Kitabı oxu: «Ecocardiografía-Doppler»

ECOCARDIOGRAFÍA-DOPPLER

Educació. Materials 114

Luis Almenar, Vicente Bodí, Joaquín Cánoves,Francisco Javier Chorro, Alejandro Cortell, Eloy Domínguez,Lorenzo Fácila, Laura Guerra, Beatriz Insa, Alba López,Vicente López-Merino, Antonio Losada, Sergio Madero, Luis Mainar,Ángel Martínez, Luis Martínez, María Luz Martínez,Pilar Merlos, Gema Miñana, Vicente Miró, Vicente Montagud,Amparo Moya, Jaime Muñoz, Francisco Núñez, Julio Núñez,Miriam Olivares, Ana Osa, Patricia Palau, Rafael Payá,José Leandro Pérez, Eva Plancha, Anastasio Quesada,Rocío Robles, Ildefonso Roldán, Eva Rumiz, Jorge Ruvira,José Miguel Sáez, Antonio Salvador, Ignacio Sánchez,Enrique Santas, Francisco José Sotillo

ECOCARDIOGRAFÍA-DOPPLER

Francisco Javier Chorro Gascó, ed.

Colección: Educació. Materials

Director de la colección: Guillermo Quintás Alonso

Esta publicación no puede ser reproducida, ni total ni parcialmente, ni registrada en, o transmitida por, un sistema de recuperación de información, en ninguna forma ni por ningún medio, ya sea fotomecánico, fotoquímico, electrónico, por fotocopia o por cualquier otro, sin el permiso previo de la editorial.

© Del texto: los autores, 2011

© De esta edición: Universitat de València, 2011

Coordinación editorial: Maite Simón

Maquetación: Inmaculada Mesa

Corrección: Communico, C.B.

Cubierta: Celso Hernández de la Figuera

ISBN: 978-84-370-8285-1

Índice general

Capítulo 1.	Introducción a la ecocardiografía-Doppler: historia y fundamentos
	Vicente López Merino
Capítulo 2.	Principios básicos de la ecocardiografía-Doppler
	Francisco Javier Chorro Gascó, Sergio Madero Juez, Francisco Núñez Gómez
Capítulo 3.	Exploración transtorácica. Modos de obtención de las imágenes, ventanas y planos de estudio
	Gema Miñana Escrivá, Julio Núñez Villota, Antonio Losada Casares
Capítulo 4.	Exploración transesofágica. Planos y sistemática de estudio
	Gema Miñana Escrivá, Julio Núñez Villota, Antonio Losada Casares
Capítulo 5.	Doppler tisular y técnicas de análisis de la torsión y de la sincronía de la contracción
	Francisco Javier Chorro Gascó, Jaime Muñoz Gil, Ángel Martínez Brotons
Capítulo 6.	Evaluación de la función sistólica ventricular
	Eloy Domínguez Mafé, Patricia Palau Sampío, Sergio Madero Juez
Capítulo 7.	Evaluación de la función ventricular diastólica
	Eloy Domínguez Mafé, Alejandro Cortell Fuster, Enrique Santas Olmeda
Capítulo 8.	La ecocardiografía-Doppler en la cardiopatía isquémica
	Gema Miñana Escrivá, Francisco Javier Chorro Gascó, Julio Núñez Villota
Capítulo 9.	Ecocardiografía de estrés
	Rafael Payá Serrano, José Leandro Pérez Boscá
Capítulo 10.	Ecografía intracoronaria. Ecografía miocárdica de contraste
	Vicente Bodí Peris, Eva Rumiz González, Pilar Merlos Díaz
Capítulo 11.	Enfermedades de la válvula aórtica. Prótesis aórticas
	Gema Miñana Escrivá, Rocío Robles Fernández, Julio Núñez Villota
Capítulo 12.	Enfermedades de la válvula mitral. Prótesis mitrales
	Lorenzo Fácila Rubio, Vicente Montagud Balaguer
Capítulo 13.	Enfermedades del miocardio
	Antonio Salvador Sanz, Luis Martínez Dolz, Luis Almenar Bonet, Ignacio Sánchez Lázaro
Capítulo 14.	Ecocardiografía-Doppler en las enfermedades de la aorta
	Vicente Miró Palau, Anastasio Quesada Carmona, Ana Osa Sáez
Capítulo 15.	Enfermedades del pericardio
	Jorge Ruvira Durante, María Luz Martínez Mas, Francisco José Sotillo Martí
Capítulo 16.	Masas cardiacas (I). Hallazgos normales. Trombos
	Ildefonso Roldán Torres, Alba López March, Laura Guerra Luján
Capítulo 17.	Masas cardiacas (II). Vegetaciones. Tumores
	Ildefonso Rodán Torres, Alba López March, Laura Guerra Luján
Capítulo 18.	Cardiopatías congénitas
	Beatriz Insa Albert, Amparo Moya Bonora, José Miguel Sáez Palacios
Capítulo 19.	Hipertensión arterial sistémica
	Jaime Muñoz Gil, Eva Plancha Burguera
Capítulo 20.	Hipertensión pulmonar
	Joaquín Cánoves Femenía, Luis Mainar Latorre, Miriam Olivares Jara
ILUSTRACIONES
ÍNDICE ANALÍTICO

PERFIL DE LOS AUTORES DE ESTA OBRA

Editor

FRANCISCO JAVIER CHORRO GASCÓ, Departamento de Medicina de la Universitat de València, Estudi General. Servicio de Cardiología del Hospital Clínico Universitario de Valencia. INCLIVA.

Autores

Servicio de Cardiología del Hospital Clínico Universitario de Valencia. INCLIVA:

Vicente Bodí Peris, Francisco Javier Chorro Gascó, Eloy Domínguez Mafé, Vicente López Merino, Antonio Losada Casares, Sergio Madero Juez, Ángel Martínez Brotons, Pilar Merlos Díaz, Gema Miñana Escrivá, Jaime Muñoz Gil, Julio Núñez Villota, Miriam Olivares Jara, Patricia Palau Sampío, Rocío Robles Fernández, Eva Rumiz González.

Servicio de Pediatría del Hospital Clínico Universitario de Valencia. INCLIVA:

Francisco Núñez Gómez.

Servicio de Cardiología del Hospital Universitario «La Fe» de Valencia:

Luis Almenar Bonet, Luis Martínez Dolz, Vicente Miró Palau, Ana Osa Sáez, Anastasio Quesada Carmona, Antonio Salvador Sanz, Ignacio Sánchez Lázaro.

Servicio de Cardiología Pediátrica del Hospital Universitario «La Fe» de Valencia:

Beatriz Insa Albert, Amparo Moya Bonora, José Miguel Sáez Palacios.

Servicio de Cardiología del Hospital General Universitario de Valencia:

Rafael Payá Serrano, José Leandro Pérez Boscá.

Servicio de Cardiología del Hospital Universitario «Doctor Peset» de Valencia:

Laura Guerra Luján, Alba López March, Ildefonso Roldán Torres.

Servicio de Cardiología del Hospital «Arnau de Vilanova» de Valencia:

María Luz Martínez Más, Jorge Ruvira Durante, Francisco José Sotillo Martí.

Servicio de Cardiología del Hospital «Virgen de los Lirios» de Alcoi (Alicante):

Joaquín Cánoves Femenía.

Servicio de Cardiología del Hospital General de Castellón:

Alejandro Cortell Fuster, Lorenzo Fácila Rubio, Vicente Montagud Balaguer.

Servicio de Cardiología del Hospital de Torrente (Valencia):

Luis Mainar Latorre, Enrique Santas Olmeda.

Servicio de Cardiología del Hospital «San Francesc de Borja» de Gandía (Valencia):

Eva Plancha Burguera.

1.	Introducción a la ecocardiografía-Doppler: historia y fundamentos

Vicente López Merino

Índice del capítulo

1.1 La cardiología a mediados del siglo XX (1949-1950): encuadre

1.2 Ultrasonidos: «sonar» y «radar» o la nueva percusión

1.3 Historia de su aplicación a la cardiología: ecocardiografía

1.4 Eco-Doppler. Fundamentos físicos, efectos Doppler y Doppler Fizeau

1.5 La carrera de las técnicas de imagen

1.6 Bases fisiopatológicas de los trazados de ecocardiografía en modo M. El curioso olvido de las curvas de Henderson-Wiggers

1.7 Curvas de Doppler y la hemodinámica incruenta: determinación incruenta de las presiones intracavitarias mediante la técnica de eco-Doppler

Bibliografía

1.1 La cardiología a mediados del siglo XX (1949-1950): encuadre

La revisión histórica de los temas que habitualmente se hace como introducción a éstos puede parecer un adorno de erudición, excesivo e innecesario, sin embargo la ordenación cronológica y el relato de los detalles que pueden parecer anecdóticos no son más que la exposición metódica de las «razones históricas» que explican el nacimiento y desarrollo de muchos conceptos de una ciencia aplicada como la medicina y que permiten una perspectiva ineludible para entender «la razón histórica» como ingrediente necesario junto a la «razón lógica» y otras «razones» del origen y evolución de la ciencia, análogas al desarrollo embriológico que en los seres vivos puede resumir, más o menos detalladamente, su historia filogenética, según expresó Haeckel en la conocida «ley biogenética».

A finales de la primera mitad del siglo XX, la cardiología clínica se asentaba en cuatro grandes métodos de exploración: la percusión, la auscultación mediata, la radiología y la electrocardiografía. La percusión fue creada a finales del siglo XVIII por el médico vienés Auenbrugger (1761), hijo de un bodeguero. La concibió y desarrolló a partir del método habitual del golpeteo de los toneles con la mano y el puño para apreciar su plenitud o necesidad de reposición. También se desarrolló la auscultación mediata de Laennec, con el estetoscopio, sistematizada en 1819 con una memorable publicación. Gracias a su objetividad, ambas aportaron valiosísimos signos de exploración que contribuyeron en gran medida a fundamentar la cardiología como rama destacada de la medicina interna. A ellas se añadieron, en el filo entre los siglos XIX y XX, los otros dos métodos que completaron mucho más el caudal signológico del sistema cardiocirculatorio, la radiología, descubierta por Roentgen (1895), y la electrocardiografía, facilitada por Einthoven con su galvanómetro de cuerda (1903), que la hizo más asequible a la clínica.

La radiología sustituyó en gran parte, con sus imágenes de sombras y matices, a la percusión, que ya apenas se practicaba nada más que en los hospitales donde las radiografías y la radioscopia no eran asequibles. Ambas eran los únicos «métodos de imagen», muy deficientes en su intento de reconstrucción externa e incruenta de la anatomía cardiovascular y sus imágenes.

La auscultación aportó abundantes novedades semiológicas, pero seguía siendo, como dijo Stokes en Dublín, una signología funcional que nos permitía deducir alteraciones morfológicas. Aunque se reforzó y completó notablemente en el segundo cuarto del siglo XX (1925-1950) con la fonocardiografía y la fonomecanocardiografía, añadiendo abundantes datos y nuevos signos y haciéndose más objetiva, siguió siendo un método funcional aplicado a deducir lesiones anatómicas.

Lo mismo podemos decir de la electrocardiografía, que aportaba datos imprescindibles en el diagnóstico del infarto de miocardio y muchos aspectos de la patología coronaria y, especialmente, de las arritmias y su prolija y difícil clasificación.

Así pues, las técnicas de imagen se reducían a la radiología simple, sombra de perfiles, que en los vasos se mejoraba usando contrastes iodados, que presentaban muchos inconvenientes. Pero el desarrollo de la cirugía cardiovascular potenció la importancia del conocimiento anatómico exacto de las anomalías cardiovasculares y obligó a ampliar el uso de las angiografías de contraste, primero (Dos Santos, portugués, premio Nobel), y de la cardiografía y cardioangiografía, después (Castellanos), aplicando pronto el cateterismo cardiaco de Cournand y los contrastes radiológicos mejorados por las necesidades de utilización.

Más tarde, a partir de 1960-1970, se añadieron métodos radiológicos más depurados, como la tomografía axial computerizada (TAC) u otros métodos, magnéticos, alternativos, como la resonancia nuclear (RN o RNM).

En esta época, a mediados de siglo XX, va a aparecer una nueva técnica de imagen que será no sólo anatómica, sino también funcional, al registrar los movimientos de las estructuras, y que entrará en dura competencia con los desarrollos radiológicos. A esta técnica se la llama primero cardiografía ultrasónica y, pronto, ecocardiografía, a la que se añade el eco-Doppler. Sus orígenes están en la I y la II Guerra Mundial y consisten en utilizar un método similar al de la percusión pero empleando unas ondas de muchísima mayor frecuencia que las ondas acústicas (> 2 millones de Hz frente a 100-1000 Hz) y la observación ulterior de su retorno, registrado como ondas de eco (tabla 1.1). La definición con que los ecos determinan los límites y las diferencias del obstáculo contra el que rebotan es proporcional a dicha frecuencia, con lo que la definición de contornos de esta nueva percusión es infinitamente mayor que la proporcionada por el método de Auenbrugger.

Desde antiguo se conocían los llamados sonidos audibles (entre 20 y 16.000 Hz) y las vibraciones que estaban más allá (ultrasonidos ≥ 16.000 Hz), inaudibles para el hombre pero en parte audibles por el perro, como acontecía con el silbato de Galton (1883), que emitía vibraciones de 25.000 Hz y que por ello se utilizó desde entonces para amaestrar a dichos animales. Posteriormente Edelmann y más tarde Hartmann perfeccionaron este instrumento.

1.2 Ultrasonidos: «sonar» y «radar» o la nueva percusión

En 1889, los hermanos P. y J. Curie descubrieron el llamado efecto piezoeléctrico, que se basaba en la propiedad de ciertos cristales como los del cuarzo (cristales piezoeléctricos) en los que existe un eje (eje polar, eléctrico o piezoeléctrico) a lo largo del cual y en cuyos extremos se generan fenómenos eléctricos cuando sobre las caras del cristal, perpendiculares a dicho eje, se aplican presiones o se provocan cambios de dimensiones apreciables.

Este fenómeno, descrito por los hermanos Curie, se denominó después efecto piezoeléctrico directo o conversor de la energía mecánica en un potencial eléctrico, mientras el inverso (fenómeno piezoeléctrico inverso) fue previsto por Lippmann en 1881 y estudiado completamente por Voigt en 1890.

TABLA 1.1

Tipos de ondas ordenadas según su frecuencia (orden creciente). La longitud de onda es inversa a la frecuencia

Langevin, importante físico francés, anecdóticamente conocido por su amistad con el matrimonio Curie, realizó los primeros intentos de utilizar los ultrasonidos generados por la aplicación de electricidad a un cristal de cuarzo (fenómeno piezoeléctrico inverso). Estas ondas mecánicas las utilizó para «percutir» el agua del mar y captar el eco que producían al rebotar contra un sólido sumergido (submarino). Dicho eco era traducido por otro cristal de cuarzo (receptor) y registrado como fenómeno eléctrico (fenómeno piezoeléctrico directo). Tal intento, como se comprende, iba dirigido a detectar la presencia invisible y la distancia de los submarinos; pero entre la I y la II Guerra Mundial se usó para localizar objetos en el fondo marino, y dio lugar a la técnica denominada «sonar».

Este primer intento quedó «olvidado» después de la primera gran guerra hasta que resurgió en Gran Bretaña bajo la forma de «radar», por las necesidades, en la Segunda Guerra Mundial, de respuesta frente a los ataques aéreos sobre Londres.

En el interregno, Sokolov (1929) describió el método ultrasónico para detectar defectos en los metales, y Firestone inició su uso para análisis no destructivos de los materiales (1945), poniendo a punto un instrumento, el «reflectoscopio», con aplicaciones industriales para detectar, en ellos, fallos de homogeneidad.

También en este intervalo del segundo cuarto del siglo XX aproximadamente (1925-1950), se sistematizó el uso de cristales piezoeléctricos como receptores de los latidos (arteriales, venosos o precordiales) simultáneamente con los ruidos cardíacos y con el ECG inscribiéndolos, en forma de trazados poligráficos, mediante un inscriptor eléctrico de varios canales (ECG, fonocardiograma, esfigmograma, flebograma y apexcardiograma). Así se sistematizó el estudio morfológico de las ondas y las relaciones cronológicas entre ellas, midiendo las duraciones de las diferentes fases del ciclo cardiaco en lo que se denominó electrofonomecanocardiogramas o trazados poligráficos (López Merino 1964) en lo que constituyó una aproximación cronológica a la mecánica cardiaca.

La II Guerra Mundial (1939-1945) y sus pródromos condujeron al desarrollo del «radar», acrónimo de la frase inglesa «Radio Detection and Ranging», es decir, «detección de las ondas de radio y determinación de la distancia entre objetos detectados», denominación que se generalizó desde el principio. Este desarrollo comenzó con los estudios iniciados por los científicos de la Marina de guerra norteamericana, a la que, posteriormente, se sumaron los británicos, montando en 1935 la primera central, que exigía una discriminación de 1/10⁹ de energía transmitida por radar. La confusión acerca de las prioridades entre norteamericanos y británicos se debe a que estos últimos, a pesar de haber comenzado claramente después, solicitaron las primeras patentes a su favor, como refleja el informe de Paul Porter (1946) (Garay 1947).

