Diagnostico Hemodinamico en Angiologia y Cirugia Vascular Tomo 1

7/15/2019 Diagnostico Hemodinamico en Angiologia y Cirugia Vascular Tomo 1

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Diagnóstico hemodinámico

en angiología y cirugía vascular

Tomo I

Principios básicos de hemodinámica

y de los métodos de exploración

Editores

J. Marinel·lo Roura

J. Juan Samsó

7

7 7

v 1 v

2

P 1 P 2

mv 1

2

+ P 1 =

2



Principios básicos de hemodinámicay de los métodos de exploración



Editorial Glosa

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

Coordinación editorialCarlos Manrubia

Dirección artística y producciónGemma Boada

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

© J. Marinel·lo Roura© Glosa S.L.Reservados todos los derechos. Ninguna parte de esta publicación puede ser reproducida ni transmit idaen ninguna forma o medio, incluyendo las fotocopias o cualquier sistema de recuperación de almacena-miento de información, sin la autor ización por escrito del ti tular de los derechos.



Diagnóstico hemodinámicoen angiología y cirugía vascular

Tomo I

Principios básicos de hemodinámica

y de los métodos de exploración

Editores

J. Marinel·lo RouraJ. Juan Samsó



Constituye un honor muy especial para mí escribir el prólogo de este libro sobre

diagnóstico hemodinámico en angiología y cirugía vascular. La edición se ha lle-

gado a realizar gracias al gran esfuerzo,dedicación y experiencia de los Drs. Josep

Marinel·lo Roura y Jordi Juan Samsó.Con ellos me une una gran amistad y muchos

años de compartir el mismo objetivo: el ejercicio diario de nuestra especialidad

asistiendo a su progreso continuo.

Algunos profesionales hemos tenido la suerte de ver nacer y crecer la hemo-

dinámica dentro de nuestra especialidad.Quedan lejos las primeras exploracio-nes con el oscilógrafo, oscilometría y Doppler unidireccional; la gran aportación

ha sido, sin duda,la eco-Doppler. Estos avances en gran parte los debemos a ciru-

janos vasculares de prestigio como Stradnnes, Pourcelot, Nicolaides y más recien-

temente Franceschi. El progreso ha sido tan impor tante que en la actualidad las

exploraciones no invasivas han logrado en muchos casos desplazar exploracio-

nes como la arteriografía o la flebografía.

Hoy en día ya no es posible ejercer nuestra especialidad sin disponer de un labo-

ratorio de hemodinámica no invasiva en nuestros servicios o unidades. El gran

acierto de los cirujanos vasculares ha sido saber incorporar estas exploraciones en

nuestra especialidad, como hicieron los cardiólogos con la ecocardiografía.

Esta obra está constituida por tres volúmenes. El primero está dedicado a con-ceptos básicos de hemodinámica arterial y venosa, diagnóstico por ultrasonidos,

pletismografía, capilaroscopia y termografía. El segundo volumen comprende

las exploraciones no invasivas aplicadas al diagnóstico y seguimiento de la pato-

logía arterial de los troncos supraaórticos, aorta abdominal, ramas viscerales y

extremidades. El tercero versa sobre hemodinámica venosa: trombosis venosa e

insuficiencia venosa superficial y profunda.

De todos es conocido el concepto de especialidad que defiendo: el cirujano vas-

cular debe realizar las exploraciones hemodinámicas no invasivas así como las téc-

nicas de cirugía vascular y endovascular. Este libro es, sin duda, un gran paso en

esta dirección. Será una guía muy importante para los cirujanos vasculares en gene-ral e imprescindible para los médicos residentes.

Quiero agradecer de nuevo a los editores el gran esfuerzo que ha hecho posi-

ble que esta obra vea la luz,y a todos aquellos que, cada día,con su trabajo,dedi-

cación e ilusión mejoran la calidad de vida de nuestros pacientes.

Dr.M.Matas Docampo

Servicio de Angiología,Cirugía Vascular y Endovascular

Hospital Universitario Vall d’Hebron

5

Prólogo



Capítulo I

Conceptos básicos de hemodinámica arterial 9

Capítulo II

Conceptos básicos de hemodinámica venosa 27

Capítulo III

Conceptos básicos de la circulación terminal 33

Capítulo IV

Diagnóstico por ultrasonidos 39

Capítulo V

Diagnóstico por pletismografía 81

Capítulo VI

Diagnóstico por capilaroscopia 93

Capítulo VII

Diagnóstico por termografía 101

Capítulo VIII

Diagnóstico por registro de difusión de gases 105

Capítulo IX

Significado estadístico de los resultados en la exploración funcional

hemodinámica (EFH) 111

Apéndice

Textos de referencia recomendados 117

Abreviaturas utilizadas con más frecuencia 118

7

Índice



Conceptos básicosde hemodinámica arterial

1. Características del débito arterial2. Concepto de energía de fluido

3. Módulo de elasticidad4. Velocidad de la curva de pulso (tiempo de tránsito)5. Perfil de velocidad de un fluido6. Inercia7. Ecuación de fuerza de fluidos8. Relación entre la presión y el radio de curvatura9. Viscosidad sanguínea

10. Flujo laminar y turbulento11. Índice de cizallamiento

12. Resistencia13. Hemodinámica en una estenosis14. Relaciones entre la resistencia y la presión. Estenosis crítica15. Hemodinámica en un aneurisma16. Hemodinámica en un injerto

I



1 . CARACTERÍSTICAS DEL DÉBITO ARTERIAL

Las variables sobre hemodinámica arterial a las que hace referencia este capí-

tulo y que se utilizan para explicar el comportamiento del flujo sanguíneo,partende modelos físicos ideales,pero no son de estricta aplicación en vasos de las carac-terísticas de las arterias ni en fluidos como la sangre.

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

La ecuación de Poiseuille, que es uno de los principiosbásicos para comprender los postulados de la hemo-dinámica,parte de un modelo de fluido de tipo o perfil lami-

nar, permanente, newtoniano y que discurre en el interiorde un conducto cilíndrico cerrado y de paredes rígidas.

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

El caudal o débito de un fluido (Q) entre dos puntos(a y b) en un sistema cilíndrico cerrado se calcula en fun-ción del gradiente de presión entre ambos (Pb - Pa) que a

su vez está condicionado por la velocidad (v) y su radio (d)(fig.1).No obstante,en hemodinámica arterial intervienen otras

variables tanto derivadas de la arteria —calibre no cons-tante,módulo de elasticidad parietal, resistencia— como dela sangre —viscosidad, rozamiento,modificaciones del tipode flujo— que se desarrollan en este capítulo.

11

Conceptos básicos de hemodinámicaarterial

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

Arterias Venas

V í a t e r m i n a l

a

b

c

d

e

+d v

+d v

+d vP+d P

P

P

P

P+d P

= d v

= d v



2. CONCEPTO DE ENERGÍA DE FLUIDO

La energía total (ET) de un fluido en movimiento es la resultante de la ener-gía potencial (EP) y la energía cinética (EC).

En el modelo arterial, la EP se desdobla en dos componentes: la energía intra-

vascular potencial (P) generada por la contracción del ventrículo izquierdo y laenergía hidrostática o gravitator ia (EG).

Por tanto, la ET puede expresarse como:

ET = P + EG + EC (1)

La EG es:EG = ρ ·g ·h (2)

Donde:

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

cm-3

– g es la aceleración debida a la gravedad, expresada en cm × s-2

– h es el diferencial de altura entre los dos puntos evaluados

La EC:EC = 1/2 ρ ·v 2 (3)

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

ET = P + ρ ·g ·h + 1/2 ρ ·v 2 (4)

La energía se expresa en ergios por centímetro cúbico (erg/cm3).

PRINCIPIO DE BERNOULLI

El teorema o ecuación unidimensional de Bernoulli , para los fluidos denomi-nados newtonianos, expresa el principio de la conservación de la energía,al esta-blecer que“el valor de la energía de un flui do en movimiento se mantiene siempre

constante” (fig.2).Tomando como referencia dos puntos A y B de un fluido cerrado su ET, expre-sada en la ecuación (4), es igual en ambos:

P a + ρ gh a + 1/2 ρ v 2 a = P b + ρ gh b + 1/2 ρ v

2 b (5)

Este principio es fundamental para comprender los principios básicos de lahemodinámica arterial y la hemodinámica —normal y patológica— de los cam-bios inducidos en el flujo arterial por las variables de presión y velocidad.

12 DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR



Si en la ecuación (5) se considera que la energía hidrostática (EG) es mate-máticamente obviable para dos puntos próximos de un segmento arterial,en situa-

ción de decúbito dicha ecuación puede expresarse como:

P a - P b = 1/2 ρ (v b 2 - v a

2 ) (6) (* )

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

3. MÓDULO DE ELASTICIDAD

Se define en función del efecto de Windkessel , que establece que durante lafase de sístole las arterias experimentan un efecto de dilatación longitudinal y elon-gación t ransversal que se convierte en energía almacenada, y que se restituye enforma de energía potencial en la fase de diástole.

Matemáticamente,este módulo (C) se expresa por la relación entre las deriva-das de presión (P) y tiempo (t) :

C = dP / dt

El módulo de elasticidad varía en función de otras variables, como el coefi -ciente de elasticidad parietal, la presión eficaz y el grado de resistencia al paso dela sangre.

13CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

FIGURA 2.Representación de laecuación de Bernoulli deconservación de la energía en unfluido en movimiento, por la quela suma de la energía potencial(EP) y cinética (EC) permanece

constante.La disminución depresión debida a una estenosis,comporta el incremento develocidad en él.

7 7

7 7

v 1 v 2

P 1 P 2

mv 1 2 + P 1 =

mv 2 2

+ P 2 2 2

(*) No obstante esta consideración, en situaciones de estenosis u obl iteraciones hemodi-námicamente impor tantes, la EG tiene un valor no despreciable en bipedestación, dadala reducción a valores mínimos de la energía cinética.



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

– a: corresponde a la curva de aceleración– b: curva de desaceleración moderada

– c: incisión dícrota,que corresponde al final del componente b– d: curva de desaceleración rápida que corresponde al reflujo protodiastólico– e: curva positiva secundaria a la retracción elástica de la pared (fig.3)

En Física,la capacidad que una estructura elástica posee para desarrollar deter-minado estado de tensión a partir de una fuerza aplicada se denomina módulo deelasticidad de Young (E), y se define como:

E = τ / ε (1)

Donde τ es la fuerza aplicada y ε la tensión resultante de su aplicación.En el caso de la arteria, la fuerza aplicada ( τ) es función de la presión trans-

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

τ = P ·r / δ (2)

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

ε = ∆ R / R (3)

Si se sustituye en la ecuación (1) τ y ε por sus valores en (2) y (3):

E = ∆P ·( R / ∆R ) ·(r / δ ) (4)


0

a

b

c

d

e

Velocidad en cm/s

a

Presión en mmHg

b

d

c

Tiempo Tiempo

FIGURA 3.El trazado de laizquierda (a) muestra la curva depresión correspondiente a laaorta torácica, con un módulode elasticidad elevado y deresistencia bajo. Obsérvese lasimilitud con la curva develocidad (b) en el mismo sector.

