque o foco nos permite colimar el haz de ultrasonidos en una zona determinada, con lo que concentramos la energía en ella, y obtener imágenes de mayor calidad en esa zona. En algunos equipos es posible seleccionar varios focos en el trayecto del haz ultrasónico.
En la Tabla 1.3 se resumen algunos de los artefactos que pueden verse con mayor frecuencia en la ecocar-diografía bidimensional.
Figura 1.38. El campo proximal afectado por el control de ganancia proximal cambia con la morfología de la curva de compensación ganancia-tiempo. El campo proximal está definido por la pendiente de la compensación de ganancia en función de la profundidad.
Figura 1.40. Control de profundidad del plano de exploración. Pueden observarse con detalle el resto de los botones de control de otro equipo de ecocardiografía.
El rango dinámico es la extensión de las señales de ultrasonidos que pueden ser procesados, expresado en decibelios.