Sir Robert Watson-Wat fue el primero en presentar un proyecto práctico para determinar, por medio de ondas de radio, el lugar en que se halla en cualquier momento un aeroplano, y el 24 de julio de 1935 se realizaron las primeras pruebas con el «Wallace», llegándose a la conclusión de que hasta una distancia de 60 km podía seguirse el rumbo de un avión por medio de las ondas de radio que se reflejaban en él y que daban el eco que se observaba en la pantalla de un tubo de rayos catódicos (fig. 1.1). En septiembre del mismo año ya se habían montado varias estaciones de radar en la costa británica del canal, que fueron las primeras instalaciones del mundo. En 1940 estaban cubiertos todos los puertos y a finales de 1941 ya estaba cubierta toda Gran Bretaña.

Fig. 1.1 Primeras experiencias en la emisión de ondas de «radar» y detección de sus ecos según la distancia a la que se hallaba el objeto (avión «Wallace»). La figura de los trazados es similar a la de los primeros ecos obtenidos en el cráneo al reflejarse las ondas en el septum sagital.

Desde antes de comenzar la guerra, los jóvenes físicos Wilkins y Bowen habían desarrollado un método que distinguía los aviones propios de los enemigos muy rápida y certeramente. Técnicos de la Marina estudiaban las aplicaciones del radar en el mar: Butement en relación con los barcos y Bowen y Handbury-Brown con los submarinos. A este método se le llamó «sonar», que se define como «sistema para determinar por medio de la emisión, el eco, la captación y el análisis de ondas acústicas submarinas, la identidad, situación y movimientos de barcos y submarinos, así como para guiar torpedos hacia el blanco, detectar barcos de pesca y otras aplicaciones. Es el equivalente submarino del radar». En 1943 el «sonar –o radar»– antisubmarino ya se utilizaba con precisión.

1.3 Historia de su aplicación a la cardiología: ecocardiografía

La referida historia del radar-sonar fue secreto de guerra hasta 1945, de modo que los primeros pasos de sus posibles aplicaciones para obtención de imágenes ecográficas de los órganos en los seres vivos «percutiéndolos» con ultrasonidos no pudieron realizarse hasta finales de la década 1940-1950.

Dussik (1942) fue el primero que trató de usarlo para detectar masas en el cerebro humano. Pero con respecto al corazón, podemos distinguir varias fases en el origen y desarrollo de la técnica, que se iniciaron con los estudios de Keidel (1950), que fue uno de los primeros en examinarlo a su propio través (transcardíaco) con el propósito de determinar los volúmenes de sus cavidades.

En Suecia, Hertz fue el primero en aplicar al corazón (1953) un método similar al de Firestone en los metales, valiéndose de un ultrasonoscopio comercial que se usaba en los estudios no destructivos de materiales. Más tarde, colaborando con el Dr. I. Edler (Edler y Hertz 1954) comenzaron a utilizar dicho ultrasonoscopio para examinar diversos aspectos del corazón, y denominaron «cardiografía ultrasónica» a la nueva técnica. Como este instrumento inicial era muy poco sensible, sólo permitía el registro de la pared posterior del corazón, probablemente del ventrículo izquierdo. Modificando un poco este aparato, consiguieron registrar ecos de la valva anterior de la válvula mitral, aunque lo atribuyeron a la pared posterior de la aurícula izquierda y sólo reconocieron su verdadero origen al cabo de años, cuando investigaron en cadáveres (Feigenbaum 1972).

La ecocardiografía modo M fue descrita por él y por Hertz, mientras trabajaban en la Universidad de Lund (Suecia) en 1954. Inge Edler describió muchos ecos cuyos orígenes se identificaron después, y a mediados de la década de 1950 y principios de la de 1960 hizo los primeros estudios para la detección de la estenosis mitral. Fue el primer cardiólogo que mostró las posibilidades diagnósticas de los ultrasonidos. Por eso se le reconoce, con frecuencia, como «padre de la ecocardiografía».

Los estudios alemanes fueron iniciados a finales de la década de 1950 por Effert (Effert, Domanig y Erkens 1959), principal autor que publicó trabajos similares a los suecos, sobre todo a los de Edler. Además, describieron por primera vez los hallazgos ecográficos de un tumor de aurícula izquierda, ya en la década de 1960. Schmitt y Braun repitieron los trabajos de Edler y Effert.

En 1960, en el III Congreso Europeo de Roma, se produce un hito al efectuarse una amplia y detallada reseña de cardiografía ultrasónica que se publicó en 1961 como suplemento del Acta Médica Escandinavica y que permaneció durante más de diez años como un breviario sobre la ecocardiografía. Ésta se completaba con una película cinematográfica y una reseña en la que el Dr. Edler y sus colaboradores describían las técnicas.

En Estados Unidos se iniciaron los estudios ecocardiográficos después de 1960, más tarde que los europeos a pesar de que, como ya hemos dicho, se adelantaron en los estudios con microondas y radar. Wild y, junto a él, Reid trabajaron en las primitivas aplicaciones médicas de ondas ultrasónicas reflejadas y ambos publicaron un trabajo sobre su empleo para visualizar el corazón humano escindido (1957). En 1963, Reid y Joyner repitieron los estudios sobre estenosis mitral de Edler y Effert, y serían los primeros sobre ecografía cardiológica en EE. UU. Pero el gran referente norteamericano fue Feigenbaum, que comenzó a interesarse por la ecocardiografía en esta misma época (1963), cuando trabajaba en un laboratorio de hemodinámica. Comenzó sus estudios con el ultrasonoscopio de neurología, con el que estudió el eco de la pared posterior del ventrículo izquierdo y así pudo observar los cambios producidos por la presencia de un derrame pericárdico (1965). Su descripción (Feigenbaum, Waldhausen y Hyde 1965) fue un importante catalizador del interés de los cardiólogos por la ecocardiografía, tanto en EE. UU. como en el resto del mundo, ya que en la clínica de la época el diagnóstico de pericarditis con derrame era difícil y esquivo y fácilmente pasaba desapercibido. Por ello, la ecocardiografía pasó a ser método de elección para el diagnóstico de esta entidad y, a partir de 1965, se produjo una explosión de publicaciones sobre ecocardiografía.

La vasta contribución de Feigenbaum a la ecocardiografía fue confirmar su validez técnica, ampliar los conocimientos acerca del ventrículo izquierdo, sus dimensiones más internas y su volumen sistólico y, sobre todo, poner de manifiesto que la ecocardiografía constituye un recurso incruento para definir la función de dicho ventrículo izquierdo. Realizó investigaciones adicionales sobre los ecos de la válvula mitral aplicando su utilidad no sólo a la determinación de su estenosis, sino a la flexibilidad de la válvula, importante para conocer la posibilidad de someterla a comisurotomía. Además, mostró su utilidad en el diagnóstico de la estenosis subvalvular aórtica hipertrófica, de la insuficiencia aórtica y del prolapso de la válvula mitral. El libro de Feigenbaum multiplicó sus ediciones desde la primera de 1972 (1979², 1981³, 1986⁴).

A mediados de 1960, los japoneses comenzaron su aportación denominando la técnica «ultrasonocardiotomografía».

Después, el ingeniero holandés Bom aportó el rastreador cardiaco de elementos múltiples (Bom, Lancée, Honkoop y Hugenholtz 1971), que fue el primer paso de la ecocardiografía bidimensional (Bom, Lancée, Van Zwieten, Kloster y Roelandt 1973).

Una de las ventajas de la ecocardiografía, vista desde sus inicios, fue su capacidad natural de separar las estructuras sólidas de las líquidas sin necesitar «contrastes». Pero también se vio en eco-M que éstos podían ser útiles para definir más estructuras. Así lo vio Joyner (1967) tras la inyección intracardíaca de suero fisiológico o de verde indocianina (Gramiak y Shah). En 1968-1969, Gramiak y Shah utilizaron este «efecto contraste» para identificar la anatomía ecocardiográfica in vivo inyectándolos transcáteter en las cavidades cardíacas seleccionadas y localizando la aparición y secuencia del contraste en el ecocardiograma. Así se describieron cámaras, vasos y valvas con el trasductor en varias localizaciones, y en coronarias para detectar la falta de perfusión (Weymsn 1994).

1.4 Eco-Doppler. Fundamentos físicos, efectos Doppler y Doppler Fizeau

El efecto Doppler constituye el fundamento del registro Doppler, como los ultrasonidos lo han sido para la ecocardiografía, y su descripción precedió más de un siglo a su aprovechamiento, de igual modo que la de los ultrasonidos se anticipó muchas décadas a su utilización en medicina.

El advenimiento de la locomotora impulsó el reconocimiento de un fenómeno ya conocido desde antiguo, porque la combinación de un silbido de locomotora con la velocidad de su desplazamiento destacó el cambio de tono producido por dicho desplazamiento que se agudizaba al acercarse y se hacía más grave al alejarse del oyente. El físico austriaco Johann Christian Doppler (1803-1853), profesor de matemáticas en Praga, primero explicó cualitativamente el fenómeno, señalando que las ondas sonoras participan del movimiento de la fuente, y luego desarrolló las fórmulas matemáticas (1842). Así, las ondas sonoras llegan al oído a intervalos más breves cuando la fuente se aproxima, con lo que el sonido se percibe más agudo. Cuando la fuente se aleja las ondas sonoras llegan al oído a intervalos más largos y, por lo tanto, el sonido se percibe más grave (fig. 1.2). Las primeras pruebas experimentales sobre el efecto acústico las realizaron Doppler en la estación de Brno y Bays Ballot en Utrecht, en 1845 (Weyman 1994). Durante dos días una locomotora arrastró un vagónplataforma en ambas direcciones y a diferentes velocidades. En el vagón viajaban unos trompetistas que emitían una u otra nota, a la vez que, en tierra, unos músicos de fino oído reproducían los sonidos que iban percibiendo. Doppler ya había sugerido que este efecto se aplicaría a cualquier movimiento, incluyendo además las ondas de luz.

Años después (1848), Armand Hyppolite Louis Fizeau describió que se podía detectar observando las estrellas, como desplazamiento de las líneas espectrales que permitían determinar la velocidad de su movimiento. A esto se le llamó «efecto Doppler-Fizeau». Esta idea fue aplicada por primera vez en 1910 por William Huggins al observar que el espectro de Sirio sufría un pequeño desplazamiento hacia el rojo, de lo que dedujo que, por lo tanto, se movía hacia el sistema solar. Años después, en 1929, el conocido astrónomo Edwin Hubble (1889-1953) usó este desplazamiento espectral para determinar la progresiva velocidad de alejamiento de las galaxias, proporcional a su distancia, y deducir la teoría del big-bang, de explosión inicial del cosmos.

Fig. 1.2 Efectos del movimiento de la fuente sonora sobre las ondas acústicas. En la parte superior la fuente sonora estacionaria origina la recepción del sonido con la misma longitud de onda (λ) y, por lo tanto, la misma frecuencia (Fr) a ambos lados de ésta. En la parte central el movimiento de la fuente sonora hacia la derecha da lugar a la recepción de sonidos con menor longitud de onda y mayor frecuencia al situarse a la derecha y a cambios opuestos cuando la recepción se realiza desde la izquierda. En la parte inferior, el movimiento de la fuente sonora hacia la izquierda da lugar a la recepción de sonidos con menor longitud de onda y mayor frecuencia, al situarse a la izquierda y a cambios opuestos cuando la recepción se efectúa desde la derecha.

Así pues, el «efecto Doppler» es un cambio de frecuencia, o de longitud de onda, debido al movimiento, que puede ser tanto de la fuente como de un reflector de la onda o, recíprocamente, del receptor. Su aplicación práctica en la astronomía precedió en muchos años a la acústica. En la aplicación médica son, en general, la sangre que fluye o la pared de los vasos o el corazón los que se mueven y que actúan como reflectores de las ondas ultrasónicas que son recibidas por un transductor y convertidas en potenciales eléctricos que pasan al instrumento electrónico. Éste las amplifica y determina el desfase del Doppler, que puede oírse a través de un altavoz o verse y analizarse a través de la inscripción (Kremkau 1989). Tal aplicación médica para la detección transcutánea de las velocidades de flujo sanguíneo se debe inicialmente a Satomura, en 1956, cuyo instrumento medía más la intensidad de las ondas reflejadas que el desfase de frecuencia y por ello no podía indicar la velocidad. Por ello, la primera medida verdadera de la frecuencia Doppler fue realizada por Franklin et al. (1961). Muchos años después, Edler et al. utilizaron el Doppler continuo para estudiar el flujo sanguíneo intracardíaco. Después, Baker, Kanaka, Bran Destini, Fish y otro gran número de investigadores sentaron las bases para el uso del Doppler en el estudio de los flujos intracardíacos y de los grandes vasos.

La codificación en color a partir del Doppler de onda pulsada amplió las posibilidades de visualización del flujo sanguíneo. El Doppler codificado en color se realizó utilizando tres colores básicos (rojo, azul y verde) y sus posibles combinaciones aditivas, asumiendo el convenio de que el rojo representa velocidades positivas, o sea, velocidades que acercan el flujo al transductor, y que el azul indica que las velocidades son negativas, es decir, flujos que se alejan del ya mencionado transductor. La intensidad de dichos flujos se considera como la cantidad mayor o menor de células que se mueven a una determinada velocidad, y, finalmente, la velocidad se codifica proporcionalmente al brillo, de tal modo que las velocidades mayores son blancas y, a medida que disminuye aquella, los trazados se hacen más oscuros. Al igual que sucede con el Doppler pulsado, cuando las velocidades que se quieren medir superan la frecuencia de Nyquist, invierten su dirección, que pasa entonces de positiva a negativa o viceversa (Miyatake et al. 1984), y en los registros aparece una mezcla o «mosaico» de colores.

Tras la aplicación del Doppler al estudio de los flujos, a finales de la década de 1980 se utilizó para el estudio de los tejidos cardíacos en Japón, por Isaaz (Isaaz et al. 1989), en lo que se denominó Doppler de tejidos (Doppler Tissue Imaging = DTI), aplicado con fines clínicos para el estudio de la movilidad de la pared miocárdica. En 1992, Sutherland determina la utilidad del DTI para la cuantificación de las velocidades de contracción y relajación del miocardio y a partir de ahí ya aparecen los equipos de ecocardiografía con sus softwares para DTI, y tanto la escuela japonesa (Miyatake) como la escuela europea (Erbel) se significan especialmente en el desarrollo de las actuales técnicas de DTI y sus aplicaciones clínicas (Almería et al. 2001).

1.5 La carrera de las técnicas de imagen

Cuando se inició el uso de ultrasonidos mediante la técnica de ecografía, se defendieron las ventajas de aquellos porque podían dirigirse en forma de haces lineales que obedecían las leyes de reflexión y refracción y que se reflejaban en objetos de pequeño tamaño, pero con un inconveniente: que necesitaban una ventana de entrada y salida que estuviera libre de huesos y de aire que impedían casi totalmente la transmisión. Las otras técnicas de imagen (TAC) tenían la gran ventaja de que las ondas de rayos X podían atravesar estos medios sin necesidad de ventanas especiales, pero estas radiaciones tenían propiedades agresivas sobre los tejidos vivos. La ecocardiografía multiplicó sus ventanas, ampliándolas con la ecocardiografía transesofágica a partir de 1970-1980, gracias al desarrollo de transductores adaptados a sistemas de gastroscopia para realizar estudios ecocardiográficos desde las cercanías del corazón con una amplia ventana. Se inició por Side et al., del Guy’s Hospital (Almagro 1967), quienes utilizaron esta vía para el estudio de flujos intracardíacos, con Doppler continuo y, ya a principios de 1980, se empezaron a usar sistemas sectoriales transesofágicos, siendo sus pioneros Hisanaga y Di Magro.

La ecocardiografía había cumplido las tres fases: modo M, modo B o bidimensional y eco- Doppler, continuo, pulsado y codificado en color. Había multiplicado sus ventanas y añadido la transesofágica, estaba abriendo al máximo sus posibilidades. Tenía dos grandes ventajas respecto a la radiología; en primer lugar, la inocuidad para el organismo de las ondas ultrasónicas utilizadas, cada vez más verificada, frente a las radiaciones X, aunque su reducción en las técnicas de la TAC mitigó algo las diferencias. En segundo lugar, la posibilidad de uso de las técnicas de eco-Doppler a la cabecera, o casi, del paciente. A partir de 1980, la carrera en los avances de calidad, uso y facilidades de las técnicas de imagen –eco-Doppler por un lado y TAC, resonancia nuclear y, en menor medida, la tomografía de emisión de positrones (PET), por otro– ha sido tan intensa y competitiva, que no se puede prescindir de ninguna de ellas; las podemos calificar de complementarias y desde luego el eco-Doppler se ha impuesto como técnica cardiológica rutinaria y cuasi-clínica a pesar de mantener algunas limitaciones. Se podría decir que, en la actualidad, y probablemente más aún en el futuro, ha sustituido con infinitas ventajas a la percusión, la radiología rutinaria y casi totalmente a la auscultación, que eran el total de las exploraciones cardiológicas hace poco más de medio siglo si exceptuamos a la electrocardiografía.