(a) (b)



Por tanto, el módulo de elasticidad parietal de Young para una arteria esta-blece que su relación es directamente proporcional al gradiente de presión apli-cado y a su radio exterior, e inversamente proporcional al incremento de esteúltimo.

Sus valores guardan relación con la proporción de elastina y colágeno de la

pared y con la edad, y si bien con estrecho margen, no son iguales para todos lossectores arteriales.

Así, en el sector infrarrenal de la arteria aorta su valor se sitúa en 26,0 ± 14,5dinas · cm-2 · 106, aumenta en su bifurcación (37,7 ± 17,2) y vuelve a reducirse anivel de la arteria ilíaca común (24,7 ± 21,5) y en la arteria femoral superficial(4,4 ± 12,1).

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

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

v = (E ·δ / ρ ·d) 1/2

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

TT = L / v

5. PERFIL DE VELOCIDAD DE UN FLUIDO

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

– la resistencia (r) que se opone a su progresión– la superficie (s) del vaso– el gradiente de presión entre ambos puntos o presión eficaz (p)

– el coeficiente de distensibilidad de las paredes del vaso (C)– el t iempo (t)– la constante (K)

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

v= 1/r ·1/s ·p + C + K




6. INERCIA

El concepto de inercia expresa la variación de la velocidad de un fluido en fun-ción de cambios en el diámetro y angulación del vaso por donde discurre.

Es proporcional a la energía cinética (EC) y al ángulo de desviación (K), y mate-

máticamente se expresa como:

I = (1/2 ·m ·v 2 ) ·K (1)

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

I = (1/2 ·ρ ·v 2 ) ·K (2)

Siendoρ una constante, la inercia está en función del cuadrado de la velocidady del ángulo de desviación.

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

A1 ·v 1 = A2 ·v 2 (3)

Siendo el área (A) el producto deπ . r2, ésta puede sustituirse en la ecuación (3)por su radio r :

r 1 2 ·v 1 = r 2

2 ·v 2 (4)

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

drado del radio.El principio de inercia se menciona en otros apartados de este capítulo para

explicar los cambios hemodinámicos provocados por una estenosis y en la con-versión de flujo laminar a turbulento.

7. ECUACIÓN DE FUERZA DE FLUIDOS

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

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

F = ρ ·Q ·v ·k

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




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

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

8. RELACIÓN ENTRE LA PRESIÓN Y EL RADIO DE CURVATURA

Está configurada por la relación entre las fuerzas de aceleración radial y cen-trífuga.

La aceleración radial en una curvatura es función de la velocidad (v) y de suradio (r):

Aceleración = v 2 / r

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

Masa = ρ ·dr ·dA

Donde:

– dr es función del radio de la curvatura– dA es función del área del sector considerado

Finalmente, la fuerza centrífuga es el producto dela masa y la aceleración:

Fuerza centrífuga = v 2 ·ρ ·dr ·dA / r

En un segmento curvo de un vaso, la presión (p),varía de p a p +dp, de la misma manera que el radiovaría de r a r + dr (fig. 5).


β

β

θ

F = KρQV

β

θ

β

FIGURA 4.Diagrama y ecuaciónde la fuerza de un fluido en uncambio de vector de dirección. Elcoeficiente K es función delángulo θ, de manera que su valores mayor cuanto más lo sea la

angulación: 1;1,41;1,73 y 2 paravalores deθ de 60,90,120 y 180grados respectivamente. (DeTexon, 1963.)

d r

r

p

v

dA

p + dp

FIGURA 5.La presión de unfluido en un sector curvo se

incrementa con el radio, demanera que se observa una caídade aquélla por unidad dedistancia radial hacia la zonacentral de la curvatura del ordendeρv2 /r. (De Texon, 1967.)



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

dp = ρ (v 2 /r) dr

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

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

9. VISCOSIDAD SANGUÍNEA

Se define la viscosidad de un fluido en movimiento en el interior de un vaso“como la fricción o rozamiento que se produce ent re sus capas y ent re éstas y las pare-

des del vaso” .El fenómeno de fricción es de naturaleza fisicoquímica,y se explica por la resis-

tencia a la deformación inducida por la fuerza de interacción molecular delfluido.

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

común a partir de un recipiente inicial, en el fluido ideal y de acuerdo con el prin-cipio de Torr icell i, toda la energía potencial debida a la altura del fluido en el reci-piente inicial se transforma en energía cinética cuando éste libera el fluido hacia

los vasos comunicados.No obstante,en el supuesto de un fluido viscoso, la velocidad de salida es menor,

y el llenado desigual en altura de los vasos comunicados indica que no toda la ener-gía potencial se transforma en cinética por efecto de una segunda energía deriva-da de la viscosidad del fluido.

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

go de un vaso de longitud (L) y radio (r),y su coeficiente de viscosidad (η) se expre-sa mediante la ley de Poiseuille-Hagen, que establece que la caída de presión entredos puntos de un vaso (P1 y P2) es directamente proporcional a su longitud, a la

velocidad media del flujo y a la viscosidad, e inversamente proporcional a la cuar-ta potencia del radio:

P1 - P2 = v ·(8 ·L ·η ) / ( r 2 ) (1)

Valorando que el área de una sección circular de un vaso esπ · r2, de la ecua-ción (1):

P1- P2 = v ·(8 ·L ·η ) / ( π ·r 4 ) (2)




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

R = ∆P / v = 8 ·η ·L / π ·r 4 (3) El coeficiente de viscosidad se expresa en unidades poise.Dado que el flujo y la resistencia se comportan de forma inversa con referen-

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

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

La ley de Poiseuille-Hagen es matemáticamente válida para fluidos homo-géneos, con coeficiente de viscosidad uni forme y que siguen las leyes de Newton,

y en este sentido la sangre es un fluido complejo,en el que la zona de plasma librede formaciones celulares adyacentes a la pared del vaso comporta un descensode la viscosidad en esta interfase. Este efecto no es despreciable en los vasos deun diámetro inferior a 0,5 milímetros, pero en arterias de calibre superior don-de la velocidad es más elevada, no altera de manera significativa la relación pre-sión/flujo.

10. FLUJO LAMINAR Y TURBULENTO

El perfil de velocidad del flujo sanguíneo en el interior de una arteria es una

variable dependiente de su velocidad y viscosidad,por una parte, y de la seccióntransversal y morfología parietal de la arteria, por otra.

La integral de la ecuación de la ley de Poiseuille-Hagen es la propia de una pará-bola, y en circunstancias normales lavelocidad del flujo arterial tiene un per-fi l parabólico,siendo su velocidad máxi-ma en el centro del vaso y decreciendopaulatinamente y de manera simétricahacia las paredes (fig.6).

La disposición de los vectores en esta

modalidad de flujo es paralela o de tipo laminar .

La transición de un fluido de flujolaminar a turbulento se produce por lainteracción entre su velocidad y la pre-sión aplicada para obtenerla.

Se expresa mediante el “ número deReynolds” (n Re), que es el resultado deuna ecuación de multirregresión entre


FIGURA 6.Representación delperfil de velocidad de un líquidode comportamiento newtoniano,de viscosidad (µ), en el interiorde un conductor cilíndricocerrado,de longitud ( l) ydiámetro (D), que discurre enun gradiente de presión (P1 - P2).

p1 p2

µ

D

T0

l



la velocidad (v),el diámetro del vaso (D),el coeficiente de viscosidad (η) y la den-sidad (ρ) de la sangre, y que matemáticamente se expresa como:

n Re = v ·D ·ρ / η (1)

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

Desde un punto de vista práctico, relaciona las fuerzas de fr icción en el flujo

con el perfi l de velocidad, y por ello se ha propuesto integrar las variables de lamorfología del vaso,su superficie interior y el número de Reynolds en el concep-to de“coeficiente o factor de fr icción” (f ) , dando lugar a la ecuación de Darcy quecalcula la pérdida de energía del flujo arterial cuando cambia de laminar a tur-bulento:

P1 - P2 = f ·ρ ·L ·v 2 / 4r (2)

Un coefi ciente de fricción de 64 Reynolds se considera propio del flujo detipo laminar,y en esta situación el resultado final de la ecuación de Darcy se corres-ponde con la de Poiseuille-Hagen para flujos laminares.

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

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


Númerode Reynolds

P r e s i ó n

Velocidad

FIGURA 7.La transición deflujo laminar a turbulento en unfluido es función de la relaciónentre su velocidad y la presiónaplicada para conseguir la. En lagráfica se representa en líneacontinua el perf il de la curva develocidad (cm/s) esperada enfunción de la presión (mmHg)

aplicada,y en discontinua elpunto donde se alcanza elnúmero de Reynolds crítico quegenera turbulencia, y que en elcaso de la sangre es de 2.000.



11. ÍNDICE DE CIZALLAMIENTO

En el contexto del flujo laminar expuesto, la relación entre las variaciones develocidad (v) y del radio del vaso (r), medidas en el centro de las líneas de flujo,sedenomina ratio o índice de cizallami ento (D):

D = - dv / dr (1)

La fuerza de cizallamiento ( τ) es aquélla necesaria para superar la fricción entrelíneas contiguas de flujo y matemáticamente se expresa por el producto del índi-ce de cizallamiento (D) y la viscosidad de la sangre (η):

τ = D ·η

Para la pared arterial, ambos índices se expresan como:

Dw = 4v / r

τ w = 4 ηv / r

El endotelio arterial en situación de normalidad tiene capacidad de modularsu respuesta al fenómeno de cizallamiento.Cuando éste se produce, ya sea por unaumento de la velocidad o por una disminución del radio,se genera una reacciónrefleja de relajación.

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

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

12. RESISTENCIA

La resistencia (R) a la progresión de un fluido en un sistema cerrado se defineen relación con el gradiente de energía entre dos puntos (E1 - E2) de éste y elflujo medio (Q):

R = E1 - E2 / Q (1)

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

R = P1 - P2 / Q (2)

Siendo P1 y P2 la presión arterial en ambos puntos.




El comportamiento hemodinámico de la variable de la resistencia entre dospuntos sigue un comportamiento físico similar al observado en la ley de Ohm paraexplicar la impedancia eléctr ica de varias resistencias (fig.8).

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

Rt = R1 + R2 + R3

Si son en serie, Rt se calcula como:

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

Por tanto, de la apli cación de la ley dePoiseuille-Hagen a la ecuación (2), resulta:

R = 8 ·L ·η / π ·r

4

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

Así,en una situación en que el gasto del ven-trículo izquierdo sea de 60 cc por segundo y lapresión media en la aorta terminal de 60 mmHg,el valor de la URP será 8 .104 dinas.

13. HEMODINÁMICA EN UNA ESTENOSIS

Desde el punto de vista práctico,cuando doso más estenosis de radios diferentes entre sí sesitúan en serie,el incremento de resistencia debe

asumirse que es el causado por la que presenta una reducción mayor del radio.Por tanto, las consideraciones hemodinámicas que se realizan a continuación

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

La existencia de una estenosis comporta,en función del principio de Poiseuille,

dos efectos hemodinámicos fundamentales: un incremento de velocidad en supunto central y una disminución en el sector postestenótico inmediato.El incremento de velocidad se manifiesta por un aumento en la aceleración del

flujo y una disminución en su presión.