El fundamento inicial del éxito que tuvo el eco en cardiología consistió, como se ha dicho, en permitir el diagnóstico indudable de la pericarditis con derrame, y a continuación el estado anatómico de las válvulas, especialmente para su corrección quirúrgica (estado del aparato mitral permitiendo o no una eficaz comisurotomía o estado de las válvulas aórticas con vistas a su reparación o sustitución). En tercer lugar, la identificación de las miocardiopatías y sus formas, sin necesidad de cateterismo cardiaco.

Los derrames pericárdicos, las valvulopatías y las miocardiopatías fueron los motores iniciales para la promoción y generalización de la ecocardiografía en cardiología. Después hubo tres grandes impulsos debidos a los avances tecnológicos: el primero por la ampliación de las posibles ventanas de observación, como la ecografía transesofágica, el segundo por su asociación a las técnicas Doppler (eco-Doppler) aplicadas a estudio de flujos, estados valvulares y cálculo de áreas de éstas y después a los tejidos (Doppler-tisular (DTI)), permitiendo la determinación del strain y el strain rate, el estudio automático de «armónicos de tejidos» y la consiguiente detección automática de bordes, así como la «color-quinesia». Un tercer impulso se debió a la progresiva incorporación de la ecocardiografía y el eco-Doppler al estudio de la fisiopatología cardiaca, con el análisis de la función diastólica ventricular y de la función sistólica, y también el análisis de la perfusión miocárdica gracias a los contrastes o ecopotenciadores y a la utilización de las técnicas basadas en el estudio del segundo armónico, así como otras técnicas para obtener «la señal no lineal».

1.6 Bases fisiopatológicas de los trazados de ecocardiografía en modo M. El curioso olvido de las curvas de Henderson-Wiggers

Las primeras leyes generales de la contracción cardiaca, la «ley de todo o nada» (Bowditch 1871) y el «fenómeno de la escalera», fueron seguidas por estudios de la mecánica cardiaca que se realizaron analizando las combinaciones por parejas entre los diferentes parámetros (P = presiones; V = volúmenes; T = tiempos). Estos estudios dieron lugar, sucesivamente, a la «ley de Frank» (1895) (P de entrada vs P de salida, en las cavidades cardiacas), la ley de Henderson (1906) (V ventricular vs tiempo), la modificación de Wiggers (1922) (V vs T), la ley de Starling (1913-1915) (P de entrada V de salida, ventriculares) y las más empíricas de Sarnoff y de Guyton, que relacionaban las P de entrada con los volúmenes de salida en diferentes circunstancias, acudiendo a familias de curvas que se aproximaran más a la realidad. Posteriormente se abordó más analíticamente el estudio de la fibra muscular (Abbott y Mommaerts 1959; Sonnenblick 1962) que resultó más aplicable a la fisiología de la contractilidad, estudiando su velocidad, que al corazón globalmente considerado como bomba.

Los sucesivos mecanismos son aplicables a las distintas perspectivas de la realidad y, así, las imágenes ecocardiográficas en modo M nos proporcionan una visión cronológica de los movimientos de las paredes cardíacas, los cuales son proporcionales a los cambios de volúmenes de las cavidades cardiacas, es decir, a relaciones V vs T. Entonces, hubiera sido lógico apelar a los modelos de Henderson-Wiggers para indagar detalladamente su semiología. Sin embargo, durante muchos años, en el desarrollo del eco en modo M se ignoró completamente el diagrama de las leyes de Henderson-Wiggers y los conocimientos derivados de ellas.

El mecanismo de Henderson-Prince o de uniformidad de comportamiento cardiaco, al adaptarse a la frecuencia (V vs T), fue descrito en 1906, basado en medidas volumétricas pletismográficas del corazón (Henderson 1906), y se expresó afirmando, en primer lugar, que los ventrículos tienen un patrón fijo de relajación que determina su capacidad diastólica fija dependiendo exclusivamente de la duración de dicha diástole, siempre que el aflujo venoso se encuentre a niveles normales de presión y volumen, y, en segundo lugar, que un ulterior incremento del aflujo venoso no puede aumentar (modificar) el llenado ventricular y su posterior descarga sistólica. Ambas premisas concluyen que es casi imposible para el corazón aumentar sus tensiones y longitudes iniciales y, por tanto, la nulidad de adaptación de este aspecto (Henderson y Prince 1914). Por ello, se concluyó que el corazón ofrecería una «uniformidad de comportamiento» y de respuesta, y que únicamente podría variar su gasto a base de modificar la frecuencia de sus latidos. En la figura 1.3 se ha reproducido la curva pletismográfica (volumétrica) en relación con el tiempo que dio Henderson como canon del funcionamiento ventricular. En su parte superior derecha (recuadro), hemos añadido la curva que representa la repercusión que tienen las distintas frecuencias sobre el gasto cardiaco, representado por la línea continua y calculado a partir de la curva «inmodificable». En ella, se observa la gran caída del gasto cardiaco para las frecuencias extremas (<40 y >180 p/m) que generan las clásicas crisis de Stockes-Adams.

La curva de Henderson contribuyó indudablemente a la comprensión «more geométrico» de las variaciones que la longitud del ciclo (o su inversa, la frecuencia cardiaca) inducía sobre las subfases del ciclo y sobre el gasto cardiaco y era muy congruente con la «ley de todo o nada», pero no lo era tanto con el «fenómeno de la escalera» y con las experiencias de otros autores como Dreser (1887), Marey (1860 y 1881) y Frank (1895). Entonces Carl Wiggers (1914 y 1921), el gran fisiólogo norteamericano y discípulo también de Henderson, verificó experimentalmente la cuestión, y después (Wiggers y Katz 1922) realizó sus trabajos con Katz reestudiando el mecanismo de adaptación a las variaciones del retorno venoso por medio de técnicas cardiométricas en una preparación de circulación controlada. Sus resultados confirmaron los de Starling y su grupo, pero con diferencias que resumimos: al aumentar el retorno venoso, el llenado ventricular durante la diástole es más rápido en todos sus subperíodos: relleno rápido, relleno lento y presístole; y la descarga sistólica, que es más amplia, se acompaña de una mayor velocidad de eyección, la prolongación del período eyectivo y un vaciamiento más completo. Tales curvas (fig. 1.4) no son superponibles ni en su fase sistólica ni en la diastólica, lo que constituye una demostración directa de la inexactitud de la ley de uniformidad de Henderson (fig. 1.3). Pero cuando Wiggers y Katz reprodujeron las experiencias de Starling et al. manteniendo constantes el retorno venoso y la presión auricular derecha, encontraron que la frecuencia cardiaca modificaba netamente el gasto cardiaco y seguía mucho mejor las predicciones hechas por el mecanismo Henderson que las afirmaciones de constancia en dicho gasto realizadas por los investigadores británicos. Sin embargo, las curvas de los latidos no fueron superponibles (no se reajustaron las presiones venosa y arterial para cada cambio de frecuencia), y no se pudieron hacer predicciones exactas sobre la relación entre gasto cardiaco y frecuencia de latidos. Los autores han dado un diagrama que resume la compleja cadena de acontecimientos involucrados en tales variaciones (Wiggers 1945 y 1952).

Fig. 1.3 Esquema del comportamiento cardiaco según Y. Henderson (1906), reproducido en el libro de fisiología de Wiggers (1945), en el que se representa el volumen ventricular «fijo» cuya diástole es variable, dependiendo de la frecuencia cardiaca (B) y con ello el volumen diastólico (D) eyectado en cada sístole subsiguiente (C). El volumen minuto aumenta con la frecuencia (Vm = D x 1/B) porque aunque D disminuye, la frecuencia (60.000/B) varía en mayor proporción (véase la figura 11, parte superior (Chorro, García Civera, López Merino 2007)). En la parte inferior de la figura se ha añadido la curva que se obtendría a partir de la información proporcionada con el ecocardiograma en modo M mediante la determinación del diámetro ventricular en cada instante del registro (el volumen determinado mediante pletismografía es proporcional al diámetro ventricular elevado al cubo).

Fig. 1.4 Curva típica del volumen (N) para un ciclo cardiaco de 0,8 s (75 ppmin) 1 a 2: sístole auricular; 2 a 3: período de contractión isométrica; 3 a 7: período de eyección sistólica; 7: final de la sístole; 7 a 8: período de relajación isométrica. Se representa a partir de éste el conjunto de curvas superpuestas que ilustran la influencia de diversos factores sobre el volumen latido cuando la frecuencia cardiaca aumenta a 120 ppmin. A: acortamiento del llenado natural y reducción del volumen latido, de acuerdo con Henderson. B: ulterior reducción de la descarga sistólica debida a la reducción concomitante en la presión auricular y en la velocidad de llenado mostrado en F, y disminución de la fuerza de la sístole auricular en X. C: restauración del volumen latido a la curva de control A por mayor eficacia en la sístole auricular (Y) que sobreviene inmediatamente después o durante el aflujo rápido. D: aumento en el volumen latido a la magnitud de un latido con ciclo largo (N) como resultado de una acción del nervio acelerador o de efectos adrenérgicos humorales que incrementan la fuerza de la contracción auricular Z, y llenan más completamente los ventrículos (reducción del volumen residual). E: ulterior aumento de la descarga sistólica a través de un incremento simultáneo del retorno venoso y un llenado más rápido en el ejercicio. Las líneas de la derecha (N-E) indican los volúmenes latido comparativos correspondientes a las distintas curvas [(Wiggers 1928), figura 16 en la página 45)].

Fig. 1.5 Curvas de volumen ventricular obtenidas con métodos pletismográficos y curvas de presión de la aorta y la aurícula izquierda (Wiggers). La ecocardiografía permite registrar las variaciones de volumen partiendo de la determinación de las dimensiones de la cavidad ventricular.

1.7 Curvas de Doppler y la hemodinámica incruenta: determinación incruenta de las presiones intracavitarias mediante la técnica de eco-Doppler

Daniel Bernoulli, matemático y físico hidrodinamista, enunció en 1738 la que con el tiempo se denominó ley de Bernoulli o integral de Bernoulli, que rige la mecánica de fluidos ideales (sin rozamiento) y de la cual deriva la que representa el principio de Venturi y la ecuación de Gorlin (López Merino et al. 1969), usadas en hemodinámica (López Merino 2007), en las que el flujo (F) es proporcional al gradiente de presiones, es decir, el existente entre la presión proximal (P_p) y la presión distal (Pd); y ambas variables, flujos y presiones, se relacionan con un coeficiente de proporcionalidad que es la conductividad o «conductancia» del sistema (K), que, a su vez, es la inversa de la resistencia (R). Es decir: , ecuación que es análoga a la expresada en la ley de Ohm en el ámbito de la electricidad (fig. 17, en López Merino 2007).

La caída de presión o gradiente (P – Pd) es la requerida por unidad de volumen de la masa sanguínea, cuya densidad es p, para convertirse en energía cinética (velocidad, V); Grad (P – Pd) = ½ pV² _p-d . Cuando la Pd se considera aproximadamente igual a cero, el gradiente se convierte en la P_p que impulsa la sangre, V²_{P d} es la velocidad al cuadrado del «jet» producido y registrado mediante el eco-Doppler en metros por segundo y el coeficiente de proporcionalidad p es la densidad de la sangre (1,07) multiplicada por el factor de conversión de la presión expresada en kilopascales, a mmHg que es la expresión tradicional y habitual en hemodinámica (1kPa = 7,5 mmHg). Así que: (1/2 × 1,07 × 7,5) mmHg = 4,012. Por lo tanto P ≈ 4 V² o la presión, expresada en mm de mercurio, ≈ 4 × Velocidad, medida con la técnica Doppler, expresada en metros por segundo y elevada al cuadrado.

Esta fórmula fue deducida de la ecuación de Bernoulli por Holen (1976) y Hattle (1978) y se aplica al cálculo de la presión de las cavidades correspondientes en la estenosis mitral, y posteriormente también en la estenosis aórtica y en los defectos septales.

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2.	Principios básicos de la ecocardiografía-Doppler

Francisco Javier Chorro Gascó

Sergio Madero Juez

Francisco Núñez Gómez

Índice del capítulo

2.1 Introductión

2.2 Los ultrasonidos

2.2.1 Propiedades físicas de los ultrasonidos

2.2.2 Transductores

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

2.2.3.1 Modo M

2.2.3.2 Modo bidimensional

2.2.3.3 Ecocardiografía tridimensional

2.2.4 El efecto Doppler

2.2.4.1 Doppler continuo

2.2.4.2 Doppler pulsado

2.2.4.3 Doppler codificado en color

2.2.4.4 Doppler tisular

2.2.5 Características de los equipos de ecocardiografía-Doppler

2.2.6 Artefactos

2.2.7 Ecocardiografía de contraste

Bibliografía

2.1 Introducción

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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3.	Exploración transtorácica. Modos de obtención de las imágenes, ventanas y planos de estudio

Gema Miñana Escrivá

Julio Núñez Villota

Antonio Losada Casares

Índice del capítulo

3.1 Introductión

3.2 Positión del paciente

3.3 Posición del transductor

3.4 Planos de estudio

3.4.1 Posición paraesternal

3.4.1.1 Plano paraesternal de eje largo (longitudinal)

3.4.1.2 Plano paresternal de eje largo del tracto de entrada del ventrículo derecho

3.4.1.3 Plano paraesternal de eje largo del tracto de salida del ventrículo derecho y la arteria pulmonar

3.4.1.4 Plano paraesternal de eje corto (transversal)

3.4.2 Posición apical

3.4.2.1 Plano apical de cuatro cámaras

3.4.2.2 Plano apical de cinco cámaras

3.4.2.3 Plano apical de dos cámaras

3.4.2.4 Plano apical de tres cámaras

3.4.3 Posición subcostal o subxifoidea

3.4.3.1 Plano subcostal de eje largo (4 cámaras)

3.4.3.2 Plano subcostal de eje corto

3.4.4 Posición supraesternal

3.4.4.1 Eje largo supraesternal

3.4.4.2 Eje corto supraesternal

3.4.5 Posición paraesternal derecha

Bibliografía

3.1 Introducción

La habilidad para la obtención de imágenes de buena calidad es fundamental para la valoración ecocardiográfica y por este motivo la ecocardiografía depende mucho del operador. Para la obtención de toda la información necesaria, el operador debe comprender la anatomía y fisiología del sistema cardiovascular, tener un detallado conocimiento del equipo para conseguir que la calidad de la imagen sea óptima, conocer las cuestiones diagnósticas que se plantean y aplicar la tecnología para obtener unas imágenes adecuadas. Por otra parte, el examen ecocardiográfico se ve muy influido por las características anatómicas de cada paciente.

El corazón puede ser examinado desde la pared torácica utilizando múltiples planos. Para estandarizar el estudio ecocardiográfico, la Sociedad Americana de Ecocardiografía recomendó el estudio de tres planos ortogonales: eje largo (sigue el eje longitudinal del corazón desde la raíz aórtica hasta el ápex cardiaco), el eje corto (perpendicular al eje largo) y el eje de cuatro cámaras (atraviesa ambos ventrículos y aurículas a través de las válvulas mitral y tricúspide).

La mayoría de las exploraciones consistirán en estudios detallados para obtener la máxima información a través de los distintos planos con el objetivo de descartar un amplio espectro de alteraciones y efectuar diagnósticos adecuados. Ocasionalmente puede llevarse a cabo un estudio más dirigido, focalizado a un diagnóstico determinado, con frecuencia comparando la situación actual con un estudio reciente, por ejemplo, para el control evolutivo de un derrame pericárdico.

A lo largo de este capítulo se detallarán las estructuras cardiacas visualizadas en los distintos planos en una exploración ecocardiográfica normal, así como las posibles patologías que pueden ser detectadas en cada plano.

3.2 Posición del paciente

En la práctica habitual, el examen ecocardiográfico es realizado con el operador situado a la izquierda o a la derecha del paciente, con la cabecera de la camilla inclinada entre 20 y 30 grados. Habitualmente se inicia el estudio por los planos paraesternales y apicales, para cuya obtención se sitúa al paciente en decúbito lateral izquierdo. Posteriormente se le sitúa en decúbito supino para la obtención de los planos subcostales y supraesternales. En algunas ocasiones, para visualizar mejor determinadas estructuras (tabique interauricular o aorta ascendente) o para determinar gradientes valvulares mediante Doppler (estenosis aórtica), se utiliza la ventana paraesternal derecha, para lo cual se coloca al paciente en posición de decúbito lateral derecho.

Hay que tener en cuenta que, en pacientes con deformidad de la caja torácica, como el pectus excavatum, o en pacientes con enfermedad pulmonar obstructiva crónica, estas posiciones estándar pueden ser inadecuadas. Del mismo modo, en pacientes con patologías como la dextrocardia, el derrame pleural o el neumotórax, estos planos pueden resultar insuficientes. En estos casos, la experiencia y la creatividad del operador serán decisivas para la obtención de la información necesaria.

3.3 Posición del transductor

Un estudio ecocardiográfico estándar se realiza analizando los tres planos ortogonales referidos al colocar el transductor en cuatro regiones anatómicas definidas: paraesternal izquierda (entre el tercer y el quinto espacio intercostal, próximo al borde esternal izquierdo), apical (punto de máximo latido cardiaco), subcostal o subxifoidea (por debajo del reborde esternal, próximo al apéndice xifoides) y supraesternal (hueco supraesternal). Desde cada posición se obtienen múltiples imágenes tomográficas del corazón mediante rotación y angulación manual del transductor.

En general, los planos longitudinales son visualizados mejor desde las regiones paraesternal y apical, mientras que los planos transversales se obtienen habitualmente desde las regiones paraesternal y subcostal. Los planos de cuatro cavidades se obtienen desde las posiciones apical y subcostal. La Sociedad Americana de Ecocardiografía admite que estos planos y posiciones básicos pueden ser modificados y estima que cualquier imagen obtenida con una angulación de hasta 45 grados respecto del plano correspondiente puede ser identificada con dicho plano.

3.4 Planos de estudio

3.4.1 Posición paraesternal

Desde esta posición se pueden obtener el plano longitudinal o de eje largo y los planos transversales o de eje corto a distintos niveles.

3.4.1.1 Plano paraesternal de eje largo (longitudinal)

Se registra con la muesca del transductor apuntando hacia el hombro derecho del paciente y el transductor colocado en el tercer o cuarto espacio intercostal izquierdo, de manera que el haz de ultrasonidos se disponga paralelo a una línea que une el hombro derecho con el flanco izquierdo del paciente. La posición del transductor se deberá ajustar para que el plano sea paralelo al eje mayor y pase por el centro del ventrículo izquierdo. Éste es el punto en el que el diámetro del eje menor de VI y la excursión de la válvula mitral son máximos. Este plano permite realizar medidas de las cavidades izquierdas, dado que están dispuestas perpendicularmente al plano de estudio, por lo que son registradas usando la resolución axial del sistema. Dado que todas las estructuras no se encuentran en el mismo plano, será necesario realizar pequeñas angulaciones con el transductor para analizar sus dimensiones máximas.

Las principales estructuras visualizadas y los parámetros que se pueden analizar en este plano, en modo bidimensional, son los siguientes:

– Ventrículo izquierdo (VI). Generalmente se visualizan los segmentos basales y medios, mientras que el ápex se observa raramente, aunque esto último se puede conseguir colocando el transductor en un espacio intercostal inferior. Este plano es muy útil para la valoración mediante Doppler de las comunicaciones interventriculares que afectan al septo membranoso.

– Ventrículo derecho (VD). Se puede valorar su tamaño y el grosor de su pared.

– Raíz aórtica y sus dimensiones a distintos niveles (anillo aórtico, senos de Valsalva y unión sinotubular). En ocasiones se puede visualizar parte de la aorta ascendente. Este plano es muy útil en las disecciones de aorta tipo A, ya que permite valorar la presencia de insuficiencia valvular aórtica asociada y en ocasiones se observa el flap de la íntima.

– Válvula aórtica (morfología valvular y excursión de sus velos). Se visualizan en este plano la valva coronaria derecha, de localización anterior, y la valva no coronaria, de localización posterior.

– Continuidad mitro-aórtica. Su valoración es básica en determinadas cardiopatías congénitas.

– Aurícula izquierda (AI). Se pueden obtener las medidas de sus diámetros antero-posterior y craneo-caudal.

– Válvula mitral (anatomía de sus velos, anterior y posterior, y del aparato subvalvular).

– Pericardio. Se puede valorar la presencia de derrame pericárdico a nivel anterior y posterior. La región posterior del anillo auriculoventricular (AV) es una de las primeras localizaciones donde se acumula el líquido pericárdico, por lo que este plano proporciona una buena aproximación inicial en caso de patología pericárdica.

Fig. 3.1 Visión del plano paraesternal de eje largo (longitudinal). 1a) Visión esquemática; 1b) diástole; 1c) sístole. En este plano se identifican las valvas coronaria derecha (a nivel más anterior) y no coronaria (a nivel más posterior) de la válvula aórtica. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = raíz aórtica; AoD = aorta descendente; SC = seno coronario; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo.

– Seno coronario, que aparece como una estructura redondeada a nivel de surco AV posterior.

– Posterior a la AI puede visualizarse una porción de la aorta descendente.

Mediante el corte en modo M a distintos niveles, partiendo desde la imagen bidimensional, se pueden valorar las dimensiones y los patrones de movimiento de las distintas estructuras cardiacas (fig. 3.2). De este modo, se determinan los grosores del septo y de la pared posterior del VI, la fracción de acortamiento y la fracción de eyección del VI mediante el método de Teichholz. También se detectan anomalías en la motilidad del septo interventricular como consecuencia del bloqueo de rama izquierda del haz de His, de la sobrecarga de volumen del VD u otros patrones anómalos de llenado del VI. Si se sitúa la línea de exploración a nivel de la válvula mitral, se pueden valorar sus movimientos de apertura y cierre, así como el temblor fino (fluttering), en caso de insuficiencia valvular aórtica, y el movimiento sistólico anterior de la válvula mitral en caso de obstrucción subvalvular aórtica. A nivel de la raíz aórtica y aurícula izquierda se valoran sus diámetros anteroposteriores, así como los movimientos de apertura y cierre de la válvula aórtica. Mediante el modo M se puede detectar el cierre parcial mesosistólico de la válvula aórtica, presente en la estenosis subvalvular aórtica, que resulta de gran utilidad para diferenciar ésta de la estenosis valvular.

Fig. 3.2 Imágenes en modo M obtenidas al dirigir el haz de ultrasonidos en distintas direcciones en el plano paraesternal de eje largo (longitudinal). 2a) Corte a nivel del ventrículo izquierdo; 2b) corte a nivel de la válvula mitral; 2c) corte a nivel de la raíz aórtica y la aurícula izquierda, que nos permite valorar sus diámetros anteroposteriores.

En este plano, la evaluatión mediante Doppler color debe realizarse de manera rutinaria para detectar regurgitación mitral o aórtica.

3.4.1.2 Plano paraesternal de eje largo del tracto de entrada del ventrículo derecho

Partiendo del plano paraesternal longitudinal, se pueden visualizar las cavidades derechas mediante una inclinación inferomedial del transductor y una ligera rotación horaria (de 15 a 30 grados). La principal estructura que aparece en el centro de la imagen es la válvula tricúspide, cuya anatomía se puede analizar bien. Este plano se considera óptimo cuando se observan las valvas anterior y posterior de la tricúspide en su máxima excursión. La válvula tricúspide separa la aurícula derecha (AD) (en cuyo interior se visualiza con frecuencia la llegada de la vena cava inferior y la válvula de Eustaquio) del tracto de entrada del VD, cuyas paredes libres anterior y posterior tienen una orientación similar a la del VI en el plano longitudinal. Las porciones basales posteriores del tracto de entrada del VD son uno de los lugares de asiento de las alteraciones anatómicas de la displasia arritmogénica del VD.

3.4.1.3 Plano paraesternal de eje largo del tracto de salida del ventrículo derecho y la arteria pulmonar

Mediante una angulación anterior del haz de ultrasonidos se consigue visualizar el tracto de salida del VD, la válvula pulmonar y el tronco de la arteria pulmonar.

3.4.1.4 Plano paraesternal de eje corto (transversal)

En esta posición del transductor, se consiguen obtener cuatro planos, el plano de los grandes vasos y los tres planos transversales del VI (a nivel de válvula mitral, de los músculos papilares y del ápex). Para ello, partiendo desde el plano longitudinal se realiza una rotación horaria de 90° con el transductor, de modo que el haz e ultrasonidos siga una línea desde el hombro izquierdo al flanco derecho del paciente. Los distintos planos se consiguen inclinando el transductor desde una posición superior en la base del corazón hasta el ápex, que se visualiza con una inclinación más inferior.

Fig. 3.3 Visión esquemática de los distintos planos de eje corto (transversales) que se pueden obtener desde la ventana paraesternal izquierda. Aunque los distintos planos no son paralelos, proporcionan imágenes de las estructuras cardiacas a distintos niveles.

– Eje corto de grandes vasos

A nivel de la base del corazón, se puede visualizar en una posición anterior el tracto de salida del VD. La AD, la válvula tricúspide (valvas anterior y septal) y el tracto de entrada del VD se disponen en la parte izquierda de la pantalla. En el centro de la imagen aparece la válvula aórtica como una estructura circular cortada transversalmente. En la parte derecha de la pantalla se puede observar el tronco de la arteria pulmonar, con sus ramas derecha e izquierda, así como la válvula pulmonar. En la región más posterior se encuentra la AI. Pueden identificarse las tres valvas aórticas: la valva coronaria derecha (desde la válvula tricúspide a la válvula pulmonar), la coronaria izquierda (desde la válvula pulmonar a la AI) y la posterior o no coronaria, que se identifica por su proximidad al septo interauricular (fig. 3.4).

Fig. 3.4 Visión del plano paraesternal eje corto de grandes vasos. 4a) Visión esquemática; 4b) diásole; 4c) sístole. En la imagen 4b puede observarse el origen de la arteria coronaria izquierda (flecha). Abreviaturas: AD = aurícula derecha; AI = aurícula izquierda; AP = tronco de la arteria pulmonar, con sus ramas; TSVD = tracto de salida del ventrículo derecho; VA = válvula áortica (Vcd, valva coronaria derecha; Vci, valva coronaria izquierda; Vnc, valva no coronaria); VD = ventrículo derecho; VT = válvula tricúspide (valvas anterior y septal); VP = válvula pulmonar.

Mediante pequeños movimientos del transductor, en ocasiones se visualiza la porción más proximal de las arterias coronarias. Si se observa el anillo aórtico como la esfera de un reloj, el origen de la coronaria izquierda se localizaría aproximadamente a las 4 y el origen de la coronaria derecha a las 11. Para visualizar la arteria coronaria derecha discurriendo posteriormente por el surco interventricular se debe realizar una angulación craneal del transductor y una rotación horaria. Con un mayor grado de rotatión, se podrá visualizar el tronco izquierdo y, en ocasiones, hasta su bifurcación.

Dado que se visualizan tanto el tracto de salida del VD como la integridad del septo interventricular a distintos niveles (perimembranoso, tracto de salida o subpulmonar), este plano es de especial interés en el estudio de las cardiopatías congénitas.

Mediante una ligera angulación craneal y hacia la izquierda del transductor se puede valorar la válvula pulmonar, el tronco de la arteria pulmonar y las ramas derecha e izquierda. La rama pulmonar izquierda se visualiza como una continuación del tronco pulmonar, mientras que la derecha cambia proximalmente de orientación para situarse entre la AI y la aorta.

Mediante Doppler color se pueden registrar tanto la regurgitación tricúspide como la pulmonar. Mediante Doppler continuo se podrá evaluar el gradiente VD AD a partir de la insuficiencia tricuspidea, mientras que mediante Doppler pulsado se podrá medir el tiempo de aceleración del flujo pulmonar. Tanto a nivel de la válvula aórtica como de la mitral, mediante Doppler color, se podrá determinar el área transversal de regurgitación, así como localizar el origen del jet de regurgitación.

– Ejes cortos del ventrículo izquierdo

Si se inclina ligeramente el transductor en sentido inferior, se obtienen los ejes cortos paraesternales del VI, que son auténticos cortes transversales a diferentes niveles: válvula mitral, músculos papilares y ápex. En estas proyecciones, el VD aparece en la parte anterior e izquierda de la imagen. A nivel posterior y a la derecha aparece el VI, que debe tener una forma circular. Para un correcto análisis de la contractilidad segmentaria se intentará conseguir un corte en el que se visualice la cavidad ventricular lo más redonda posible. Si bien en ocasiones no se pueden valorar correctamente los segmentos anterolaterales por quedar paralelos al haz de ultrasonidos, habitualmente se puede realizar un análisis detallado del grosor, la movilidad y el engrosamiento sistólico de todos los segmentos del VI, por lo que son cortes ideales para valorar la contractilidad segmentaria y para estudiar los distintos patrones de hipertrofia ventricular.

• Eje corto a nivel de la válvula mitral (basal)

Se debe obtener una forma redondeada del VI con la menor oblicuidad a nivel del borde libre de los velos de la válvula mitral. De esta forma, se pueden valorar la anatomía valvular mitral (fusión comisural en la valvulopatía reumática, calcifi cación yuxtaanular en la degenerativa, presencia de hendidura –cleft– en el velo anterior en cardiopatías congénitas) y su grado de apertura (estimación del área valvular por planimetría en la valvulopatía reumática). A este nivel se puede valorar la contractilidad segmentaria de los seis segmentos basales del VI, según la clasifi cación de la Sociedad Americana de Ecocardiografía, que se describe en el capítulo dedicado a la cardiopatía isquémica.

Fig. 3.5 Visión del plano paraesternal de eje corto (transversal) a nivel de la válvula mitral (basal). 5a) Visión esquemática; 5b) sístole; 5c) diástole. VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo; VM = válvula mitral.

• Eje corto a nivel de los músculos papilares (medio)

Este plano se consigue angulando inferiormente el transductor hacia el ápex desde la posición descrita anteriormente. Los músculos papilares anterolateral y posteromedial se proyectan en la cavidad ventricular en las posiciones horarias de las 3 y las 8, respectivamente. A este nivel puede valorarse la contractilidad segmentaria de los seis segmentos medios.

Fig. 3.6 Visión del plano paraesternal de eje corto (transversal) a nivel de los músculos papilares (medio). AL = músculo papilar anterolateral; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo; PM = músculo papilar posteromedial.

• Eje corto apical

Para visualizar el auténtico ápex cardiaco, se debe desplazar el transductor en el tórax hacia abajo y lateralmente al menos un espacio intercostal, buscando la zona de máximo impulso apical. En ocasiones, se puede registrar una pequeña porción del VD, pero habitualmente sólo se visualizan en este plano los cuatro segmentos apicales: septal, anterior, lateral e inferior. Pueden visualizarse imágenes ecodensas en su interior compatibles con trombos, que con frecuencia plantean problemas de diagnóstico diferencial con artefactos u otras estructuras cardiacas.

3.4.2 Posición apical

Todos los planos apicales se obtienen desde un mismo punto de la pared torácica, que suele ser el lugar de mayor impulso apical o se encuentra en su proximidad. Desde este punto, mediante rotaciones y angulaciones del transductor, se pueden obtener los distintos planos apicales.

3.4.2.1 Plano apical de cuatro cámaras

Para obtener este plano se debe dirigir el haz de ultrasonidos superior y medialmente hacia la escápula derecha, con la muesca del transductor apuntando hacia el flanco izquierdo del paciente, de tal forma que se obtenga un corte coronal del corazón que pase por el ápex cardiaco. Desde esta posición se visualizan las cuatro cavidades, los septos interventricular e interauricular, así como la crux cordis. Este plano es óptimo cuando se consigue obtener los ejes largos máximos de ambos ventrículos, así como la máxima excursión de las válvulas mitral y tricúspide (valvas anterior y septal). El ápex aparecerá en la parte superior de la pantalla y las aurículas en la parte inferior de ésta; las cavidades derechas, en la parte izquierda, y las izquierdas, en la derecha. La valva septal de la tricúspide se inserta en una región más apical del septo membranoso que la valva anterior mitral (de 5 a 10 mm en niños mayores y en adultos), lo que nos permitirá diferenciar las válvulas auriculoventriculares y las cavidades ventriculares acompañantes (fig. 3.7).

Fig. 3.7 Plano apical de cuatro cámaras. AD = aurícula derecha; AI = aurícula izquierda; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo; VM = válvula mitral (va, valva anterior; vp, valva posterior); VT = válvula tricúspide (va, valva anterior; vs, valva septal).

Éste es uno de los principales planos ecocardiográficos, ya que al poder ser visualizadas las cuatro cavidades del corazón, se pueden evaluar sus tamaños relativos, su orientación y su integridad estructural. Dado que se pueden valorar de manera simultánea los septos interauricular e interventricular, este plano va a tener una especial relevancia en cardiología pediátrica.

Una correcta visualización de ambos ventrículos en este plano va a permitir medir áreas y volúmenes ventriculares. Igualmente, se podrá valorar la contractilidad de base a ápex de los segmentos septales y laterales, aunque, debido a que el endocardio se dispone de forma casi paralela al haz de ultrasonidos, la valoración de la excursión miocárdica en este plano no es muy fiable, siendo útil solamente para valorar diferencias entre distintos segmentos. Este plano será especialmente útil para valorar las alteraciones de la geometría ventricular a nivel apical, así como la existencia de masas y trombos. En ocasiones puede observarse un falso tendón a nivel apical, que representa una variante de la normalidad pero puede plantear dudas de diagnóstico diferencial. Con frecuencia se puede observar la banda moderadora a nivel del ápex del VD.