FIGURA 8.Ley de Ohm de laimpedancia de la energíaeléctrica, que indica que para unmismo voltaje el amperaje finalresultante es mayor si sucesivasresistencias están situadas enparalelo con respecto a las

colocadas en serie.

D

100Ω 50Ω 25Ω

R

25Ω

100 V0,5 amp

R = R1+R2+ R3

R = 175Ω

100Ω 50Ω 25Ω

D

2,55 amp

100 V

R = 14,3Ω

1=

1+

1+

1R R1 R2 R3

(*) 1 URP = 8 . 104 dinas.



Ambos se han correlacionado con la progresión dela lesión parietal. En este sentido,y a partir de las teo-rías de Paterson en 1959,Burton demostró en 1972que la aceleración sobre una placa de ateroma en laque existen múltiples canales o fisuras intraplaca y

cuyo gradiente de presión es terminal y superior conrespecto al de la corr iente central, favorece su creci-miento y embolización.

Burton realizó sus estudios sobre las lesiones de lasarterias coronarias,y demostró que el riesgo máximode una rotura de placa y de trombosis secundaria enesta situación se asocia a hipertensión arterial, ya queel aumento de gradiente favorece la presión de vibra-ción intraplaca.

Por otro lado, y en función del efecto Venturi, el

incremento de aceleración favorecería la expansiónde la placa.En el segmento inmediato a la estenosis,y en fun-

ción de la ley de Bernoulli y de la ecuación de la energía de fluidos en movimien-to, se produce una disminución de velocidad y un incremento de presión, cuyosefectos fisiopatológicos son la existencia de un flujo turbulento y la formaciónde una dilatación postestenótica (fig.9).

14. RELACIONES ENTRE LA RESISTENCIA Y LA PRESIÓN. ESTENOSISCRÍTICA

La presión registrada en la zona postestenótica (P2) es función de la presiónsistémica (P1), de la resistencia segmentaria (R) y del flujo medio (Q):

P2 = P1 - Q ·R

El concepto de estenosis crítica hace referencia a aquella situación hemodiná-mica a partir de la cual es factible la aparición de fenómenos de turbulencia alalcanzar un número de Reynolds crítico.

En circunstancias basales,para alcanzar el punto de estenosis crítica en el inte-rior de un segmento arterial, deben existir reducciones en el radio del vaso del

orden del 75 %, ya que con magnitudes inferiores no se alcanza el número deReynolds crítico.No obstante, la reducción de la resistencia periférica al punto de estenosis por

un aumento de caudal comporta que el punto crítico pueda alcanzarse con reduc-ciones iguales o inferiores del radio.

Así, y para una reducción del radio del 75%, si R disminuye a la mitad de losvalores basales (R2 = 1/2 de R1), la presión postestenótica disminuye entre 20 y30 mmHg, la velocidad aumenta y el punto de estenosis crítica se alcanza antes(fig. 10).


a

b

c

FIGURA 9.La aplicación delprincipio de Bernoulli configurala hemodinámicaen una estenosis arterialy en su segmento inmediatopostestenótico: incremento develocidad y reducción de presiónen el punto centralde la estenosis, y disminución dela velocidad e incremento

de la presión en el sectorpostestenótico,y la generaciónde la dilatación postestenótica.



Este comportamiento es la base hemodinámica dela fisiopatología de la claudicación intermitente y deltest de esfuerzo.

15. HEMODINÁMICA EN UN ANEURISMA

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

En función del primero, la energía en el sistema cir-culatorio es el sumatorio de la potencial y la cinética,y permanece inalterable en el interior del vaso.

A un débito constante, un incremento en el diá-metro vascular, como ya se ha expuesto,comporta unadisminución de la velocidad, y por tanto, un decre-

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

ecuación se incrementa la energía potencial, que es una variable dependiente dela presión.

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

Por tanto,el incremento en el radio va seguido de un aumento de la presión en

el interior del aneurisma,que explicaría, al margen de consideraciones de índolehistológica, su tendencia progresiva al crecimiento.

Finalmente,si tomamos en consideración el concepto de fuerza de cizallamientoen la pared de una arteria —denominado también estrés—, éste es función deldiferencial entre la presión intraarterial y extraarterial.

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

τ = ∆P ·(r / δ )

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

16. HEMODINÁMICA EN UN INJERTO

En este capítulo se ha referido que los cambios en vectores de la dirección delflujo sanguíneo reducen su energía en función de la inercia. Por tanto,y desde estepunto de vista hemodinámico, las anastomosis terminoterminales son hemodi-


Presión mmHg Resistencia periférica

100 %

50 %

20 %10 %

5 %

3,3 %

2,5 %

100

50

100 50 Porcentaje de superficie de sección

R1

R2

R3

R4

R5

R6

R7

FIGURA 10.Comportamientode la presión en función de laresistencia periférica. El trazadosuperior (R1) muestra el perf ilde la curva de presión (abcisas)en función de la reducción delárea del vaso (ordenadas), y quese mantiene en valoresconstantes para reduccionesinferiores al 75% de ésta.Lossucesivos trazados (R2 a R7)muestran el perfil de la curva depresión cuando la resistenciaperiférica disminuye del 50 al2,5% con referencia a R1.



námicamente más eficientes que las terminolaterales, al comportar una menorpérdida de energía.

No obstante, intervienen otras variables como la generación de turbulencias,el grado o índice de cizallamiento y el mínimo gradiente tensional a lo largo delinjerto que asegure un flujo hemodinámicamente adecuado para el sector.

En la tabla 1 se relacionan los mínimos gradientes de presión en función de losflujos y el diámetro para un injerto de 40 centímetros de longitud colocado en elsector fémoro-poplí teo.

A modo de ejemplo, el f lujo en la arteria femoral común en situación basal sesitúa en 350 cc/minuto, pero este valor puede incrementarse de cinco a diez vecesmás en situación de ejercicio.


∂ = 0,2 cm

0

5

10

15

20

25

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

FIGURA 11.Efecto delcrecimiento del diámetro arterialsobre la variable de estréstangencial ( τ): sobre undiámetro basal de 2 cm y ungrosor de la pared de 0,2 cm, que

corresponde a las característicasde la arteria aorta terminal, lalínea continua corresponde a losvalores del grosor de la pared,que crecen de formaproporcional a la aplicación deun estrés. La línea discontinuarepresenta la situación en que elgrosor de la pared no semodif ica. La rotura se producecuando el estrés aplicado excedea la fuerza tensional.(De Summer DS.VascularSurgery,Principles and Practice;

1994).

Diámetro (cm)

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

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

100 45 8,8 2,8 1,1 0,6150 67 13 4,2 1,7 0,8

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

500 223 44 14 5,8 2,8

TABLA 1.Gradientes de presión necesarios para asegurar determinados flujos en funcióndel diámetro de un injerto

F u e r z a d e e s t r é s t a n g

e n c i a l

cm



Conceptos básicos

de hemodinámica venosa

1. Distribución de energías en el flujo venoso

2. Complianza

3. Flujo venoso4. Hemodinámica del retorno venoso

5. Efectos de la presión venosa sobre la presión arteriolar

II



1. DISTRIBUCIÓN DE ENERGÍAS EN EL FLUJO VENOSO

Desde un punto de vista hemodinámico, el comportamiento del flujo venoso

es más complejo que el arterial, en función de la adaptabilidad de las variables depresión y caudal.La presión (Pv) en el interior de una vena es función de tres vectores:

– vector dinámico– vector hidrostático– vector estático

El vector dinámico depende del volumen sistólico del ventrículo izquierdo.El hidrostático depende de la presión de la columna de sangre desde el punto

de referencia en la extremidad hasta la aurícula derecha.

El estático viene condicionado por la elasticidad parietal y a la complianza.El vector dinámico es de una magnitud muy inferior con respecto al arterial, y

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

Lapresión hidrostática depende de la densidad de la sangre,de la fuerza de lagravedad y de la distancia entre dos puntos de referencia.

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

Finalmente, el vector estático es función del gradiente de “presión transmu-ral”, que se define como el diferencial de presión entre la que genera la sangre enel interior de la vena y la externa a que está sometida su pared.

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

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

29

Conceptos básicos de hemodinámica

venosa



El gradiente de presión transmural mínimo necesario para evitar el colapsovenoso es de 5 mmHg.A esta capacidad de adaptación se le denomina “complianza” y es una varia-

ble determinante del comportamiento del f lujo venoso, tanto en situaciones denormalidad como patológicas.

2. COMPLIANZA

En Física, la complianza (C) se define como la capacidad que tiene una estruc-tura elástica que contiene una masa (ρ) de incrementar su área (A) en función del

gradiente transmural (∆P):

C = A / ρ ·dP / dA (1)

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

C = 1 / E (2)

Este módulo se ha definido como:

E = ∆P ·R / ∆R (3)

Considerando que el ∆P representa el diferencial de la presión intramural y Rel radio exterior de la vena,sustituyendo en la ecuación (2) E por su valor en laecuación (3):

C = ∆R/ ∆P ·R (4)


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

0

1

2

3

4

5

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90

Presión transmural venosammHg

V o l u m e n v e n o s o

e n m l p o r 1 0 0 / m

l e n l a p a n t o r r i l l a



3. FLUJO VENOSO

El flujo sanguíneo (Q) que discurre por un segmento venoso determinado,guarda una proporción directa con el gradiente de presión (∆P) e inversa con laresistencia (R):

Q = ∆P / R

Considerando el ∆P equivalente a la diferencia entre la presión venosa perifé-rica y la central.

4. HEMODINÁMICA DEL RETORNO VENOSO

Las funciones fisiológicas fundamentales del sistema venoso son la regula-ción de la presión en el extremo venular del capilar y la de actuar como reservo-

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

Por ello, tanto en las variables de progresión centrípeta del caudal como en suvelocidad, resulta fundamental que exista la fragmentación o descomposición dela columna hidrostática,que se logra mediante la interposición de segmentos val-vulados.

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

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

El colector profundo está configurado por seis venas infrageniculares y el ejeíl io-fémoro-poplí teo,y es totalmente intraaponeurótico.

El número de válvulas en ambos segmentos es variable, y sus sectores másvalvulados corresponden al infrapoplíteo,donde las venas tibiales presentan entre9 y 12 válvulas y las peroneas entre 6 y 9.

La vena poplítea posee entre 1 y 2 y el sector femoral entre 3 y 4.

Finalmente, sólo el 25% de las personas presentan válvulas en la vena il íacaexterna, y la vena il íaca común no están habitualmente dotadas de sistema val-vular.

La vena safena interna presenta de 7 a 9 válvulas y la externa entre 2 y 4,habién-dose identificado válvulas en vénulas a partir de 0,15 mm de diámetro.

El cambio del ∆P en los segmentos valvulados se produce en función de la pre-sión arteriolar residual y de la contracción muscular.