Mediante la angulación posterior del transductor se podrán visualizar una serie de estructuras, como la región de la fosa oval en la porción media del septo interauricular o el seno coronario como una estructura tubular que cruza la AI en la región del surco AV. La aorta descendente se suele identificar como una estructura circular localizada en la región posterolateral de la AI.

3.4.2.2 Plano apical de cinco cámaras

Este plano se obtiene con una angulación anterior del transductor desde el plano de cuatro cámaras. Permite visualizar el tracto de salida del VI, la válvula aórtica y las primeras porciones de la aorta ascendente (fig. 3.8). Al tratarse de un plano más anterior que el de cuatro cámaras, los segmentos del VI visualizados serán los septales anteriores y anterolaterales. En algunos pacientes, angulando más anteriormente el transductor, se puede visualizar el tracto de salida del VD y la válvula pulmonar.

Fig. 3.8 Plano apical de cinco cámaras. AD = aurícula derecha; AI = aurícula izquierda; VA = válvula aórtica; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo; VM = válvula mitral; VT = válvula tricúspide; TSVI = tracto de salida del ventrículo izquierdo.

3.4.2.3 Plano apical de dos cámaras

Se obtiene rotando el transductor entre unos 60 y 90 grados en sentido antihorario desde la posición de cuatro o cinco cámaras, de modo que quedan excluidas las cavidades derechas. En algunos casos se visualizan la orejuela izquierda en la parte derecha y el seno coronario en la parte izquierda de la pantalla (fig. 3.9).

Debido a su disposición ortogonal con respecto al plano de cuatro cámaras, permite realizar mediciones de áreas y volúmenes ventriculares mediante el método biplano y también permite valorar la contractilidad de los segmentos anterolaterales (a la derecha de la imagen) y de los inferiores (a la izquierda).

Fig. 3.9 Plano apical de dos cámaras. AI = aurícula izquierda; OI = orejuela izquierda; SC = seno coronario; VI = ventrículo izquierdo; VM = válvula mitral; va = valva anterior (a2); vp = valva posterior (p1 y p3).

3.4.2.4 Plano apical de tres cámaras

Este plano se obtiene con una rotación adicional antihoraria del transductor desde la posición descrita anteriormente. Permite visualizar las mismas estructuras que en el plano paraesternal longitudinal del VI, además del ápex, que sí que puede ser visualizado en este plano. Constituye, pues, una alternativa al plano paraesternal longitudinal cuando la ventana acústica desde esta región del tórax es limitada. Este plano es muy útil para valorar la obstrucción valvular o subvalvular aórtica (fig. 3.10).

El estudio mediante Doppler desde la posición apical es fundamental para la valoración de las válvulas mitral, aórtica y tricúspide, de los flujos de las venas pulmonares, así como de los gradientes en el tracto de salida del VI y medioventricular en el caso de hipertrofia del VI. La orientación de los flujos transvalvulares con respecto al haz de ultrasonidos es óptima para su valoración, por lo que de manera rutinaria deben buscarse, mediante Doppler color, la regurgitación mitral, aórtica y tricúspide. En el plano de cuatro cámaras, colocando el volumen de muestra a nivel de los extremos de la válvula mitral, se podrá valorar el patrón de llenado diastólico. El gradiente aórtico puede ser obtenido en el plano de cinco cámaras, situando el volumen de muestra a nivel del anillo aórtico. A pesar de la considerable distancia desde el transductor, en ocasiones puede valorarse el flujo de las venas pulmonares en el plano de cuatro cámaras. Mediante la medición en modo M de la excursión del anillo tricúspide (TAPSE), se podrá estimar la función sistólica del ventrículo derecho.

Fig. 3.10 Plano apical de tres cámaras. AI = aurícula izquierda; Ao = raíz aórtica; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo; VM = válvula mitral (va, valva anterior; vp, valva posterior).

3.4.3 Posición subcostal o subxifoidea

El examen ecocardiográfico del corazón desde la región subcostal o subxifoidea se desarrolló inicialmente como una alternativa a la exploración paraesternal en los pacientes con enfermedad pulmonar obstructiva crónica, debido a la mala ventana acústica que éstos presentan por la hiperinsuflación pulmonar. Posteriormente, se ha comprobado que en muchos adultos se pueden analizar la mayoría de las estructuras cardiacas desde esta posición. La ventana subcostal es óptima para visualizar la vena cava y las venas suprahepáticas, debiendo analizarse las dimensiones de la vena cava inferior y el grado de colapso con la inspiración. Mediante Doppler pulsado se puede analizar el patrón de flujo de las venas suprahepáticas.

3.4.3.1 Plano subcostal de eje largo (4 cámaras)

Para obtener este plano, desde la posición subcostal se dirige el haz de ultrasonidos hacia arriba y hacia la fosa supraclavicular izquierda del paciente. Se obtiene de esta manera un corte tomográfico del corazón similar al apical de cuatro cavidades, con dos particularidades. Por una parte, este plano posee la ventaja de que, dado que el haz de ultrasonidos es perpendicular al eje mayor del VI; generalmente se obtiene una mayor definición del endocardio. Por otra, tiene el inconveniente de que con frecuencia no es posible visualizar el ápex. Debido a la orientación de los septos interventricular e interauricular, este plano es particularmente útil para valorar la integridad de estas estructuras. En pacientes adultos, éste y el subcostal de eje corto son los únicos planos que permiten visualizar la porción más alta del septo interauricular, permitiendo el estudio de los defectos tipo seno venoso. La proximidad de la pared libre del ventrículo derecho al transductor hace de este plano el mejor para la valoración del grosor y la contractilidad de ésta, y puede ser útil para valorar alteraciones de la movilidad de la pared del VD en pacientes con sospecha de taponamiento cardiaco.

Fig. 3.12 Plano subcostal de eje largo. Mediante pequeños movimientos del transductor pueden observarse con detalle distintas estructuras; así, en la imagen 12a podemos valorar la integridad del septo interauricular, mientras que en la imagen 12b podemos valorar la raíz aórtica y la válvula tricúspide.

3.4.3.2 Plano subcostal de eje corto

Desde la posición anterior, y rotando el transductor 90 grados en sentido antihorario, se obtienen una serie de cortes transversales a distintos niveles. De esta forma, en la zona más próxima al transductor, aparece el tracto de entrada del VD (este es el único plano en el que se pueden analizar las tres valvas de la válvula tricúspide) y en la parte derecha de la imagen, el tracto de salida del VD, la válvula pulmonar y la arteria pulmonar. Desde esta localización, y realizando angulaciones del transductor en sentido inferior, se pueden obtener cortes transversales del VI (a nivel de la válvula mitral, músculos papilares y ápex). En este plano se puede valorar la pared del VD, siendo un plano muy importante en la valoración de su contractilidad y su grosor.

Angulando el transductor hacia la derecha del paciente se obtienen los planos subcostales de las aurículas, teniendo especial relevancia la visualización de la llegada de las dos cavas a la AD, ya que, como se ha comentado anteriormente, son los únicos planos en los que, vía transtorácica, se puede visualizar la porción alta del septo interauricular. Con una ligera angulación craneal del transductor se podrán registrar las venas suprahepáticas llegando a la vena cava inferior. Con el transductor orientado prácticamente perpendicular a la superficie del paciente y algo inclinado hacia la derecha, se puede visualizar un corte longitudinal de la aorta abdominal.

Fig. 3.13 Plano subcostal de eje corto. 13a) Corte a nivel de grandes vasos; 13b) corte a nivel de la válvula mitral; 13c) corte a nivel de los músculos papilares.

3.4.4 Posición supraesternal

La exploración de esta región se realiza situando el transductor en el hueco supraesternal tras colocar al paciente en decúbito supino, con hiperextensión del cuello. Desde esta posición se pueden obtener dos planos, el eje largo, que será paralelo al eje mayor del arco aórtico, y el eje corto, perpendicular al anterior.

3.4.4.1 Eje largo supraesternal

Se obtiene con el transductor situado en el hueco supraesternal, en una posición intermedia entre los planos coronal y sagital del cuerpo. De esta forma se consiguen visualizar la aorta ascendente en el margen izquierdo de la pantalla, el cayado en el centro (con el origen de la arteria innominada, la arteria carótida común izquierda y la subclavia izquierda) y la aorta descendente en el lado derecho. Generalmente no se visualizan en el mismo plano las porciones ascendente y descendente de la aorta, por lo que será necesario realizar ligeras angulaciones para visualizarlas (hacia la izquierda para la aorta ascendente y hacia la derecha para la descendente). Por debajo del arco aórtico se obtiene un corte transversal de la arteria pulmonar derecha.

Fig. 3.14 Plano supraesternal. 14a) Eje largo, en el que pueden observarse la aorta ascendente, el cayado aórtico con el origen de los troncos supraórticos, la aorta descendente y un corte transversal de la arteria pulmonar derecha. 14b) Eje corto, en el que observamos un corte transversal de la aorta y por debajo la arteria pulmonar derecha.

Este plano es de especial importancia en la valoración de determinadas patologías, como la dilatación o aneurisma del arco aórtico, la coartación de aorta y la persistencia del conducto arterioso. Igualmente se puede valorar el tamaño de la arteria pulmonar derecha, así como las anastomosis quirúrgicas entre dicho vaso y la aorta ascendente.

3.4.4.2 Eje corto supraesternal

Con una rotación horaria del transductor de 45 grados respecto al plano anterior y dirigiendo el haz de ultrasonidos en dirección inferior y algo posterior, se consigue obtener este eje corto, en el cual la aorta ascendente aparece cortada transversalmente en la porción superior de la imagen. Por detrás se obtiene un eje largo de la arteria pulmonar derecha. Si se realiza una ligera rotación horaria y una angulación anterior del transductor es posible visualizar en ocasiones la arteria pulmonar principal distal. En posición inferior a la arteria pulmonar aparece la AI, siendo éste el único plano en el que puede visualizarse la llegada de las cuatro venas pulmonares. Si la calidad de las imágenes es adecuada, se puede ver la vena cava superior, que aparece como un espacio libre de ecos en la parte izquierda de la pantalla, así como la vena innominada, que cruza por delante de la aorta hasta unirse con la cava superior.

3.4.5 Posición paraesternal derecha

Este plano puede ser de utilidad para visualizar la aorta ascendente y determinar el gradiente transvalvular aórtico mediante Doppler en caso de estenosis aórtica, ya que se puede conseguir una buena alineación con el haz de ultrasonidos. Para ello se coloca al paciente en posición de decúbito lateral derecho.

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4.	Exploración transesofágica. Planos y sistemática de estudio

Gema Miñana Escrivá

Julio Núñez Villota

Antonio Losada Casares

Índice del capítulo

4.1 Introductión

4.2 Sonda

4.3 Preparatión del paciente y posibles complicaciones

4.4 Anatomía ecocardiográfica. Planos de estudio

4.4.1 Planos basales

4.4.1.1 Sección transversal

4.4.1.2 Sección longitudinal

4.4.2 Plano de cuatro cámaras

4.4.2.1 Sección transversal

4.4.2.2 Sección longitudinal (plano de dos cámaras)

4.4.3 Plano transgástrico

4.4.3.1 Sección transversal

4.4.3.2 Sección longitudinal

4.4.4 Estudio de la aorta

4.4.4.1 Sección transversal

4.4.4.2 Sección longitudinal

4.5 Indicaciones

4.5.1 Indicaciones absolutas

4.5.1.1 Endocarditis infecciosa

4.5.1.2 Disfunción protésica

4.5.1.3 Patología aórtica

4.5.1.4 Prevalvuloplastia

4.5.1.5 Ablación de venas pulmonares

4.5.2 Indicaciones relativas

4.5.2.1 Precardioversión en la fibrilación auricular

4.5.2.2 Cardiopatías congénitas

4.5.2.3 Valvulopatías

4.5.2.4 Tumores y masas

4.5.2.5 Búsqueda de fuentes cardiacas de embolismo sistémico

4.5.2.6 Pacientes críticos

4.5.2.7 Ecocardiografía intraoperatoria

Bibliografía

4.1 Introducción

En la práctica clínica, un 5% de las ecocardiografías transtorácicas (ETT) son insuficientes. Este hecho se debe a distintos factores como la obesidad, el enfisema pulmonar o las deformidades de la caja torácica. Las principales ventajas de la ecocardiografía transesofágica (ETE) se basan en la proximidad del esófago a diversas estructuras cardiovasculares, que, junto con la utilizatión de transductores de alta frecuencia (5-7,5 MHz), permite la obtención de imágenes de alta resolución. Existen estructuras que por su localización son visualizadas mejor mediante ETE, como las aurículas, las orejuelas, la aorta torácica y la parte proximal de las arterias coronarias. Por otra parte, la posibilidad de situar el transductor en el esófago o en el estómago durante períodos prolongados permite monitorizar el corazón, hecho que puede resultar útil durante la cirugía cardiaca.

Se trata de una técnica segura con una tasa baja de complicaciones; por lo tanto puede ser utilizada en pacientes críticos y en niños pequeños. Sus mayores inconvenientes radican en que se trata de una técnica semiinvasiva y que resulta desagradable para el paciente, con una tolerancia muy variable que hace aconsejable utilizar una sedación ligera, principalmente en los casos en los que se planteen estudios repetidos o en pacientes críticos.

La ETE se ha convertido en una técnica de gran utilidad en el diagnóstico y seguimiento de diversas patologías cardiovasculares. Así, la ETE se considera esencial para la evaluación de la válvula y de las prótesis mitrales, la presencia de trombos en la aurícula izquierda (AI) o en la orejuela de la AI, defectos del septo interauricular (especialmente del tipo seno venoso, difícilmente valorables mediante ETT), endocarditis y sus complicaciones, patología de la aorta torácica y en pacientes críticamente enfermos. La ETE complementa a la ETT en algunas situaciones, como en la evaluación de la endocarditis infecciosa, mientras que en otras, como en la detección de trombos en la AI, ha sustituido claramente a la ETT.

En la actualidad, se estima que aproximadamente entre un 5 y un 10% de los estudios ecocardiográficos son transesofágicos. Debido a la naturaleza semiinvasiva de esta técnica y las imágenes poco habituales que se pueden obtener, se requiere un entrenamiento especial.

A lo largo del presente capítulo se analizan las particularidades de esta técnica, sus indicaciones y contraindicaciones, así como las distintas imágenes que se pueden obtener en un estudio transesofágico normal y las diferentes patologías que pueden ser identificadas en cada plano.

4.2 Sonda

La sonda para la exploración transesofágica es un fibroscopio como los empleados para las endoscopias digestivas, con una longitud de 100 a 110 cm. El transductor (de 7,5 MHz) está localizado en su extremo distal, y en su extremo proximal se encuentran las terminales que permiten su conexión a la máquina. En su extremo distal la sonda mide unos 11 mm de grosor y unos 14 mm de ancho, y generalmente puede ser manipulada externamente por medio de dos mandos en forma de ruedas, la mayor de las cuales permite ejecutar movimientos de anteflexión de unos 80° cuando se gira en sentido horario, y retroflexión de 70° cuando se gira en sentido antihorario. La rueda pequeña permite realizar movimientos laterales que se aproximan a los 45°. Ambas ruedas se pueden fijar en una determinada posición para facilitar la exploración. Todo el sistema está compuesto por materiales plásticos aislantes que impiden la transmisión de corrientes eléctricas al paciente. En el extremo distal de la sonda se dispone un termistor cuya finalidad es controlar la temperatura del esófago, debido a que la utilization prolongada de la sonda puede provocar su calentamiento. Aunque algunos laboratorios aún disponen de sondas mono o biplanares (que permiten realizar estudios en sentido transversal y longitudinal), en la mayoría se utilizan sondas multiplanares, en las que un único cristal puede girar 180° mediante un sistema mecánico o electrónico, para permitir un número infinito de posibles planos y reducir la necesidad de flexión extrema de la punta del transductor para recoger toda la información necesaria. La rotación del transductor se suele realizar con un interruptor sensible a la presión del dedo que está situado en el extremo proximal. Todas las sondas disponen de Doppler pulsado, continuo y color.

4.3 Preparatión del paciente y posibles complicaciones

La ETE, aunque es segura, es un procedimiento semiinvasivo que puede resultar incómodo para el paciente, y por este motivo la preparación de éste es crítica para el éxito del procedimiento. Los pacientes deben ser informados sobre el motivo de realización del estudio, las molestias que les puede ocasionar, la colaboración que deben prestar durante éste y las posibles complicaciones. El paciente debe estar en ayunas al menos cuatro horas antes de someterse al estudio y se debe descartar la existencia de posibles contraindicaciones (tabla 1). Se debe disponer de una vía periférica (preferiblemente con llave de tres pasos) para la administratión de medios de contraste o de fármacos. Inmediatamente antes de la intubación de la sonda, se utiliza un pulverizador de lidocaína (10%) o benzocaína para anestesiar localmente la faringe posterior. Aunque la lidocaína raramente produce efectos secundarios, su administración local puede producir efectos tóxicos en el sistema nervioso central en pacientes con insuficiencia cardiaca o con alteración de la función hepática. Aunque generalmente es bien tolerada se han descrito raros casos de metahemoglobinemia que deben ser sospechados cuando una desaturación grave complica el procedimiento. El tratamiento de esta complicación es la administración intravenosa de azul de metileno, generalmente a dosis de 1 mg/kg de solución al 1% durante 5 minutos. Un agente desecante, el glicopirrolato (0,2 mg), minimiza las secreciones orales y la posibilidad de aspiración durante la exploración. Como el glicopirrolato es un producto similar a la atropina, puede aumentar el ritmo cardiaco, especialmente en pacientes con fibrilación auricular. La utilización del sedante de acción corta midazolam, 1 a 10 mg (<0,1 mg/kg: 2 mg/2 min, en hepatópatas < 4 mg), puede resultar necesaria para hacer más cómoda la exploración, aunque se debe utilizar con precaución en pacientes debilitados o de edad avanzada, por la potential inhibición respiratoria. Es posible revertir rápidamente el efecto del midazolam con flumazenil (0,2 mg intravenosos). En pacientes jóvenes también puede utilizarse el hidrocloruro de meperidina, 25 a 50 mg, para ayudar a aliviar el reflejo de deglución y proporcionar una sedación adicional. No resulta necesaria la profilaxis para endocarditis bacteriana. Las sondas nasogástricas o endotraqueales no suelen interferir con las sondas de ETE o con la obtención de imágenes satisfactorias. Dado que se trata de una técnica semiinvasiva con posibles complicaciones, el paciente deberá firmar un consentimiento informado antes de la realización de la prueba.

TABLA 4.1

Contraindicaciones del estudio transesofágico

Absolutas

– Ausencia de colaboración del paciente

– Patología esofágica: estenosis, tumores, divertículos, varices esofágicas sangrantes/ importantes, esofagitis

– Cirugía reciente sobre el esófago o el estómago

– Hematemesis reciente

Relativas

– Varices esofágicas

– Insuficiencia respiratoria severa

– Hipertensión pulmonar severa

– Radioterapia sobre el mediastino

– Afectación de raquis cervical: afectación severa de la articulación atlo-axoidea o condiciones ortopédicas que impidan la flexión del cuello

* la anticoagulación no es contraindicación.

El paciente se debe colocar en decúbito lateral izquierdo, con la cabeza elevada unos 30° para evitar la aspiración. Si el paciente usa prótesis dentarias deben ser retiradas. Generalmente se coloca un mordedor o bloqueador dental para evitar daños en la sonda. Tras la aplicación de lubricante en la sonda, ésta es introducida en la orofaringe y se la hace avanzar al mismo tiempo que se le pide al paciente que trague para facilitar la intubación. Si existen dificultades para la intubación, se puede guiar la punta de la sonda con el dedo índice y nunca se debe forzar su introducción. Una vez la sonda ha alcanzado el esófago, la exploración completa puede ser realizada en 10-30 minutos. Durante este intervalo, la monitorización por parte de una enfermera es considerada el estándar de calidad. Se debe prestar especial atención a la presión arterial, la frecuencia cardiaca, el ritmo (monitorización del ECG) y la saturación del paciente. Se puede requerir la aspiración de la orofaringe y la administración de fármacos intravenosos adicionales para mantener el nivel de sedación y confort.

Cuando los pacientes están intubados puede ser necesario aumentar la sedación y puede ser de ayuda la utilización de un laringoscopio para la intubación de la sonda. La exploración se realiza en decúbito supino, con un adecuado control de constantes.

Una vez finalizado el estudio, se debe advertir al paciente de la necesidad de guardar ayunas durante al menos dos horas. Cuando se trate de un estudio ambulatorio, se debe informar al paciente de que debe acudir acompañado, para facilitar el posterior desplazamiento a su domicilio.

La ETE es esencialmente una forma de endoscopia. Las complicaciones son raras, pero incluyen la aspiración, la perforación del esófago, el laringoespasmo y la hematemesis. También pueden presentarse complicaciones secundarias a los fármacos administrados para la preparación del paciente, como hipotensión o hipoxia. Se han documentado casos de muerte aunque este hecho es exceptional. No se consigue introducir la sonda de ETE en el 0,9-1,7% de los pacientes sedados.

4.4 Anatomía ecocardiográfica. Pianos de estudio

La valoración de las estructuras cardiovasculares mediante ETE se puede realizar utilizando múltiples ángulos de corte. La sonda multiplano permite valorar el corazón y los grandes vasos utilizando cualquier ángulo de 0 a 180°. Así, se dispone de cortes transversales (0°), cortes longitudinales (90°) y planos de corte intermedios. La exploración en cada uno de estos sectores se inicia en el plano transversal (0°), y desde esta posición se pueden efectuar una serie de maniobras para obtener diversos cortes anatómicos, mediante rotación desde cero a 90°, rotación sobre el eje de la sonda en sentido horario o antihorario, avance y retroceso hacia planos superiores o inferiores, anteflexión o retroflexión y lateroflexión del extremo de la sonda.

Con un objetivo didáctico, a lo largo de este capítulo se van a considerar únicamente los cortes transversales (0°) y longitudinales (90°). Existen tres niveles básicos de estudio, planos basales, planos intermedios de cuatro o dos cámaras y planos transgástricos.

Dado que la tolerancia es muy variable, se debe iniciar la exploración de forma dirigida, según el motivo del estudio. Una vez obtenida la información fundamental, se completará el estudio de forma sistemática, utilizando, en la medida de lo posible, todos los planos longitudinales, transversales e intermedios.

4.4.1 Planos basales

Se obtienen introduciendo la sonda entre 25 y 30 cm desde la arcada dentaria.

4.4.1.1 Sección transversal

De este plano de estudio se obtienen básicamente cuatro niveles de sección transversal:

a) Válvula aórtica y orejuela izquierda. En esta sección, la raíz aórtica aparece en el centro de la imagen. Con pequeñas rotaciones o más fácilmente cortando a 45-60°, se pueden visualizar la válvula aórtica y sus tres valvas: la sigmoidea coronaria izquierda, situada a la derecha de la imagen; la coronaria derecha, en la parte inferior, y la no coronaria, a la izquierda de la imagen.

b) Con un desplazamiento superior se visualiza el septum interauricular, con la fosa oval en medio. Flexionando ligeramente hacia delante, se visualiza la orejuela izquierda, que se sitúa a la derecha de la pantalla. Su estudio es obligado cuando se pretende descartar la presencia de trombos intracavitarios. La orejuela izquierda se ve como una estructura de forma triangular y con paredes que presentan discretas irregularidades que corresponden a los músculos pectíneos. Se sitúa en la aurícula izquierda inmediatamente antes de la vena pulmonar superior izquierda. Rotando la sonda hacia la izquierda, aparece la vena cava superior.

Fig. 4.1 Visión del plano basal, sección transversal a nivel de la válvula aórtica, corte a 45°. 1a) Diástole, con la típica imagen de la válvula aórtica en «Y». 1b) Sístole. En el centro de la imagen se localiza la válvula aórtica, por encima de ésta, la aurícula izquierda, y por debajo, la aurícula derecha. Entre ambas estructuras se observa el septo interauricular. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; AD = aurícula derecha; ci = sigmoidea coronaria izquierda; cd = sigmoidea coronaria derecha; nc = valva no coronaria; SIA = septo interauricular.

Fig. 4.2 2a) Proyección transversal a nivel del septum interauricular. 2b) Flexionando ligeramente hacia delante se visualiza la orejuela izquierda y la vena pulmonar superior izquierda. Abreviaturas: SIA = septo interauricular.

c) Raíz aórtica y arterias coronarias. El tronco de la coronaria izquierda se visualiza fácilmente en la localización de las 3 horas del reloj. Después de un recorrido de unos 2 cm, se encuentra la bifurcación de las dos ramas principales, la arteria circunfleja, que sigue una dirección posterior pegada a la pared de la aurícula izquierda, y la arteria descendente anterior, dirigida hacia delante. El ostium de la arteria coronaria derecha y su porción proximal se visualizan a las 6 o 7 horas del reloj en el 70% de los casos.

d) Aorta ascendente y tronco de la arteria pulmonar. El desplazamiento superior de la sonda permite registrar el tronco de la arteria pulmonar y su bifurcación en las dos arterias pulmonares principales. La arteria pulmonar derecha se sitúa posterior (superior en la pantalla) a la vena cava superior. La arteria pulmonar izquierda se sitúa en el lado contralateral, pero habitualmente no se ve en todo su recorrido por interposición del bronquio principal izquierdo. La válvula se localiza en posición anterior e izquierda a la aorta.

4.4.1.2 Sección longitudinal

La sección longitudinal o sagital permite visualizar las estructuras cardiacas de forma ortogonal a la sección transversal. Mediante ligeras rotaciones obtenemos distintos planos de corte.

A nivel basal, se obtiene la sección longitudinal de la aorta ascendente proximal y del tronco pulmonar principal. Por delante de la aorta ascendente aparece la arteria pulmonar derecha. Una leve rotación del transductor en sentido antihorario permite obtener una sección longitudinal del tracto de salida del ventrículo derecho, además de la válvula, el tronco y la arteria pulmonar izquierda proximal.

Fig. 4.3 Proyección longitudinal bicava. Abreviaturas: AD = aurícula derecha; AI = aurícula izquierda; VCI = vena cava inferior; VCS = vena cava superior.

Girando la sonda en sentido horario se obtiene un corte de las aurículas, del tabique interauricular y una sección longitudinal de la vena cava superior, y se visualiza parcialmente la vena cava inferior (plano bicava). Si se avanza ligeramente el transductor, pueden verse la orejuela derecha, el tabique interauricular y la válvula de Eustaquio. Esta proyección es ideal para diagnosticar los defectos septales tipo seno venoso. Efectuando rotaciones a este nivel pueden identificarse las venas pulmonares derechas e izquierdas.

4.4.2 Plano de cuatro cámaras

El desplazamiento de la sonda de 30 a 35 cm desde la arcada dentaria permite visualizar el plano de cuatro cámaras. Se obtiene con una introducción ligera de 3 a 5 cm desde el plano basal de la válvula aórtica. Habitualmente, el estudio se inicia desde este plano, con el objetivo de acortar el procedimiento y hacer una exploración dirigida.

4.4.2.1 Sección transversal

Las aurículas aparecen en la parte superior de la imagen y los ventrículos en la parte inferior, las estructuras derechas a la izquierda y las izquierdas a la derecha. Se pueden obtener dos secciones:

a) Cuatro cámaras. El plano de corte es similar al obtenido desde la vía apical. La estructura dominante es la crux cordis, que separa las cuatro cavidades. Al contrario que por vía apical, el ápex se visualiza defectuosamente. Las estructuras anatómicas mejor definidas son las aurículas, las válvulas auriculoventriculares y el septo interauricular. En este plano, la dirección del flujo mitral es paralela al haz de ultrasonidos, y por este motivo es muy adecuado para analizar la gravedad de las lesiones mitrales y tricuspídeas.

Fig. 4.4 Proyección transversal de cuatro cámaras. Abreviaturas: AD = aurícula derecha; AI = aurícula izquierda; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo; VM = válvula mitral; VT = válvula tricúspide.

b) Cinco cámaras. Una ligera retroflexión permite visualizar el tracto de salida del ventrículo izquierdo y las sigmoideas aórticas. Es éste un plano útil para el estudio de la regurgitación aórtica o de la miocardiopatía hipertrófica obstructiva.

Fig. 4.5 Proyección transversal de cinco cámaras. Abreviaturas: AD = aurícula derecha; AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VD = ventrículo derecho; VI = ventrículo izquierdo. Ver imagen en color en el apéndice.

4.4.2.2 Sección longitudinal (plano de dos cámaras)

A este nivel podemos visualizar la aurícula izquierda en la parte superior, el ventrículo izquierdo en la parte inferior y la válvula mitral entre ambas cámaras. Con una pequeña rotatión aparece la orejuela izquierda. Es éste un buen plano para estudiar la regurgitación mitral, la disfunción de la prótesis mitral y la presencia de trombos en la orejuela izquierda.

Fig. 4.6 Proyección longitudinal de 2 cámaras. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; VI = ventrículo izquierdo.

Desde este plano, rotando hasta 120°, tendremos una visión del tracto de salida del ventrículo izquierdo, con las sigmoideas aórticas y la aorta ascendente proximal.

Fig. 4.7 Proyección longitudinal a 120°. Tracto de salida del ventrículo izquierdo. Abreviaturas: AI = aurícula izquierda; Ao = aorta; VI = ventrículo izquierdo.

4.4.3 Plano transgástrico

4.4.3.1 Sección transversal

La introducción de la sonda de 35 a 40 cm desde la arcada dentaria sitúa el transductor en el estómago. La anteflexión máxima del extremo distal de la sonda posibilita la obtención de un corte transversal del corazón a nivel de los ventrículos. Este plano es muy útil para monitorizar la contractilidad segmentaria y la función sistólica global durante la cirugía. La cara inferior del ventrículo izquierdo se representa en la parte superior de la pantalla y la cara anterior en la porción más alejada del transductor. A la derecha de la imagen se registra la cara lateral, mientras que a la izquierda se sitúan el septo interventricular y el ventrículo derecho. El músculo papilar posteromedial se encuentra a nivel de las 11 horas del reloj y el anterolateral a las 5 horas. Este plano permite una perfecta visualización de la cara posterior del ventrículo derecho.

4.4.3.2 Sección longitudinal

Permite visualizar el ventrículo izquierdo en el eje largo. La cara inferior se localiza en la parte más proximal del sector y la cara anterior en la parte inferior. El ápex, que casi nunca puede ser visualizado, se sitúa a la izquierda y la válvula mitral a la derecha. El objetivo principal de este plano debe ser la visualización de las cavidades izquierdas, principalmente del ventrículo izquierdo, y es útil para valorar el aparato subvalvular mitral (cuerdas tendinosas y músculos papilares). Las cuerdas del músculo papilar anterolateral se ven en la parte inferior de la pantalla y las del músculo posteromedial en la parte superior.

4.4.4 Estudio de la aorta

La aorta torácica cambia su relación con el esófago a lo largo de todo su recorrido. La porción ascendente se relaciona con la cara anterior del esófago, el cayado se sitúa a su izquierda y, desde esta posición, la aorta torácica descendente lo rodea dirigiéndose hacia atrás progresivamente, hasta hacerse posterior a nivel más inferior.

4.4.4.1 Sección transversal

a) Raíz aórtica y aorta ascendente. Se analiza por los planos previamente descritos. A partir del nivel de la arteria pulmonar no se visualiza el tercio superior de la aorta ascendente por la interposición de la tráquea.

b) Cayado aórtico. El cayado se sitúa delante del esófago. Habitualmente es posible registrar la porción transversa, pero la tráquea impide visualizar la zona de transición de la porción ascendente con el cayado aórtico. Desde este nivel, cuando se extrae la sonda, se puede visualizar la arteria carótida izquierda y con una rotación a la izquierda aparece la arteria subclavia izquierda proximal.

c) Aorta descendente. Se obtiene desde los cortes anteriores, tras girar la sonda 180°. Una vez localizada, se introduce el transductor hasta el estómago. A este nivel es fácil localizar el tronco celiaco saliendo de la aorta en la position de las 2 horas del reloj. A partir de este punto se va retirando la sonda lentamente hasta llegar al cayado. Es difícil identificar el segmento de la aorta que se está visualizando, dado que no hay estructuras que lo identifiquen. En niveles inferiores, la pared anterior está situada cerca del transductor, mientras que en niveles medios, es la pared izquierda la que se encuentra más cerca del transductor.

Fig. 4.8 Proyección transversal de aorta descendente. Abreviaturas: Ao = aorta.

4.4.4.2 Sección longitudinal

La aorta ascendente se visualiza hasta el tercio superior con un corte de 90 a 110°. En el cayado aórtico la sección es circular y la aorta descendente se visualiza como un tubo, donde la parte más proximal se sitúa a la derecha de la imagen.

4.5 Indicaciones

Dado que se trata de una exploración semiinvasiva, está indicada únicamente en aquellas situaciones en las que puede proporcionar información útil para el manejo del paciente.

4.5.1 Indicaciones absolutas

4.5.1.1 Endocarditis infecciosa

La ETE es una técnica diagnóstica fundamental cuando hay sospecha clínica de endocarditis infecciosa, ya que la detección de vegetaciones, abscesos o dehiscencia protésica se considera un criterio mayor para su diagnóstico.