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

31CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA VENOSA



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

– en la flexión dorsal del pie se vacían las venas infrageniculares– en el apoyo plantar, los plexos del pie

– en la flexión plantar, las venas proximales

Cuando un segmento comprendido entre dos sistemas valvulares se vacía porla dinámica descrita, su gradiente de presión es inferior a sus inmediatos proximaly distal. Ello comporta que el incremento de presión paulatino que experimentaeste últ imo en función de la presión arterial residual —de 15 a 25 mmHg—, pro-voque su nuevo llenado, y sólo cuando la presión en el segmento alcanza un gra-diente superior al proximal, la válvula se abra nuevamente,con lo cual se restitu-yen de nuevo los gradientes (fig.2).

Obviamente,este funcionalismo se altera

cuando la presión segmentaria se incremen-ta por un gradiente secundario al reflujo en elsegmento proximal.

5. EFECTOS DE LA PRESIÓN VENOSASOBRE LA PRESIÓN ARTERIOLAR

En la resultante de la presión venosa inter-vienen, con distinto signo, las variables de lapresión arterial residual y la presión venosa

central, por un lado,y la presión hidrostática,por otro.

En situación basal y en bipedestación, lapresión en un segmento de la extremidad es

igual a la suma de la presión media dinámica residual que en circunstancias nor-males es de 15 a 25 mmHg, y la presión hidrostática medida desde el “eje flebos-tático” y que en términos generales se considera entre 100 y 110 mmHg para lasvenas de la pantorrilla.Por tanto,cuando se pasa de la posición de decúbito a bipe-destación, la presión venosa se incrementa en una media de 115 a 125 mmHg.

Al realizar una contracción muscular la presión venosa en las venas intrage-

melares se reduce a valores de 20 mmHg o incluso inferiores, con lo cual la pre-sión hidrostática disminuye en igual medida.Dado que la presión en las arteriolas terminales se sitúa alrededor de 75 mmHg,

esta reducción de la resistencia venosa favorece el flujo arteriolar muscular. En estesentido,se estima que en circunstancias de actividad muscular un tercio de la ener-gía muscular se genera a través de este mecanismo.


FIGURA 2.Representacióngráfica de la relación entre losvalores cíclicos de la presióncompartimental y el mecanismode apertura valvular en lossegmentos venososinfrapoplíteos.(De Sumner DS. J Vasc Surg1993;17:459-69).



Conceptos básicos

de la circulación terminal

1. Unidad microcirculatoria terminal. Concepto anatómico

2. Hemodinámica de la unidad microcirculatoria terminal

III



1. UNIDAD MICROCIRCULATORIA TERMINAL.CONCEPTO ANATÓMICO

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

La interrelación y dependencia hemodinámica de estas estructuras vascularesguarda lógicamente relación con las variables hemodinámi-cas de los sectores arteriales y venosos sistémicos, pero tie-nen una elevada capacidad de regulación en función de situa-ciones hemodinámicas y metabólicas locales (fig.1).

Desde un punto de vista descriptivo, la UMT se inicia apartir de arteriolas de diámetro inferior a las 50µ. Previa-mente a su ramificación en redes capilares terminales, de

éstas emergen las anastomosis arteriovenosas y las metaar-teriolas.

La progresión del flujo sanguíneo por los capilares o suderivación por estas dos estructuras está regulada por meca-nismos hemodinámicos, neurológicos, térmicos y metabó-licos que actúan sobre el tono regulador del esfínter preca-pilar.

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

En circunstancias basales, el 75% del flujo sanguíneo de

la arteriola es derivado por la metaarteriola,y el 25 % pro-gresa a través de los capilares.La morfología histológica de éstos es variable en función

del territorio u órgano.En la circulación periférica cutánea,su pared está formada por células endoteliales planas, con-tiguas y revestidas de una membrana basal con pericitos, ysu diámetro varía entre las 2 y 8µ.

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

35

Conceptos básicos de la circulación

terminal

FIGURA 1.Esquema de launidad microcirculatoriaterminal: de cada metaarteriolanacen un promedio de diez

capilares que desembocan envénulas adyacentes, las cuales, yen grupos de cuatro, drenan enun único capilar linfático.



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

Las vénulas presentan un diámetro muy variable, entre 2 y 20µ, y drenan enun único capilar linfático inicial en grupos de cuatro.

2. HEMODINÁMICA DE LA UNIDAD MICROCIRCULATORIA TERMINAL

Los cambios hemodinámicos en la UMT siguen los postulados de la ley deStarling, que en 1896 demostró que la filtración plasmática se realiza en el sectorarteriolar y la reabsorción en el venular, en función del equil ibrio de las presio-nes hidrostáticas —arterial, venosa y tisular— y osmótica —oncótica plasmáticay tisular—.

A partir de los estudios de capilaroscopia vital, la ley de Starling ha sido cues-tionada con posterioridad, en función de experiencias que han establecido ambos

intercambios en el segmento capiloro-venular. No obstante, los postulados de laley de Starling continúan siendo válidos de manera global para comprender lahemodinámica en la UMT.

La ley de Starling se expresa matemáticamente como:

Jv = Lp ·A (Pc - Pi ) - (I Γ c - I Γ i) (1)

Donde:

– Jv es el fi ltrado capilar

– Lp es el coefi ciente de fil tración

– A es la superficie de fi lt rado

– Pc es la presión hidrostática capi lar

– Pi es la presión hidrostática intersticial

– I Γ i es la presión oncótica intersticial

– I Γ c es la presión oncótica capi lar

Si se tiene en cuenta que:

Pc - Pi = ∆P (2)

Y que:

I Γ c - I Γ i = ∆I (3)

De la ecuación (1):

Jv = Lp ·A ( ∆P - ∆I) (4)

La ecuación de Starling no considera la variable de fi ltrado linfático (Jv), intro-ducida por Wiederhielm, y que lo define:

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




Siendo:

– Jf la fracción de fi lt ración en el segmento arteriolar– Jr la fracción de filtración en el segmento venular– Dl el débito linfático

– Fp la permeabilidad plasmática en la vénula

En función de la ecuación de Starling, la presión de filtración en el sector arte-riolar del capilar,y a partir de una presión arterial residual media de 25 mmHg,esde 2 mmHg;y la presión de reabsorción en el sector venular, a partir de una pre-sión venosa media de 15 mmHg,de 18 mmHg.

En estas circunstancias hemodinámicas se produce una reabsorción efectivadel l íquido intersticial.

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

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

El área de filtración es otro factor que debe tenerse en cuenta,y está reguladopor la acción ya descrita de los esfínteres precapilares y la derivación del flujopor el canal preferencial.

37CONCEPTOS BÁSICOS DE LA CIRCULACIÓN TERMINAL



Diagnóstico por ultrasonidos1. Referente histórico2. Fundamentos físicos de los ultrasonidos3. El efecto Doppler-Fizeau4. Doppler direccional de emisión continua o de detección de fase5. Doppler bidireccional de emisión discontinua o pulsada6. Análisis espectral de frecuencias7. Ultrasonografía en modo A, B y M8. Dúplex9. Representación cromática de flujos

10. Power Doppler11 Lasser Doppler12. Doppler Imagine13. Elementos básicos de los aparatos de estudio mediante ultrasonidos14. Perfiles velocimétricos

15. Cálculo del volumen de flujo16. Efecto de la resistencia sobre el perfil de las curvas Doppler17. Efectos de una estenosis sobre la curva Doppler18. Efectos de una oclusión19. Índice de resistencia20. Índice de distensibilidad carotídea21. Índice de presión perfusión22. Índice de rendimiento carotídeo23. Índice de pulsatibilidad

24. Damping Factor 25. Índices tensionales26. Curvas Doppler de flujo venoso27. Estudio del reflujo venoso28. Causas más frecuentes de errores de interpretación en el estudio

por ultrasonografía29. Ecopotenciadores30. Efectos biológicos de los ultrasonidos. Seguridad

IV



1. REFERENTE HISTÓRICO

La mayoría de los tratados sobre ultrasonidos toman el referente del profesorde Ciencias Físicas en la Universidad de Praga Christian Doppler (1803-1852)como el primer autor en describir las propiedades de los sonidos. No obstante,

ya algunos años antes, Spallanzani (1794) teorizó sobre la existencia de una gamade sonidos no perceptibles por el oído humano, a partir de su observación sobreel vuelo de los murciélagos, que a pesar de no estar dotados de visión, advirtió queno colisionaban en su trayectoria por las angostas cuevas al orientarse por los ecosdel sonido que emitían.

Cinco años más tarde,Jurine confirmó la teoría de Spallanzani al observar quela capacidad de orientación de estos mamíferos decrecía de forma importantecuando se les ocluían ambos oídos.

Christian Doppler publicó en 1842 su ensayo “Sobre laluz cromática de las estrellas dobles” (fig.1), en el que des-cribía las variaciones de frecuencias en un haz de luz emi-

tido por un foco al incidir sobre objetos móviles.Metodoló-gicamente, este trabajo, aplicable en principio al campode la óptica, sentó las bases posteriores para el estudio delas propiedades físicas de los sonidos.

En 1880, Pierre Curie describió el denominado “efectopiezoeléctr ico”, que defi nió como la propiedad física dedeterminados cristales que en función de sus ejes polares,tenían para generar una carga eléctrica cuando eran esti-mulados por un fuerza de distorsión mecánica; efecto que podía igualmente pro-ducirse de forma inversa y generar energía mecánica a partir de un estímulo eléc-

trico.Durante los treinta años siguientes a los trabajos de Pierre Curie, apenas exis-ten referencias acerca de nuevas investigaciones y progresos sobre el conocimien-to de los ultrasonidos, hasta que en abril del año 1912, el naufragio del trasatlán-tico Titanic después de colisionar con un iceberg no detectado en la oscuridad,llevó a revisar sus aplicaciones, siendo la invención de la sonda acústica para lanavegación la primera aplicación práctica de los ultrasonidos (fig.2).

Pocos años después, en la I Guerra Mundial, las ondas acústicas fueron ut ili-zadas con fines mili tares, mediante “el dispositivo de Chilkowsky” que permitió

41

Diagnóstico por ultrasonidos

FIGURA 1.Christian Doppler,nacido en Viena en 1803 yprofesor de Ciencias Físicas en laUniversidad de Praga, publicó en1842 el ensayo “Sobre la luzcromática de las estrellas dobles”.



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

La primera aplicación

industrial de los ultrasonidoscabe atribuirla a los trabajos delfísico ruso Solokov en 1945,mediante la cual se realizaronlos primeros análisis de mate-riales sólidos.

En el campo de la Medi-cina,el “efecto Doppler-Fizeau”no tuvo sus primeras aplica-ciones hasta mediados del sigloXX

. En 1953, los cardiólogosEdler y Hertz publicaron losprimeros exámenes ecocardio-gráficos. Un año antes,Howryhabía conseguido la primerageneración de unos aparatosdenominados “somatoscopios”,y si bien su única aplicacióninicial fue aportar mayor exac-titud a las trayectorias de lasbombas lanzadas desde un

avión B.29, posteriormentefueron ut ilizados con éxito en la detección de tumores mamarios, ya que se con-siguió una correlación anatomopatológica del 90 %.