En pacientes con endocarditis sobre válvula nativa, la sensibilidad de la ETT para la detección de vegetaciones endocárdicas se sitúa alrededor del 50%, mientras que es superior al 95% con la ETE. En pacientes con prótesis valvulares, la sensibilidad de la ETT es aún menor, mientras que con la ETE es superior al 90%. La especificidad es alta con ambas técnicas. La ETE es también superior a la ETT en la detección de patología perianular: abscesos, aneurismas micóticos y fístulas, complicaciones especialmente frecuentes en pacientes portadores de prótesis valvulares. También en la detección de lesiones satélites por impacto del chorro y otras complicaciones de la endocarditis, como perforación de velos o ruptura de cuerdas tendinosas mitrales. Sin embargo, en el diagnóstico de la endocarditis sobre válvulas derechas y sus complicaciones, la ETE no ha demostrado superioridad frente a la ETT, ya que las cavidades derechas están más próximas a la pared torácica. Por todo esto, la ETE está indicada en todo paciente con sospecha clínica alta de endocarditis cuando el estudio transtorácico no es definitivo y cuando existe un alto riesgo de complicaciones, como en la endocarditis sobre válvula aórtica y en las endocarditis protésicas.

4.5.1.2 Disfunción protésica

Aunque la ETT permite una correcta valoración de los gradientes transprotésicos, la ETE es muy superior en el estudio de las alteraciones estructurales de la prótesis en posición mitral o aórtica y en la cuantificación de la regurgitación protésica mitral, ya que en la ETT la prótesis interfiere con el haz de ultrasonidos dificultando la valoración de la aurícula izquierda y del flujo de regurgitación protésica. La ETE permite estudiar la prótesis mitral desde el lado auricular, y es mucho más sensible que la ecocardiografía conventional en el estudio de regurgitaciones protésicas y en la detección de la trombosis protésica.

4.5.1.3 Patología aórtica

Una de las principales indicaciones de la ETE es el estudio de la patología aórtica, principalmente la disección aórtica. La sensibilidad y la especificidad de esta técnica son superiores al 95%. Permite confirmar el diagnóstico de disección en la mayoría de los casos, informando sobre su extensión, localización de la puerta de entrada, tamaño y flujo de la falsa luz, presencia de trombosis de la falsa luz, gravedad y mecanismos de la regurgitación aórtica y presencia de derrame pericárdico. La afectación de los troncos supraaórticos puede completarse por vía supraesternal. Dado que la técnica es rápida y puede realizarse a la cabecera del paciente, es el método de elección en el paciente hemodinámicamente inestable, en el que se necesita tomar una decisión rápida. Cuando persistan dudas o el ecocardiografista no sea experimentado deberá recurrirse a otras técnicas de imagen.

Fig. 4.9 Aneurisma de aorta descendente. Abreviaturas: Ao = aorta.

Fig. 4.10 Disección de aorta descendente, con trombosis de la falsa luz. Izquierda: proyección transversal. Derecha: proyección longitudinal. Abreviaturas: VL = verdadera luz; FL = falsa luz.

4.5.1.4 Prevalvuloplastia

Aunque la ETT aporta habitualmente una adecuada información sobre la estructura y función de la válvula mitral, la vía transesofágica es superior en la detección de trombos en la aurícula izquierda y la orejuela, por lo que se deberá realizar un estudio transesofágico dentro de las 24 horas previas a la valvuloplastia mitral. Por otro lado, esta técnica ofrece información adicional sobre la etiología y la severidad de la regurgitación mitral asociada.

4.5.1.5 Ablación de venas pulmonares

Al igual que con la valvuloplastia mitral, deberá realizarse una ETE dentro de las 24 horas previas a la realización de esta técnica para descartar la presencia de trombos.

4.5.2 Indicaciones relativas

4.5.2.1 Precardioversión en la fibrilación auricular

La ecocardiografía transesofágica es claramente superior a la transtorácica en el diagnóstico de trombos en aurícula y orejuela izquierda y por este motivo la realización de esta exploración puede obviar la anticoagulación 3 semanas antes de la cardioversión. Sin embargo, es importante tener en cuenta que es obligado iniciar la anticoagulación 24 horas antes y seguirla como mínimo entre 2 y 3 semanas después de la cardioversión para evitar que se produzcan trombos secundarios a la parálisis auricular postcardioversión. Esta ventaja puede ser de interés en pacientes con inestabilidad hemodinámica o cuando sea aconsejable acortar el tiempo de anticoagulación al máximo.

4.5.2.2 Cardiopatías congénitas

Aunque no existe ninguna indicación absoluta, el estudio parece justificado en cardiopatías congénitas complejas y en la valoración de la comunicación interauricular tipo ostium secundum antes de sentar la indicación del cierre percutáneo y durante la monitorización del procedimiento.

4.5.2.3 Valvulopatías

La técnica multiplanar permite una aceptable valoración del área valvular aórtica, aunque el método puede estar limitado si las válvulas están muy calcificadas. Respecto a la valoración de la regurgitación mitral, la ETT es, en la mayoría de los casos, suficiente para realizar un correcto diagnóstico etiológico y cuantificar su gravedad.

4.5.2.4 Tumores y masas

La mayoría de las masas pueden ser valoradas adecuadamente mediante ETT. Sin embargo, la ETE permite determinar mejor la morfología y el punto de implantación de las masas localizadas en las aurículas.

4.5.2.5 Búsqueda de fuentes cardiacas de embolismo sistémico

Parece razonable que con el diagnóstico de una cardiopatía conocida, que constituya por sí misma una indicación de anticoagulación, la rentabilidad de la ETE sea baja. El rendimiento de la técnica es bajo en pacientes mayores de 45 años. Por el contrario, en pacientes de menor edad debe valorarse la presencia de foramen oval permeable, aneurisma del septum interauricular o masas intracavitarias.

4.5.2.6 Pacientes críticos

En pacientes de difícil movilización, con ventilación mecánica o con vendajes torácicos, la ETE puede ser decisiva, principalmente en caso de hipotensión de etiología no aclarada, si se sospecha patología valvular, mala función del ventrículo izquierdo, patología aórtica o complicaciones mecánicas del infarto de miocardio, como ruptura del músculo papilar o del tabique interventricular.

4.5.2.7 Ecocardiografía intraoperatoria

Permite una correcta monitorización de la función ventricular y, además, la valoración de los resultados quirúrgicos de forma inmediata. Es de gran ayuda para obtener resultados óptimos durante la cirugía cardiaca, principalmente en la reparación de la válvula mitral, en la miectomía, en la miocardiopatía hipertrófica, en la reparación de malformaciones congénitas o en la patología aórtica.

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5.	Doppler tisular y técnicas de análisis de la torsión y de la sincronía de la contracción

Francisco Javier Chorro Gascó

Jaime Muñoz Gil

Ángel Martínez Brotons

Índice del capítulo

5.1 Introductión

5.2 Doppler tisular

5.2.1 Doppler tisular pulsado

5.2.2 Doppler tisular codificado en color

5.2.3 Aplicaciones clínicas del Doppler tisular

5.3 Tensión (strain) y tasa de tensión (strain rate)

5.3.1 Determinaciones de la tensión miocárdica o strain cardiaco

5.3.1.1 Método del gradiente de velocidades

5.3.1.2 Seguimiento de marcadores acústicos (speckle tracking)

5.3.2 Aplicaciones clínicas

5.4 Torsión cardiaca

5.4.1 Técnicas de análisis

5.4.2 Aplicaciones clínicas

Bibliografía

5.1 Introducción

Los movimientos del tejido miocárdico durante cada ciclo cardiaco son complejos. Durante la sístole ventricular, se produce un engrosamiento de las paredes cardiacas en sentido radial y, simultáneamente, un acortamiento de las dimensiones ventriculares en sentido longitudinal y circunferencial. Además, los movimientos del ápex y de los segmentos basales difieren y durante la eyección existe un fenómeno de torsión ventricular. El análisis de todos los componentes que definen la contracción sistólica y la relajación diastólica permitiría definir de manera precisa la dinámica cardiaca y, por lo tanto, la función ventricular tanto global como regional. En la evaluación regional se utilizan distintos procedimientos. Mediante el análisis de la movilidad y el engrosamiento sistólico de las paredes ventriculares se pueden detectar las alteraciones segmentarias producidas por diversos procesos, especialmente la cardiopatía isquémica. Los parámetros relacionados con el engrosamiento y el adelgazamiento de las paredes ventriculares pueden obtenerse mediante registros en modo M en tiempo real. Las limitaciones en cuanto a las regiones que pueden ser analizadas se pueden superar mediante la aplicación de otras técnicas que proporcionan información bidimensional o tridimensional. Además, existen otras aproximaciones basadas en la determinación de la velocidad regional del miocardio y de parámetros como la tensión (strain) y la tasa de tensión (strain rate), que se pueden obtener utilizando otros procedimientos de análisis, entre ellos el Doppler tisular en sus dos modalidades, pulsado y codificado en color, o las técnicas basadas en el seguimiento de marcadores acústicos. Mediante el análisis de la velocidad del movimiento sistólico de las paredes y de las características de la deformación miocárdica, que se relacionan con la contractilidad miocárdica, se pueden objetivar sus modificaciones. De este modo, a partir del estudio de la movilidad, se obtienen indicadores de función ventricular.

5.2 Doppler tisular

Mediante la determinación de la velocidad de los movimientos del miocardio se evalúa la función ventricular sistólica tanto global como regional, así como la relajación ventricular. Las técnicas de Doppler tisular se basan en el análisis de las señales originadas por el movimiento de las paredes ventriculares y se prescinde de las originadas por el movimiento de la sangre, de mayor velocidad y menor amplitud, que son las que se analizan con la técnica Doppler conventional. De este modo, utilizando las mismas bases que en el Doppler conventional, se analizan las señales de baja frecuencia y alta amplitud originadas por los movimientos del miocardio.

En el Doppler tisular existen dos tipos de técnicas, la pulsada y la codificada en color; la primera de ellas permite el análisis de los fenómenos en tiempo real, con buena resolución temporal, y mediante ella se determina adecuadamente la velocidad máxima de los tejidos. Las curvas velocidad-tiempo se visualizan instantáneamente, lo que permite la evaluación de la función regional. Esta información sólo se obtiene en puntos seleccionados, la alineación de los ultrasonidos puede ser difícil y no se efectúa corrección en relación con los movimientos de traslación y rotación. La segunda técnica ofrece información sobre las velocidades del miocardio en tiempo real superpuesta a las imágenes bidimensionales y proporciona la velocidad media del miocardio. En esta modalidad, la resolución temporal es menor y es necesario realizar el análisis en diferido para procesar las imágenes.

5.2.1 Doppler tisular pulsado

Al aplicar esta técnica se sitúa el volumen de muestra en áreas localizadas y se obtiene la velocidad máxima instantánea con adecuada resolución temporal. Las mediciones se efectúan en una dirección paralela a la del haz de ultrasonidos. Por este motivo, desde la ventana apical se determina la movilidad miocárdica ventricular en el eje longitudinal. Se seleccionan volúmenes de muestra de 6 a 8 mm, que se sitúan en las regiones de interés. Habitualmente, se registran los movimientos de las zonas cercanas al anillo valvular mitral, tanto septales como laterales. Los registros son de alta resolución temporal (250 a 300 muestras por segundo) y la escala de velocidades se ajusta para valores máximos de 25 a 30 cm/s. Durante el estudio se reduce el tamaño del sector analizado ajustando el ángulo a la zona explorada y se utiliza una frecuencia de repetición de impulsos alta.

En los registros de las curvas de velocidad miocárdica se analizan tres componentes que corresponden a la sístole, el inicio de la diástole y el final de la diástole, y cuya dirección depende de la localización de la muestra analizada. Durante la sístole se pueden registrar dos componentes que corresponden a la fase de contracción isovolumétrica y a la fase de eyección. Los componentes diastólicos corresponden a la fase de llenado rápido (E’) y a la fase tardía tras la contracción auricular (A’), en una disposición similar a la de las ondas de velocidad del flujo mitral. Los valores del componente sistólico se correlacionan con la fracción de eyección ventricular izquierda. Durante la diástole, el valor de E’ depende de los segmentos analizados. Habitualmente, el componente tardío es menor que el de la fase de llenado rápido y el cociente entre el primero y el segundo es mayor que la unidad. El componente de la fase de llenado rápido se relaciona con la relajación diastólica y disminuye con la edad. La influencia de las variaciones de la precarga es menor que en las ondas de flujo mitral.

Así pues, al estudiar la función diastólica ventricular izquierda mediante esta técnica se obtienen los siguientes índices:

– Velocidad anular máxima de la válvula mitral al inicio de la diástole (onda E’), que corresponde a la relajación ventricular tras la apertura mitral.

– Cociente entre la velocidad anular máxima al inicio de la diástole y la velocidad anular máxima tras la contracción auricular, que se relaciona con la relajación diastólica y la distensibilidad ventricular (cociente E’ / A’).

Fig. 5.1 Registro de la curva de velocidad miocárdica en la zona septal del ventrículo izquierdo cercana al anillo valvular, obtenida con la técnica de Doppler tisular pulsado tras situar el transductor en la posición apical. Abreviaturas: E’ = fase de llenado rápido; A’ = fase de llenado tardío tras la contracción auricular; S = fase sistólica; VI = ventrículo izquierdo; VD = ventrículo derecho.

– Cociente entre la velocidad máxima del flujo mitral al inicio de la diástole, obtenido mediante la técnica Doppler conventional, y la velocidad anular máxima al inicio de la diástole (cociente E / E’), parámetro que se relaciona con las presiones de llenado ventricular.

– Tiempo de relajación isovolumétrico o tiempo desde el final del movimiento anular sistólico hasta el inicio de la onda E’.

Una de las limitaciones de la técnica es la dependencia del ángulo formado por la dirección del movimiento del tejido y la del haz de ultrasonidos, que no debe ser mayor de 20°, ya que en caso contrario los valores son bastante menores que los reales. Además, las velocidades se determinan en relación con la posición del transductor y, por este motivo, no se pueden distinguir los movimientos originados por el proceso de contracción de los desplazamientos originados por el movimiento de los segmentos adyacentes.

5.2.2 Doppler tisular codificado en color

En este caso, la información sobre la velocidad del miocardio se codifica en color y se superpone a las imágenes ecocardiográficas bidimensionales. Esta técnica permite visualizar las velocidades de un área amplia y analizar simultáneamente varios segmentos, aunque la resolución temporal es menor que la del Doppler tisular pulsado. Las velocidades que se determinan son las velocidades medias y la codificación en color de los movimientos miocárdicos se efectúa de tal modo que el color rojo indica que las estructuras se acercan al transductor y el azul, que se alejan. A partir de las imágenes almacenadas, mediante análisis en diferido, se pueden obtener las curvas de velocidad correspondientes a las zonas de interés. Los registros se deben obtener a una frecuencia de imágenes alta y, para ello, se reduce la anchura y la profundidad del sector analizado. Existen diferencias entre los datos obtenidos con el Doppler tisular pulsado y con el codificado en color, de tal modo que las velocidades obtenidas con la primera modalidad son mayores, ya que corresponden a velocidades máximas instantáneas. Por este motivo se debe utilizar la misma técnica cuando se efectúan comparaciones intra o intersujetos. Por otra parte, hay que tener presente que las determinaciones de la velocidad miocárdica obtenidas desde el ápex dependen de la zona explorada, de tal modo que las velocidades son mayores en la pared lateral que en el septo y mayores en las zonas basales que en las apicales. Otro factor que influye es la edad, que da lugar a una disminución de las velocidades sistólicas y, en mayor medida, de las diastólicas.

Fig. 5.2 Codificación en color de los movimientos del miocardio obtenida mediante la técnica de Doppler tisular tras situar el transductor en la posición paraesternal. A la izquierda se observa la imagen bidimensional y a la derecha la imagen en modo M. La codificación en rojo indica que el movimiento de la pared se dirige hacia el transductor y en azul indica que se aleja del transductor. Abreviaturas: VI = ventrículo izquierdo; VD = ventrículo derecho; Ao = aorta; AI = aurícula izquierda. Ver imagen en color en el apéndice.

Fig. 5.3 Curvas de velocidad miocárdica (velocidad-tiempo) obtenidas tras procesar las imágenes bidimensionales de Doppler codificado en color obtenidas desde la ventana apical. Se han elegido dos segmentos diferentes en las zonas basales de la pared libre y del tabique interventricular. Ambas curvas están superpuestas. Ver imagen en color en el apéndice.

5.2.3 Aplicaciones clínicas del Doppler tisular

– Función ventricular sistólica y diastólica:

El análisis de los movimientos del anillo mitral mediante el Doppler tisular aporta parámetros que se relacionan con la función sistólica ventricular izquierda global, tales como la velocidad sistólica máxima (Sm), que se obtiene desde la posición apical y presenta buena correlación con distintos indicadores de función sistólica ventricular y, además, proporciona información pronóstica en pacientes con insuficiencia cardiaca. Este parámetro es útil para el diagnóstico precoz de alteraciones y para evaluar la evolución o el efecto de tratamientos. Así mismo, con esta técnica se puede obtener información sobre la función regional miocárdica mediante la determinación de las velocidades segmentarias.