En Japón, donde se seguían líneas de investigación paralelas y no compartidas,los fisiólogos Satomura y Kaneko publicaron en el año 1957 por primera vez elregistro velocimétrico del flujo de la arteria humeral en un ser humano a través deun emisor-receptor de ultrasonidos,siendo Kato dos años más tarde quien demos-tró que el movimiento de los eritrocitos era el responsable de la reflexión de losultrasonidos.

A partir de ese momento, la progresión del genéricamente denominado “méto-

do Doppler” en la exploración vascular fue rápida. En 1959,Gordon desarrollóla tecnología correspondiente a la emisión de ultrasonidos en forma bidimensio-nal que permitía la representación gráfica, calculada geométricamente, de lasvísceras abdominales. En 1965, Krause y Soldner describieron el estudio ecográfi-co en tiempo real.

No obstante, con los primeros aparatos únicamente podía medirse la veloci-dad del flujo, pero no su dirección, hasta que en 1967 Mc Leod desarrolló la téc-nica bidi reccional.


FIGURA 2.El periódico The Times correspondiente al jueves16 de abril del año 1912,en el que se reseña el naufragiodel t rasatlántico Titanic.



En 1972, Kossoff y Garret introdujeron la técnica del modo B en escala degrises, y en 1976 Nippa combinó la ecografía en modo B con el registro simultá-neo de las curvas de flujo dando lugar al Dúplex.

En la década de los años setenta, y en cuanto a referentes de las exploracionesen angiología y cirugía vascular, éstos están representados por las aportaciones del

grupo de D.E. Stradnness en Norteamérica, de Pourcelot en Francia y de Goslingy Nicolaides en el Reino Unido.

2. FUNDAMENTOS FÍSICOS DE LOS ULTRASONIDOS

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

El sonido es la resultante del recorrido de la energía mecánica a través de lamateria, de manera que en el curso de éste su onda de propagación experimen-

ta dos fenómenos de forma alternativa en el tiempo: la compresión y la refrac-ción.A la distancia entre dos crestas de onda sucesivas se le denomina longit ud de

onda y se representa en Física con la letra λ (fig.3).Al intervalo de tiempo preciso para completar un ciclo en segundos se le deno-

mina T.El número de ciclos completos por unidad

de tiempo constituye la frecuencia (F). La fre-cuencia y el tiempo son inversamente pro-porcionales:

F = 1/T (1)

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

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

El rango de frecuencias acústicas se sitúaentre− 1Hz y 100 Hz, y el oído humano percibe únicamente frecuencias entre20 Hz y 20.000 Hz y, por tanto, no las correspondientes a los US, que son entre

quinientas y mil veces superiores a éstas.Lapropagación de los sonidos en un medio se realiza de manera transversal ylongitudinal, correspondiendo al tejido humano esta última.

Lavelocidad de propagación del sonido (C) depende de las propiedades físicasdel medio, y fundamentalmente de su resistencia a la compresión, que a su vez esfunción de su rigidez,densidad y elasticidad,de tal forma que la velocidad es direc-tamente proporcional a su r igidez e inversamente proporcional a su densidad.

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

43DIAGNÓSTICO POR ULTRASONIDOS

-

+

Presión

Tiempo T

Refracción

Compresión λ

FIGURA 3.Representacióngráfica de las fases de

compresión y refracción en lasondas de presión alternantes conlas que se transmite el sonido. Lalongitud de onda (λ) es ladistancia entre dos crestassucesivas.



C = F ·λ (1)

En el tejido humano, la velocidad de transmisión de los US varía de 4.000 m/sen las estructuras óseas a 1.500 m/s en los tejidos parenquimatosos, y en generalen todas la partes blandas.Con carácter general se toma como referencia única una

velocidad de propagación de 1.540 m/s.Así, y aplicando la ecuación (1), la longitud de onda de una frecuencia de 10

MHz en zonas no óseas del organismo es:

λ = 1.540 / 10 7 = 0,154 mm

En las aplicaciones clínicas, es fundamental establecer previamente a la explo-ración la distancia o profundidad (D) existente entre la interfase reflectora obje-to de estudio y el transductor que emite y recibe la señal reflejada,aspecto que esfactible conocer a partir del cálculo del intervalo de tiempo en que un haz de ondas

incide y es reflejado, en función de que esta distancia es proporcional a la veloci-dad (C) y al t iempo (T):

D = C ·T

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

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

Como ya se ha descrito,para que se produzca un haz de ultrasonidos reflejado

debe existir una interfase de reflexión. Un medio homogéneo en el que apenas seproduzca reflexión se denomina anecogénico.

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

El índice de reflexión hace referencia a esta última y es una variable dependien-te de la impedancia acústica de los tejidos que conforman la interfase.

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

Z = p ·C

Donde p es la densidad del medio y C la velocidad de propagación.La impedancia acústica es una variable importante para calcular la energía en

el US cuando atraviesa una interfase y es reflejado por ésta,y está conformada tan-to por su tamaño como por su superficie.

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




Se designacoefi ciente de reflexión (R) a la cantidad de energía reflejada por unainterfase, y en el caso de los reflectores especulares, éste se calcula en función de laimpedancia acústica de los tejidos que conforman la interfase:

R = (Z 2 - Z 1 ) ·2 / (Z2 + Z1) ·2

Donde Z1 y Z2 corresponden a las respectivas impedancias acústicas de lainterfase.

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

En el caso de las arterias y las venas, mientras su estructura parietal se com-porta como un reflector especular y por tanto precisan un ángulo de exploraciónperpendicular para su óptimo estudio,el flujo tiene una respuesta más próxima aun reflector difuso y por tanto precisa la utilización de ángulos menores a los 90

grados.Otra propiedad fí sica que debe tenerse en cuenta en los estudios medianteUS es la de la refracción , efecto derivado del cambio de dirección del haz emitidopor el transductor cuando atraviesa dos interfases en las que la velocidad de pro-pagación acústica es diferente.

La refracción se calcula mediante la siguiente fórmula matemática,que se cono-ce como el postulado de Snell:

C1 / C2 = sen α 1 / sen α 2 Donde:

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

– α1 es el ángulo de incidencia del US que incide yα2 es el ángulo del US reflejado (fig.4)

El efecto de refracción puede dificultar la cali-dad de la exploración clínica,y en función de la ecua-ción de Snell es factible que la corrección en el ángu-lo de exploración del transductor pueda reducir esteefecto.

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

El sonido experimenta una pérdida de energía yde amplitud de onda en su paso por los tejidos.Estapérdida de energía acústica libera calor, liberaciónque guarda relación con la potencia acústica (P),expresada en vatios por unidad de tiempo.


C1

C2

Tejido A

Tejido B

θ1

FIGURA 4.El fenómeno derefracción en el organismo seproduce cuando el sonido pasade una interfase (tejido A) a otra(tejido B), las cuales presentandiferente velocidad depropagación acústica.



Se denomina intensidad (I) a la distribución espacial de la energía y se expre-sa en vatios por cm2, de acuerdo con la fórmula:

I = P / Área

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

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

3. EL EFECTO DOPPLER-FIZEAU

En los apartados anteriores de este capítulo se ha expuesto cómo las ondassonoras son una forma de energía mecánica que pueden propagarse por diversos

medios.El efecto Doppler-Fizeau se define como “el diferencial de frecuencia existen-te entre la frecuencia de emisión y la de recepción en la propagación de una vibra-ción” (fig. 5 a y b).

El diferencial de frecuencia (∆F) entre la de emisión (Fe) y la de recepción (Fr)es una variable dependiente de la velocidad de transmisión del sonido en el medioy del ángulo de incidencia de los vectores de ambas frecuencias Fe y Fr.

Su aplicación a la energía acústica permite realizar estudios de velocimetría enlos fluidos arteriales y venosos, a partir de∆F:

∆F / Fe = 2 ·v ·cos α / C (1)


FIGURA 5.(a) Esquema de lageneración de ultrasonidosmediante el efecto piezoeléctr ico.

(b) La sonda está constituida pordos cristales, uno de los cualesgenera la frecuencia de emisión(f ), y el otro recepciona la dereflexión (F).

(a) (b)



Donde:

– ∆F es el diferencial entre la frecuencia de emisión (Fe) y la de recepción (Fr)– v es la velocidad del flujo sanguíneo– α es el ángulo de incidencia entre el vector de la Fe y el del eje horizontal del

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

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

∆F = 2 ·Fe ·v ·cos α / C (2)

y de la velocidad del fluido estudiado:

v = ∆F ·C / 2 ·Fe ·cos α (3)

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

Ejemplo práctico:

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

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

La correcta selección del ángulo de incidencia es fundamental para no incurriren errores. De hecho,su limitada precisión, dependiente de la persona que realiza

el estudio, es uno de los inconvenientes del Doppler de emisión continua, lo cualcontribuyó a la introducción de la tecnología basada en el Doppler de emisión dis-continua o pulsada.

El ángulo de emisión óptimo del haz emitido es aquel que varía entre 40 y 60°,cuyos cosenos se sitúan en un rango de 0,77 a 0,50. Si el ángulo es de 90° (cosenoigual a cero), no existe señal velocimétrica reflejada. Por el contrario, si el ángulode incidencia es de 0° (coseno igual a uno), el ∆F es máximo. Oscilaciones de 10°en la orientación de la sonda emisora comportan errores relativos importantes(tabla 1).


Ángulo alfa en grados

0° 10° 20° 30° 40° 50° 60° 70° 80° 90°

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

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

TABLA 1.Error relativo (%) en el cálculo de la velocidad máxima sistólica y diastólica enla curva Doppler, en función de desviaciones del 10 % sobre ángulos de incidenciaαpreestablecidos.Obsérvense las mayores magnitudes de error relativo a partir de desviacionessobre un ángulo de exploración de 60°



4. DOPPLER DIRECCIONAL DE EMISIÓN CONTINUA O DE DETECCIÓNDE FASE

Instrumentalmente consta de:

– emisor u oscilador electrónico que emite una corriente eléctrica sinusoidal defrecuencia definida, habitualmente entre 4 y 7 MHz

– sonda con dos cerámicas sintéticas de titanato de bario, que transmite y recibelos pulsos de ultrasonidos

– dispositivo de diferencia de fase,que recoge la señal emitida por el oscilador elec-trónico y establece una diferencia de 90 grados

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

De las variables derivadas del multiplicador —sumatorio y diferencial de fre-cuencias— únicamente interesa esta última a efectos prácticos. El diferencial defase de 90 grados permite identificar la diferencia de frecuencias (∆F) con signopositivo o negativo en función de que la frecuencia captada sea superior o inferiora la frecuencia de emisión.

– Comparador de fases: su función es identificar el sentido —retrógrado o ante-rógrado— sobre el que se produce el diferencial de fase entre los dos pulsos defrecuencia∆F.

– Frecuenciómetro: mide la∆F con el fin de transmitir una señal de salida pro-porcional a la frecuencia medida, que calcula en función del barrido sobre el

número de pasajes o intersecciones con la línea cero del pulso en un intervalopredeterminado de tiempo.

– Registrador en pantalla y/o gráfico,que permi-te observar las variaciones del ∆F en función deltiempo (fig.6).

Su variante bidi reccional técnicamente se dife-rencia de la descrita en que tiene capacidad de tratarsimultáneamente las señales Doppler positivas y nega-tivas,al introducir, a partir del amplificador y del fre-

cuenciómetro, un sistema que permite realizar lasuma y la diferencia de frecuencias en cuadratura.

5. DOPPLER BIDIRECCIONAL DE EMISIÓNDISCONTINUA O PULSADA

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


FIGURA 6.Gráfico descriptivode la metodología técnica delDoppler de emisión continua.(De Dauzat. Pratique de

l’Ultrasonographie Vasculaire.Vigot Edit ; 1986.)

Emisión: F0

Recepción: F0 + ∆F

Señal de Doppler: ∆F



otras estructuras vasculares que interfieren con sus propios ecos reflejados, las deri-vadas de los diferentes vectores de velocidad de flujo en una misma sección delvaso, pero fundamentalmente el desconocimiento del ángulo de incidencia y laimposibi lidad de establecer el diámetro del vaso estudiado, constituyen las prin-cipales limitaciones del método Doppler de emisión continua.

La técnica de emisión discontinua o pulsada fue introducida para obviar estosinconvenientes.

Desde el punto de vista técnico, incorpora un único cristal,que de manera alter-na actúa como emisor y receptor. Su intervalo o “puerta de exploración “ (P)está definido por la relación:

P = L ·C

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

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

FRP = C / 2d (1)

Siendo d la profundidad del vaso estudiado.La FRP es la expresión del número de veces por

unidad de tiempo (kHz/s) que un pulso ultrasónicosale del emisor, se refleja y vuelve a él, y se basa en elteorema de Shanon que establece que para conocer

la frecuencia (F) sobre una onda sinusoidal, el estu-dio o escaneo debe realizarse a una frecuencia doble—2F—. Por tanto, sólo las frecuencias iguales a lamitad de la FRP podrán ser correctamente leídas.

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

FRP = 1.500 / 2.0.15 = 5 kHz

En estas circunstancias, sólo las frecuencias Doppler iguales o inferiores a

2,5 kHz podrán ser correctamente leídas e interpretadas (fig.8).En sentido inverso, si la FRP es inferior a 2,5 kHz, la primera señal analizadaserá inferior a la línea cero o con velocidad negativa,produciéndose sobre el espec-tro de señal el efecto denominado aliasing , y que se expresa como:

C / 2d ⊇ FRP ⊇ 2 ∆F

El fenómeno dealiasing se describe más ampliamente en otro apartado de estecapítulo.


FIGURA 7.Esquema descriptivode la metodología del Doppler deemisión pulsada. La emisiónde la señal (F0) es de tipodiscontinuo e inversamente

proporcional a la profundidadde la estructura vascular objetode estudio.(De Dauzat. Pratique del’Ultrasonographie Vasculaire.Vigot Edit ; 1986.)

Emisión F0

Esta señal se emitea una frecuencia F0

Recepción: F0 + ∆F

Señal de Doppler:discontinua

Profundidad

Ancho



La aplicación de la FRP puede comportar dificultades técnicas cuando la fre-cuencia de retorno es elevada y la distancia es considerable,como ocurre sobre losvasos situados a partir de los 20 cm por debajo la piel, existiendo algunas manio-

bras para obviar este inconveniente:

– desplazar la línea cero a límites más inferiores, con lo que se suprimen las fre-cuencias negativas

– reducir la frecuencia emisora,con lo cual el ∆F disminuye

Algunos aparatos incorporan una FRP de alta frecuencia de repetición capazde leer varias veces la señal emit ida y reflejada (fig.9).

6. ANÁLISIS ESPECTRAL DE FRECUENCIAS

El principio del analizador espectral de frecuencias se basa enla interpretación de todas y cada una de las intensidades de lasfrecuencias elementales que integran la señal Doppler, median-te la aplicación de la transformación de Fourier —Fast Four ier

Transform ,FFT— que calcula la amplitud de potencia de las seña-les ecoicas definidas en función de la frecuencia.

El espectro resultante es la representación de:

– las frecuencias Doppler en el volumen de muestra

– las frecuencias máximas representadas en el límite superior delespectro– su rango,representado por la anchura de éste

A la expresión gráfica de la relación entre el cuadrado de laamplitud y la frecuencia se denomina “espectro de potencia”, y elcálculo matemático se realiza en intervalos de 10 milisegundos,presentándose las diversas intensidades del espectro en forma tri-dimensional, codificadas en escala de grises (fig.10).


FIGURA 8.El teorema deShanon establece que en unaserie de ondas sinusoidales deult rasonidos, la frecuencia (F)únicamente puede ser conocidaa part ir de un rastreo con una

una frecuencia 2F.(De Plainfossé MC.Pratique del’Echo-Doppler Coleur. Edit .Masson; 1992.)

FIGURA 9.Esquemademostrativo del principio de lafrecuencia de repetición depulso: en el diagrama de laderecha, la FRP es inferior a 2∆F,y el espectro de frecuenciaaparece distorsionado y a unnivel inferior de la línea cero. Enel de la derecha, la emisión defrecuencia es de una magnitudcuatro veces más rápida que enel supuesto anterior, y el espectrose representa de forma completay por encima de la línea cero.(De Plainfossé MC.Pratique del’Echo-Doppler Couleur. EditMasson; 1992.)

Doppler pulsado1 impulsión/s

Doppler pulsado4 impulsiones/s

Alta frecuenciade repetición

0 , 5

s e g u n d o s

cm

cm

0

2

4

6

8

Línea cero



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

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

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

7. ULTRASONOGRAFÍA EN MODO A, B Y M

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


FIGURA 10.Representacióntridimensional del análisisespectral de frecuencias, según latransformación de Fourier: enabcisas (t) se representa lavariable tiempo; en ordenadas

(y) la frecuencia y en altura (z)la intensidad.(De Plainfossé MC.Pratique del’Echo-Doppler Couleur. EditMasson; 1992.)

FIGURA 11.(a) Curvavelocimétrica espectralcorrespondiente a un segmentoarterial de baja resistencia distaly sin alteracioneshemodinámicas. (b) La ventanaespectral o zona libre de

frecuencias es indicativa de laausencia de flujo turbulento, y secalcula a partir de la frecuenciamáxima (FM) y la frecuenciamedia (Fm):Espectro de ventana = FM - Fm /FM · 100.

Frecuencia (−)

Frecuencia (+)

Intensidad

Tiempo

z y

T

(a) (b)



En el modo A,el US reflejado es representado en forma de deflexión vertical sobrela línea basal de un osciloscopio y constituye la primera y más sencilla técnica derepresentación gráfica de los ultrasonidos que inciden y se reflejan de los cuerpos.

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

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

La representación de la imagen es proporcional a la intensidad de los pulsos deecos de retorno, que son función de la impedancia acústica entre las diferentesinterfases por donde discurren.

El segmento horizontal de éste se calibra previamente con la finalidad de cal-cular la distancia entre el transductor y la interfase reflectante. La energía del USestá representada por la altura de la deflexión vertical. Sólo representa la intensi-

dad y la posición de la estructura estudiada.El modo M representa las variaciones de amplitud en función del tiempo. Esteregistro se consigue mediante la ubicación de múlt iples reflectores móviles, y lainterpretación de los ecos recibidos se basa en la evaluación de los patrones demovilidad de reflectores específicos y en la determinación de las relaciones ana-tómicas, con referencia a los patrones de movimiento característicos. Es de utili-dad en estructuras que experimentan rápidas modificaciones de posición en fun-ción del tiempo, como las válvulas cardíacas.

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

En consecuencia,la distancia a la que se produce cada pulso de eco correspondeal t rayecto recorr ido sobre el eje de coordenadas, mientras que su intensidad setraduce en un “nivel de bri llo”.

La imagen se obtiene en t iempo real o escala de grises, y las variaciones regis-tradas ya sea en intensidad o brillo están en función de la diferencia de amplitudde las señales reflejadas.

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

el fondo de la pantalla.La mayoría de los aparatos utilizan memorias digitales de 512×640pixels ,porlo que es factible una escala de grises de 28 a 256 matices por pixel .

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

Los transductores que se utilizan para la obtención de la imagen en tiempo realse clasifican en función del método utilizado para generar y dirigir la señal, son detipo mecánico o eléctrico y su descripción se realiza en otro apartado de este capí-tulo.




8. DÚPLEX

Se denomina Dúplex a la asociación de las modalidades del Doppler bidirec-cional pulsado y la ecografía en modo B.La visualización en pantalla de la estruc-tura del vaso permite ajustar la profundidad, la “puerta” y su longitud, con lo cual

la FRP se ajustará de manera automática.La frecuencia Doppler se actualiza cada 8 imágenes.El Dúplex puede utilizar diferentes tipos de transductores (fig.12).Los de tipo rotatorio tienen tres captores, con una sonda Doppler auxiliar

que puede angularse en función de la señal que desee registrarse.

9. REPRESENTACIÓN CROMÁTICA DE FLUJOS

El modo B descrito proporciona información de la estructura parietal y de susposibles alteraciones, pero no sobre el flujo en el interior del vaso ya que estetipo de resolución ecográfica, de tipo especular, no tiene capacidad para registrarel rango de frecuencia rápida y débil de los hematíes.

Mediante una adaptación sobre el ángulo de incidencia del haz de ultrasoni-dos emitido,diferente para la captación de ambas señales,es posible conseguir unaimagen ecotomográfica en modo B y una señal Doppler en tiempo real (fig.13 ay b).

Esta última se codifica mediante un rango cromático, cuya saturación está enfunción directa de la velocidad relativa de la velocidad del flujo, y oscila del color

rojo al azul, de manera que el flujo que se acerca al transductor es codificado enrojo y el que se aleja en azul. Las turbulencias de flujo se muestran en gamas cro-máticas intermedias, que van del verde al amarillo brillante.

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

Además, si la velocidad es excesiva en función de la FRP utilizada,se produci-rá el fenómeno dealiasing .


FIGURA 12.Diferentes tipos detransductores utilizados en latecnología Dúplex. (a) Sondarotatoria integrada por t rescaptores. (b) Sonda rotatoria con

tres captores más una cuarta quepuede ser angulada en funciónde la señal. (c) Captores en l ínea.(De Plainfossé MC.Pratique del’Echo-Doppler Couleur. EditMasson; 1992.)

Imagen+

DopplerImagen

Doppler

Imagen+

Doppler

DD

VM VMVM

(a) (b) (c)



La ventaja fundamental de este método sobre el Dúplex es su complemento enla identificación de estructuras vasculares situadas en profundidad.No obstante,existen limitaciones para el estudio de flujos que generan frecuencias elevadas apartir de cierta distancia (d) del transductor, en función de la ecuación:

d ·∆F = C 2 / 8 ·Fe

Una opción para incrementar la distancia d es disminuir la frecuencia de emi-sión Fe.