En relación con la función diastólica, los parámetros derivados del análisis de las ondas del flujo diastólico mitral o de las venas pulmonares con la técnica Doppler convencional presentan limitaciones, entre ellas sus variaciones con la precarga, y pueden existir dificultades al tratar de discriminar entre los patrones normal y pseudonormal. El análisis de esta función utilizando parámetros derivados del Doppler tisular presenta menos limitaciones. Los parámetros utilizados son la amplitud de la onda E’, el cociente E’ / A’ y el cociente E / E’ en los registros de la velocidad del anillo mitral. Este último se relaciona estrechamente con la presión capilar pulmonar y con la presión de llenado ventricular. Valores superiores a 15 indican con una alta sensibilidad y especificidad elevación de esta última. Hay que tener presente al interpretar estos datos que las velocidades diastólicas pueden ser diferentes en el anillo lateral y en el septal y que estos valores disminuyen con la edad. El cociente E / E’ ha sido utilizado para evaluar a los pacientes con disnea y también como indicador pronóstico tras el infarto de miocardio y en la insuficiencia cardiaca. Cocientes E / E’ mayores de 15 indican disfunción y aquellos con valores menores de 8 se asocian a una baja probabilidad de que existan este tipo de alteraciones. Valores entre 8 y 15 sugieren alteraciones diastólicas que tendrían que ser confirmadas con otras técnicas.

– Detección de isquemia y evaluación de la viabilidad miocárdica:

Durante la isquemia existe disminución de los valores de velocidad miocárdica tanto sistólicos como diastólicos precoces y aumento de los diastólicos tardíos. Los valores sistólicos se han de ajustar según la frecuencia cardiaca y la edad. En la ecocardiografía de estrés con dobutamina, se han utilizado estos parámetros para diferenciar entre miocardio viable y tejido cicatricial, ya que en los segmentos viables se consiguen valores mayores de velocidades sistólicas y diastólicas precoces.

– Miocardiopatías:

Las alteraciones diastólicas propias de las miocardiopatías restrictivas en las que existen alteraciones de la relajación dan lugar a una disminución de las velocidades diastólicas precoces (E’). La determinación de este parámetro ha sido utilizada para diferenciar las pericarditis constrictivas (E’ normal) de las miocardiopatías restrictivas (disminución de E’ con valores inferiores a 8 cm/s). Estas alteraciones pueden ser detectadas en fases precoces de la enfermedad. En la miocardiopatía diabética también se han detectado anomalías en los parámetros obtenidos con el Doppler tisular, así como en las miocardiopatías hipertróficas.

– Disincronía mecánica:

El análisis de la sincronía en la contracción de los diferentes segmentos del corazón aporta información sobre la función cardiaca global y regional. Su estudio ha cobrado mayor interés tras el planteamiento de tratamientos basados en la resincronización en pacientes con insuficiencia cardiaca y alteraciones de la conducción intraventricular. Para la aplicación de los procedimientos terapéuticos basados en la resincronización cardiaca, además de la depresión de la función sistólica, el ensanchamiento del QRS y la clase funcional, se necesitan otros indicadores que permitan predecir una buena respuesta a este tipo de tratamiento. Se ha evaluado la utilidad del análisis de la disincronía ventricular intentando caracterizar la coordinación de la contracción en los diversos segmentos ventriculares. La utilización del Doppler tisular codificado en color permite plantear la comparación simultánea de diversos segmentos. Así, se han evaluado los septales y laterales o múltiples segmentos con la finalidad de analizar la extensión de la disincronía. Recientemente se han comenzado a utilizar también las técnicas tridimensionales. Para ello se determinan en cada segmento, tomando como referenda el inicio del QRS y el registro de velocidad, el momento en el que tiene lugar la máxima velocidad miocárdica.

Fig. 5.4 Curvas velocidad-tiempo obtenidas en dos segmentos diferentes del ventrículo izquierdo, uno de ellos acinético. Se observa la diferencia entre las ondas sistólicas, expresión de la disincronía en la contracción. Ver imagen en color en el apéndice.

La detección de las velocidades miocárdicas máximas y su cronología durante un determinado intervalo, así como su codificación en color, permite identificar las zonas con contracción más retrasada. Al comparar el retraso septal con respecto al lateral en la velocidad sistólica máxima, se considera que valores iguales o mayores de 65 ms indican disincronía. Otro método consiste en el cálculo de la desviación estándar de los tiempos transcurridos hasta alcanzar la velocidad sistólica máxima en 12 segmentos distintos y se considera que cuando ésta es igual o mayor a 33 ms existe disincronía.

– Limitaciones:

La utilizatión de las técnicas de Doppler tisular presenta diversas limitaciones. Una de ellas es la variabilidad de las determinaciones. Es necesaria la estandarización de la técnica en relación con diversos aspectos de ésta tales como la situación del transductor o los ajustes de los dispositivos empleados. Otra de las limitaciones de alguna de sus modalidades consiste en la complejidad de la técnica y en la necesidad del postprocesado que dificulta su utilización rutinaria.

5.3 Tensión (strain) y tasa de tensión (strain rate)

Cuando la velocidad del movimiento difiere en distintas partes de un objeto que se desplaza, éste sufre un proceso de deformación, es decir, durante este movimiento cambia la forma del objeto. Durante cada ciclo cardiaco existen desplazamientos del miocardio longitudinales y circunferenciales que se acompañan de engrosamientos y adelgazamientos de las paredes ventriculares en sentido radial. La deformación miocárdica que se produce se puede cuantificar mediante la determinación de la tensión (e). Este parámetro corresponde a la deformación normalizada con respecto a la forma original. Si ésta ocurre en una única dimensión, queda expresada como:

Siendo L_o la longitud inicial y L la longitud tras la deformación. Cuando la deformación consiste en el alargamiento del objeto, el strain es positivo, y cuando consiste en un acortamiento, el strain es negativo. Es decir, este parámetro expresa la relación entre el cambio de longitud de un objeto y su longitud inicial.

También puede expresarse con respecto a la longitud inmediatamente anterior durante el proceso de cambio, que se representa mediante integrales que reflejan los cambios instantáneos del strain:

Cuando la deformación se analiza en un contexto bidimensional, el alargamiento o el acortamiento pueden ocurrir en dos direcciones perpendiculares a los bordes (ejes x e y) y a estos desplazamientos se añaden los asociados al movimiento paralelo a los bordes. Todos estos componentes del proceso de deformación en un plano bidimensional se pueden resumir como:

Siguiendo el mismo proceso se podría definir la tensión en un contexto tridimensional considerando los ejes x, y, z. Las determinaciones se expresan en unidades sin ninguna dimensión (habitualmente en forma de porcentajes).

Se denomina tasa de tensión (er) a la velocidad a la que ocurre la deformación. Así como la tensión no se expresa en ninguna unidad, la tasa de tensión se expresa en segundos elevados a –1. Este parámetro indica el porcentaje de acortamiento o alargamiento por unidad de tiempo.

En donde DV es el gradiente de velocidad en el segmento analizado, es decir, la diferencia de las velocidades entre dos puntos seleccionados del miocardio.

Fig. 5.5 Esquema que indica el cálculo de la tasa de tensión (er) mediante la técnica de Doppler tisular a partir de la determinación del gradiente de velocidades (∆V = Va-Vb) que existe entre dos puntos separados por una distancia conocida (Lo) y que se encuentran debidamente alineados con la dirección del haz de ultrasonidos.

Los procesos de deformación que ocurren en el corazón se sitúan en el espacio utilizando sistemas de coordenadas que permiten precisar la posición de un determinado punto tanto si se encuentra fijo como a lo largo de su movimiento. Así, un punto determinado de las paredes cardiacas se define mediante tres ejes perpendiculares entre sí. Estos ejes son el radial, el longitudinal y el circunferencial. El radial es perpendicular al epicardio y se dirige hacia el exterior de la cavidad. El longitudinal es perpendicular al radial y se dirige hacia la base del corazón. El circunferencial es perpendicular a los dos anteriores y se dirige en sentido antihorario visto desde el ápex ventricular.

Durante la sístole, el acortamiento longitudinal y el circunferencial dan lugar a valores negativos de la tensión con los valores mínimos en telesístole. Durante la fase precoz de la diástole, el llenado ventricular modifica este parámetro a valores menos negativos, que se mantienen durante la fase de meseta hasta alcanzar el valor inicial al final de la diástole, tras la contracción auricular. Por lo tanto, las curvas de tensión muestran valores negativos durante el ciclo cardiaco, excepto cuando existe discinesia.

Fig. 5.6 Esquema de los ejes de coordenadas utilizados para identificar y describir la posición y los desplazamientos del tejido miocárdico durante los procesos de contracción y relajación.

Las curvas de la tasa de tensión son más complejas y muestran, durante la fase de contracción isovolumétrica, una forma bifásica. Tras la apertura aórtica, se registra un pico negativo en la fase media de la sístole y después vuelven al valor 0 tras el cierre de la válvula, mostrando de nuevo una morfología bifásica entre el cierre de dicha válvula y la apertura de la mitral. Durante la diástole precoz, hay un pico positivo. También existe otro pico positivo coincidiendo con la contracción auricular.

El engrosamiento radial sistólico y el adelgazamiento diastólico producen curvas inversas a las descritas anteriormente.

La cuantificación de la deformación miocárdica regional se efectúa determinando la tensión sistólica máxima y la tasa de tensión en una zona determinada. Los parámetros se determinan en las direcciones longitudinales, radiales y circunferenciales, y se obtienen mediante el Doppler tisular o mediante la técnica del seguimiento de los marcadores acústicos (speckle tracking).

5.3.1 Determinaciones de la tensión miocárdica o strain cardiaco

Existen varios procedimientos para determinar la tensión miocárdica durante el proceso de deformación que tiene lugar como resultado del desarrollo de las fuerzas generadas durante los movimientos del corazón. Los dos disponibles en los sistemas comerciales son los siguientes.

5.3.1.1 Método del gradiente de velocidades

La tasa de tensión corresponde a la diferencia en las velocidades de los dos extremos de un objeto cuya longitud inicial es la unidad, es decir, el gradiente espacial de velocidades. Las velocidades locales instantáneas del miocardio se pueden determinar mediante el Doppler tisular codificado en color y, por lo tanto, la tasa de tensión se puede obtener a partir de los datos obtenidos con esta técnica. Así, la tasa de tensión se determina calculando la diferencia de velocidades entre dos zonas del miocardio y dividiéndola por la distancia entre éstas. La integral de la tasa de tensión a lo largo del tiempo proporciona los valores de la tensión (strain).

Cuando se utiliza el Doppler tisular codificado en color, los datos corresponden a la velocidad de cada punto explorado en relación con el transductor. La existencia de velocidades diferentes en dos puntos implica que los dos puntos se mueven cada uno en relación con el otro. Siendo V₁ la velocidad de un primer punto y V₂ la de otro punto situado a una distancia (Lo), la tasa de tensión de la zona analizada es igual a (V₂ – V₁) / Lo. Los gradientes de velocidades, y por lo tanto la tasa de tensión, se pueden determinar transmuralmente (eje radial) calculando la diferencia entre las velocidades endocárdicas y epicárdicas, y dividiéndola por el grosor instantáneo de la pared. También se pueden calcular longitudinalmente en un determinado segmento, tal como se ha comentado anteriormente.

Este procedimiento para calcular la tasa de tensión mediante el Doppler tisular presenta limitaciones que se derivan de la calidad de los registros, ya que si no es la adecuada, las determinaciones pueden ser erróneas. Por otra parte, si el ángulo de interrogación no es el adecuado y no se corresponde con la dirección del movimiento de contracción, las velocidades registradas son menores que las reales. El ángulo formado por el haz de ultrasonidos y la dirección del movimiento miocárdico debería ser menor de 20°. Debido a estos motivos y a que las deformaciones del miocardio ocurren simultáneamente en varias direcciones, la variabilidad inter e intraobservador es alta.

5.3.1.2 Seguimiento de marcadores acústicos (speckle tracking)

La técnica de seguimiento de marcadores acústicos permite medir las velocidades tisulares y la deformación de manera independiente del ángulo formado por la dirección de los ultrasonidos y el movimiento que se analiza, evitando así una de las limitaciones de las técnicas basadas en el Doppler tisular. Esta técnica se basa en la distorsión que sufren los ultrasonidos al interaccionar con los tejidos. En el miocardio hay reflectores de ultrasonidos que provocan una distorsión relativamente coherente a lo largo de los ciclos cardiacos. Estos marcadores acústicos (speckles) son conjuntos de píxeles identificados en una escala de grises y se distribuyen homogéneamente en el miocardio. Mediante la utilización de algoritmos de reconocimiento de patrones, se puede seguir la posición de estos marcadores en las imágenes bidimensionales consecutivas que corresponden a un determinado ciclo cardiaco y, de este modo, se puede identificar su desplazamiento. Siguiendo diferentes marcadores acústicos en el mismo segmento miocárdico, se puede determinar la distancia entre ellos y calcular el acortamiento de los segmentos y, por lo tanto, la tensión. Estas determinaciones no dependen del ángulo. Conociendo la frecuencia de obtención de las imágenes sucesivas se puede determinar la velocidad de este movimiento. Así, se puede calcular la tasa de tensión que corresponde a la derivada temporal de la tensión. El análisis es bidimensional y no influye la dirección del haz de ultrasonidos. Son necesarias imágenes de calidad adecuada obtenidas a una frecuencia alta para evitar un muestreo insuficiente, especialmente cuando la frecuencia cardiaca es alta o al analizar fenómenos rápidos (por ejemplo, la fase de relajación isovolumétrica) que requieren una resolución temporal adecuada, aunque entonces se pierde resolución espacial.

Las correlaciones entre la tensión y la tasa de tensión determinadas mediante el seguimiento de marcadores acústicos y mediante el Doppler tisular son buenas, aunque con la primera de estas técnicas se obtienen valores inferiores. La reproducibilidad de las determinaciones es mayor con la técnica del seguimiento de marcadores acústicos.

Fig. 5.7 Mediante la identificación y el seguimiento de marcadores acústicos (speckles) se objetivan los desplazamientos de puntos concretos del miocardio de manera independiente del ángulo que existe entre la dirección del movimiento y el haz de ultrasonidos. A partir de estas determinaciones se cuantifican la tensión y la tasa de tensión, así como los movimientos de torsión.

Fig. 5.8 Curva de velocidad-tiempo obtenida en la zona basal del tabique interventricular utilizando la técnica del seguimiento de marcadores acústicos. Se observan la onda sistólica y las dos ondas diastólicas correspondientes a las fases de llenado rápido (E’) y llenado tardío (A’). Ver imagen en color en el apéndice.

5.3.2 Aplicaciones clínicas

Las determinaciones de la tensión miocárdica se utilizan con mayor frecuencia para evaluar los movimientos del miocardio en dirección longitudinal (base-ápex), mientras que las determinaciones de la tensión radial son menos habituales. Las determinaciones de la tensión y de la tasa de tensión se han utilizado para obtener indicadores subclínicos de alteratión de la función cardiaca en diversas enfermedades y situaciones, entre ellas la diabetes, la hipertensión arterial, la cardiopatía isquémica, valvulopatías, miocardiopatías, cardiotoxicidad o en la insuficiencia cardiaca. También han sido utilizadas para evaluar la hipertrofia cardiaca del deportista y diferenciarla de la miocardiopatía hipertrofica, o en la detectión de complicaciones tras el trasplante cardiaco como el rechazo o la enfermedad coronaria postrasplante. Así, en el rechazo se han observado disminuciones de la tensión y de la tasa de tensión longitudinales y radiales, y esta técnica se ha utilizado para evaluar la eficacia del tratamiento antirrechazo.

Tras el infarto, se utiliza para el reconocimiento de los segmentos dañados y también para estudiar la viabilidad miocárdica, ya que en estos segmentos existe un aumento de la tensión y de la tasa de tensión bajo los efectos de la dobutamina. También se ha utilizado para identificar la extensión transmural del infarto de miocardio y en evaluaciones previas a la cirugía, por ejemplo, en la cirugía encaminada a la mejora de la función ventricular, así como en la evaluación de los resultados o del remodelado inverso tras la corrección quirúrgica de la estenosis aórtica.

5.4 Torsión cardiaca

En el ventrículo izquierdo, durante el ciclo cardiaco, además del acortamiento y del engrosamiento sistólico, existen movimientos de giro alrededor del eje longitudinal. La base del corazón gira en sentido horario durante la sístole (visto desde el ápex), mientras que en el ápex este movimiento se realiza en sentido antihorario. Así, el corazón se retuerce y se desarrolla un efecto de torsión. Este movimiento de giro se puede cuantificar y, por convención, se expresa en grados, que son negativos cuando el giro es en sentido horario y positivos cuando es en sentido antihorario. La torsión se cuantifica como la diferencia o el gradiente entre el giro basal y el apical. Es decir, existe una rotación circunferencial en sentido opuesto en los segmentos basales y apicales y la torsión se puede expresar mediante la diferencia entre ambos movimientos.