La representación cromática del flujo tiene una serie de limitaciones que afec-

tan su sensibilidad.A las mencionadas del fenómeno dealiasing y de los ecos deri-vados de la pared arterial en el espectro Doppler, cabe añadir la propia defini-ción de la imagen color en tiempo real.

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

C = L ·T ·I

Así, si tenemos una serie simultánea de 20 pulsos, de una intensidad 10 y eltiempo de cada línea es de 200 microsegundos,cada imagen utilizará 40 milise-gundos, y por tanto se obtendrán 25 imágenes por segundo.

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

Por tanto, y con la finalidad de mejorar la sensibilidad,debe reducirse la sec-ción y la profundidad de la imagen, con lo que se consigue disminui r la FRP eincrementar el número de pulsos de ultrasonidos.


FIGURA 13.(a) En la

representación cromática deflujos,el mismo transductorutiliza la resolución especular(90°) para la representación de laimagen del vaso, y un ánguloinferior para la del flujo. (b) Elflujo cuyas frecuencias seaproximan al t ransductor,representado en color rojo.

Sonda

Amplitud dela señal en lostejidos sólidos

• Fase• Frecuencia

(en los vasos)

(a)(b)



10. POWER DOPPLER

En el Power Doppler —tambiéndenominado angioDoppler—, y enrelación con la representación cromá-

tica descri ta, la imagen en color no serealiza a partir del cambio de frecuen-cia de la señal Doppler, sino en funciónde su potencia integrada.

El color es homogéneo,no se modi-fica por la velocidad o dirección del flujo, y no interfiere con la imagen de lapared arterial. Con ello se consigue unaumento del rango dinámico y por tan-to una mayor sensibilidad en la detec-

ción del flujo, pero no en su dirección.(fig. 14).Respecto a la representación cro-

mática, no existe el fenómeno dealiasing y la dependencia con respecto al ángu-lo del transductor es mucho menor.

11. LASSER DOPPLER

La energía que utiliza la sonda de exploración en el Lasser Doppler no es el soni-do sino un haz de energía óptica generado por una fuente láser de helio-neón diri-

gida mediante una fibra óptica que actúa a modo de transductor.Su denominación se debe a que se basa en el mismo principio de reflexión de

las frecuencias de energía que el método Doppler.El haz de luz incide sobre las estructuras vasculares subcutáneas,y la onda refle-

jada sobre los hematíes es registrada por el transductor.Sus valores se expresan en unidades arbitrarias (UA).La morfología de las curvas velocimétricas es semejante a la que se obtiene

mediante el método basado en ultrasonidos,pero dada la frecuencia de la señalláser, el método sólo es apto para el estudio de la circulación de las arteriolas sub-cutáneas,aplicándose al estudio de los síndromes funcionales de las extremidades.

El volumen puede ser medido en función de las características de los tejidos.Los parámetros a valorar en la extremidad inferior son el flujo en reposo (FR),el flujo en bipedestación (FS) y la respuesta venoarteriolar (VAR):

VAR = FR - FS / FR ·100

La VAR corresponde al incremento en la resistencia precapilar en el pie al pasarde la posición de decúbito a bipedestación. En circunstancias normales se pro-duce una disminución en la frecuencia de flujo (fig.15 a y b).


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



12. DOPPLER IMAGINE

Fue el primer intento de conseguir una imagen de la estructura vascular a par-ti r de la señal Doppler. El aparato incorporaba un transductor de emisión conti-nua en el extremo de un brazo móvil y desplazable de manera tridimensional, quetransmitía su movimiento a un potenciómetro. El barrido mediante desplaza-mientos cortos y zigzagueantes en la misma dirección sobre el vaso se registra-ban sobre la pantalla de la misma forma en que se obtiene la imagen de una mone-da sobre un papel por desplazamiento de un lápiz. Simultáneamente, podríaregistrarse el análisis espectral de la curva (fig.16 a y b).

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


FIGURA 15.Trazados de Lasser

Doppler en la extremidadinferior. Obsérvense lasvariaciones de las curvas de flujoal pasar de una situación dereposo (FR) a bipedestación (FS).(De Allegra C.AngioMaresme;2001.)

FIGURA 16.(a) Esquema de la

tecnología del Doppler Imagine.(b) Imagen obtenida por elbarrido de la sonda Doppler deemisión continua sobre labifurcación carotídea, y registrode sus frecuencias máximassistólicas y diastólicas.

(a)

(b)

Brazo

Dopplerpulsado

Transductor

Salida audio

Salida de alcance

Unidadde control

Posicionador Discriminadorde frecuencia

Osciloscopiode almacenaje

X X

Y

Y Z



13. ELEMENTOS BÁSICOS DE LOS APARATOS DE ESTUDIO MEDIANTEULTRASONIDOS

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

– transmisor– transductor– receptor– procesador

El transmisor genera y controla la cantidad de pulsaciones emitidas mediantela frecuencia de repetición de pulso (FRP), aspecto que es fundamental en la deter-minación de la profundidad de campo en las modalidades de Doppler pulsado yDúplex. En este último, a modo de ejemplo, se utili zan FRP de 1 a 10kHz,quecomportan intervalos entre 0,1 y 1 milisegundo entre dos emisiones. Una FRP

de 5 kHz indica que un US recorre una distancia de 15,5 cm en sentido directo einverso previamente a la emisión de un segunda emisión o impulso.El transductor transforma la energía eléctrica en energía mecánica en el proce-

so de emisión del US, y a la inversa en el de recepción.Esta transformación se realiza en virtud del denominado efecto piezoeléctrico ,

descri to por P. Curie en 1880.Los materiales piezoeléctr icos tienen la propiedadde modificar su estructura cuando son estimulados por un campo eléctrico, y degenerar potenciales eléctricos cuando ésta es modificada por una energía física.Mediante corrientes alternas de alta frecuencia, la estructura molecular del cris-tal de cuarzo es estimulada,emitiendo ondas acústicas en una frecuencia de milimpulsos por segundo. En los intervalos entre la emisión de un pulso de onda y

el siguiente, el cristal recibe los ecos de retorno, que convierte en potencial eléc-trico.

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

El pulso de retorno —energía mecánica— es transformado en impulso eléc-trico —energía eléctr ica— que se traslada mediante un sistema de amplificacióna una pantalla de rayos catódicos.

Los materiales piezoeléctricos inicialmente utilizados fueron cristales de cuar-

zo,y en la actualidad cristales sintéticos, como el t itanato de bario.Los cambios de polaridad en el voltaje de la energía eléctrica aplicada com-portan modificaciones morfológicas en el cristal en forma de contracción, dila-tación o deformación.

Las presiones de signo positivo producen un efecto de polarización eléctricaque discurre de un extremo a otro del cristal en la fase de emisión, y la presiónnegativa producida por la refracción por la onda acústica se traduce en una pola-rización de signo opuesto en la de recepción.

Estos cambios eléctricos de polarización y voltaje son la base del efecto Doppler.




La frecuencia de los US que genera un cristal piezoeléctrico cuando es estimu-lado por energía eléctrica es una variable dependiente del propio material.

Al rango de frecuencias que tiene capacidad de producir un transductor sedenominaampli tud de banda , y cuanto más corto sea el impulso de US que envía,mayor será esta amplitud.

Su longitud de onda depende del número de cambios alternantes del voltajeaplicado.Así, cuando la onda es de tipo continuo —modalidad Doppler de emi-sión continua—, la corriente aplicada es de tipo alternante constante, y esta pola-ridad alternante es la responsable de la onda de US de tipo continuo.

En sentido inverso,en los transductores que generan imagen, el cambio de vol-taje es único y corto, lo que hace que varíe su frecuencia preferencial. Por tanto,para la consecución de imagen —modo M— deben seleccionarse longitudes deonda cortas.

Existen diversos tipos de transductores en función del método de generacióny forma de dirección de los US.

En los de tipo mecánico , la dirección del eje del haz de US se consigue median-te un proceso de rotación o de oscilación mecánica del transductor. Pueden estarconfeccionados a partir de uno o más cristales en disposición lineal y de focofi jo,o en disposición anular y enfoque electrónico.

Habitualmente se utilizan transductores compuestos de múltiples elementos,dotados cada uno de sus propios electrodos, y en disposición lineal, curva, en faseo anular.

Los dedisposición lineal se activan mediante la pulsación secuencial de sus ele-mentos, de tal manera que se generan US de curso paralelo. Según la densidadde éstos y la secuencia con la que son estimulados,pueden lograrse distancias foca-les a diferentes profundidades. Son los utilizados habitualmente para el estudio de

estructuras vasculares.El transductor dedisposición curva corresponde a la configuración en ángulo

convexo del de disposición lineal y permite obtener una imagen que conjuga uncampo de visión amplio en superficie y su representación sectorial. Se utiliza enestudios de estructuras abdominales.

En los de disposición en fase , la imagen es de tipo sectorial, pero el control dela FRP hace que el US pueda ser transmitido en diferentes direcciones y profun-didades.

La selección de un tipo u otro de transductor dependerá del tipo de estudio,pero como criterio general y prioritario, debe seleccionarse aquel que aporte la

frecuencia más elevada que permita penetrar hasta el nivel de profundidad quedebe explorarse.Se utilizan frecuencias de 7 a 10 MHz para estructuras que se localizan a una

distancia de la piel de entre 1 y 3 centímetros; de 4 a 6 MHz para distancias de 4a 12 centímetros, y de 2 a 3 MHz para aquéllas superiores a 12 centímetros.

El receptor es la parte del sistema que detecta y amplifica los voltajes generadospor la energía mecánica del US reflejado sobre el cristal piezoeléctr ico,a la vez quecompensa los diferenciales que ocasiona el fenómeno de la atenuación, mediantela denominada compensación del tiempo de ganancia (CTG).




El fenómeno de atenuación, que como ya se ha descrito es proporcional a lafrecuencia y constante para un mismo tipo de tejido, comporta que los US reflejados de los tejidos situados en una mayor profundidad tengan una señal de recep-ción más débil que los procedentes de tejidos superficiales. Mediante la CGT, elreceptor amplifica de forma selectiva las señales más profundas o reduce las más

superficiales, con lo cual se consigue una apariencia uni forme.El receptor además comprime el amplio rango de amplitudes de onda que recep-

ciona el transductor.La relación entre las amplitudes más altas y las más bajas, expresada en deci-

belios, recibe el nombre derango dinámic o,y en los sistemas utilizados en Medicinase sitúa en 120 decibelios. La limitación en la escala de grises del Doppler espec-tral se sitúa entre los 35 y los 40 dB.

El procesador finalmente representa la imagen de amplitud o de bri llo, segúnsea en modo A, B o M.

Se denomina resolución espacial de la imagen a la capacidad del sistema para

diferenciar dos estructuras situadas a corta distancia,y puede ser de tipo axial, late-ral o de elevación.En el eco pulsado, cada impulso que transmite el t ransductor se traduce por

tres ciclos,y la longitud de cada impulso es el resultado de la longitud de onda porsu número de ciclos.

En la resolución axial, el máximo nivel de resolución está representado poresta longitud, y en función de que la frecuencia y la longitud de onda del haz deultrasonidos es inversamente proporcional, la longitud del impulso se reduce alincrementar la frecuencia,y por ello a frecuencias más elevadas se consiguen mejo-res resoluciones de la imagen.

La resolución lateral indica que el máximo nivel de resolución se sitúa en el pla-

no perpendicular al haz de ultrasonidos y paralelo al transductor, y la de elevacióno azimut hace referencia al grosor de la sección de corte en el plano perpendicu-lar al haz y al transductor.

En un aspecto práctico, cuando la resolución de elevación es excesiva,se dis-minuye la capacidad del sistema para la detección y valoración morfológica deestructuras reducidas, como una placa de ateroma, y en este sentido la resolu-ción axial es la más favorable.

La resolución lateral puede modificarse de forma electrónica, modificando lasección o ancho de la muestra en la profundidad de la estructura estudiada,mien-tras que la resolución de elevación es una propiedad inmodificable de cada trans-

ductor.

14. PERFILES VELOCIMÉTRICOS

El perfi l de la curva velocimétrica Doppler corresponde a la resultante de todasy cada una de las frecuencias de las líneas de flujo en el punto del vaso explorado.

Como se ha expuesto en el capítulo I, el comportamiento del flujo arterial esvariable en su perfil a lo largo del ciclo cardíaco,en función de diversos principios




hemodinámicos, siendo el más determinante la resistencia distal al punto exami-nado.En la figura 17 puede observarse el perfil arterial que corresponde a un flujo

laminar a lo largo de un ciclo cardíaco y su representación en la curva Doppler.Cada fase del perfil de flujo tiene su expresión velocimétrica y direccional en la

curva, y como se ha mencionado,este perfil es variable en función de las resis-tencias distales, afectando básicamente al componente diastólico o flujo retrógra-do máximo.

Los parámetros que se valoran sobre la curva Doppler bidireccional son:

– velocidad máxima sistólica (A). Es la distancia entre la línea cero y el pico de

máxima velocidad– velocidad máxima diastólica (D). Es la distancia entre la línea cero y el punto de

velocidad mínimo del componente diastólico– onda de reflujo (E). Es la incisura previa al componente diastólico

Como puede observarse estos componentes guardansimilitud con los correspondientes a la curva de presión.

Adicionalmente,en una curva velocimétrica Dopplerpueden diferenciarse dos componentes: el de aceleraciónmáxima (CAM) y el de desaceleración máxima (CD),que

se definen como (fig.18):

CAM = Pico máximo de frecuencia / intervalo deascenso de pulso.

CD = Pico máximo de frecuencia / intervalo de des-censo de pulso.

Los diferentes valores de estos parámetros en situa-ción de normalidad se referencian en la tabla 2.


FIGURA 17.Perfil de velocidad

del flujo laminar durante lasfases de un ciclo cardíaco: lacurva Doppler bidireccional es laresultante de las frecuenciasgeneradas en cada una de ellas,en función del perfil develocidad en éstas.

FIGURA 18.Cálculo de lasvariables de aceleración ydesaceleración en una curvavelocimétr ica Doppler.



15. CÁLCULO DEL VOLUMEN DE FLUJO

El volumen de flujo (Q) arterial guarda relación directa con la velocidad (v) yel área del vaso (π · r2):

Q = v ·π ·r 2 (1)

Si tenemos en cuenta que la velocidad puede expresarse como:

v = ∆F ·C / 2 Fe ·cos α (2)

Sustituyendo v en la ecuación (1) por su valor en la ecuación (2):

Q = ∆F ·C ·π ·r 2 / 2 Fe ·cos α (3)

Siendo C una constante, y estableciendo también como tales un ángulo de

60° —cuyo coseno es 0,5— y una frecuencia de emisión (Fe) de 5 MHz,el volu-men de flujo Q será:

Q = 1,8 ·π ·r 2 ·∆F (cc / min) (4)

16. EFECTO DE LA RESISTENCIA SOBRE EL PERFIL DE LAS CURVASDOPPLER

Como ya se ha indicado, la resistencia distal al punto de registro constituye uno

de los principales factores con capacidad de modifi car la curva velocimétricaDoppler, y fundamentalmente, su componente de velocidad máxima diastólica.En situación de normalidad,en las arterias de las extremidades —destino peri-

férico— el perfil de la curva se caracteriza por presentar un módulo de resisten-cia elevado, y por el contrario, en las arterias de las vísceras —destino parenqui-matoso—, este módulo es bajo o inexistente.En el primero, la curva que correspondea la velocidad máxima diastólica es de magnitud importante y de signo negativorespecto a la velocidad máxima sistólica,mientras que en el segundo, todo el com-plejo de la curva es positivo y discurre a un nivel superior a la línea cero.


Velocidad máxima Velocidad máxima Velocidad Aceleración Desaceleraciónsistólica diastólica media máxima máxima

Arteria femoral común 40,7 ± 10,9 6,5 ± 3,6 9,8 ± 5,3 353 ±113,1 250 ± 60

Sector fémoro-poplíteo 29,3 ± 5,9 10,2 ± 2,9 4,4 ± 2,3 263,1 ± 93 186,3 ± 47Arteria tibial posterior 16 ± 10 2 ± 2,3 4 ± 3,5 145 ± 73,7 129,8 ± 75,7

TABLA 2.Valores promedio normales de velocidad máxima sistólica y diastólica, y de aceleración y desaceleración máxima elos sectores arteriales de la extremidad inferior (cm/s)



Sobre este modelo,y en función del grado de equilibrio entre la presión media(P) y la resistencia (R), se han propuesto siete modelos-tipo de comportamientopara expresar la influencia que sobre el trazado velocimétrico tiene un progresivoincremento de la resistencia distal al punto de exploración ( fig.19).

Como puede observarse, incrementos paulatinos del módulo de resistencia(R1 a R7), con referencia a la presión (P), comportan la reducción del componentede velocidad máxima (A) en la curva velocimétrica y el incremento de la veloci-dad máxima diastólica (D).

17. EFECTOS DE UNA ESTENOSIS SOBRE LA CURVA DOPPLER

Los trazados velocimétricos tienen capacidad para detectar la existencia de unaestenosis arterial, mediante la valoración de signos directos e indirectos.

SIGNOS DIRECTOS

La aceleración que se produce en el segmento central de la estenosis provoca laexistencia de múltiples vectores de velocidades aleatorias tanto en dirección comoen amplitud, derivadas de la modificación del f lujo laminar.

En el análisis espectral, estas alteraciones se ponen de manifiesto por la obser-

vación de:

– altas frecuencias de energía débil (baja brillantez)– enlentecimiento de la velocidad del f lujo en el sector proximal a la estenosis– bajas frecuencias de alta energía —elevada brillantez— en su sector distal.

Conforme la estenosis es más cerrada,el espectro tiende progresivamente a dis-currir cercano a la línea cero, y por tanto se observa:• aparición de frecuencias negativas en el espectro en el sector postestenótico,

que son función de los vectores de líneas de flujo en sentido contrario, gene-


FIGURA 19.Relación entre lamorfología de la curva Dopplery la resistencia distal al punto deexploración. A una presiónmedia constante,sucesivosincrementos en la resistencia

distal comportan paulatinosdescensos en la velocidadmáxima y la generación de flujodiastólico negativo.(De Franchesi C. DiagnósticoVascular por ultrasonografíaDoppler.Edit . Masson; 1982.)



radas por la turbulencia de flujo(fig. 20)

Como se ha mencionado en el capí-tulo I, el fenómeno de turbulencia se

genera a partir de un nivel de “nReynolds”, que está en función directadel incremento del diámetro del vaso.Por este motivo,las turbulencias no apa-recen en la zona de máxima estenosis,donde el diámetro se halla reducido,pero sí en la zona postestenótica. Ade-más, la sangre,por su condición de líqui-do no newtoniano, disminuye su vis-cosidad cuando el gradiente transversal

de velocidad aumenta. A nivel de unaestenosis,este gradiente aumenta,ya que sobre un diámetro reducido el vector develocidad se acelera en el eje de la corriente de flujo, pero es prácticamente nuloen las capas en contacto con la pared. Este hecho favorece adicionalmente la apa-rición del fenómeno de turbulencia.

SIGNOS INDIRECTOS

Su magnitud guarda relación con la gravedad de la estenosis.

– En el sector proximal a la estenosis, ésta se comporta como una resistencia adi-

cional. En consecuencia, tanto el índice de resistencia como de pulsatibilidadse incrementan. (Véanse apartados 18 y 22 de este capítulo I.)

– Distalmente, dicha resistencia crea una disminución en el gradiente de pre-sión, que fisiológicamente tiende a compensarse mediante un efecto de hipere-mia. Por tanto,ambos índices disminuyen con respecto al sector proximal.

– Sobre la curva velocimétrica, la estenosis ejerce un efecto de modulación sobreel trazado de velocidades en el sector distal a ella, de manera que tienden a eli-minarse los componentes rápidos, lo que otorga al espectro un aspecto mono-fásico y de amplitud débil.

18. EFECTOS DE UNA OCLUSIÓN

Igualmente puede valorarse en el trazado velocimétrico Doppler por signosdirectos e indirectos.

SIGNOS DIRECTOS

– Ausencia total de espectro en la zona ocluida.


FIGURA 20.Repercusión de unaestenosis arterial sobre la curvaDoppler espectral, en un sectorcon bajas resistencias periféricas.En el segmento representado conla letra A (preestenótico), y enel que el flujo es laminar,la zonade ventana aparece libre defrecuencias. En el B (zona centralde la estenosis) el flujo mantienesu perfil laminar, peroincrementa su velocidad en

función de la reducción del radiode la arteria.La curva es portanto morfológicamente igual ala del sector preestenótico,perotodas las frecuencias estánelevadas. En el sector C(postestenótico inmediato), elflujo turbulento genera multi tudde rangos de frecuencias,positivas y negativas y demagnitud distinta, que ocupantodo el espectro, y por tanto, lazona de ventana desaparece.Finalmente, en el sector D,

alejado de la zona estenót ica, serecuperan las variables iniciales.



SIGNOS INDIRECTOS

– En el sector proximal, incremento de los índices de resistencia y pulsatibil idad,que se acompañan de una reducción del componente diastólico de la curva.

– El sector distal, el comportamiento de ambos es función de la existencia de

una circulación colateral más o menos desarrol lada.

19. ÍNDICE DE RESISTENCIA

Descrito por Planiol, tiene uti lidad en el estudio del flujo cerebral, a parti r dela valoración de la resistencia en la arteria carótida común.

El índice de resistencia (IR) se define como la relación entre el diferencial de lavelocidad máxima sistólica (A) y mínima diastólica (D) y la velocidad máxima sis-tólica (A) (fig. 21):

IR = A - D / A

Los valores normales de referencia se si-túan entre 0,55 y 0,75.

Cuando la resistencia distal a la arteriacarótida común es baja, el débito diastól icoaumenta,e incrementos progresivos de aqué-lla comportan en una primera fase la reduc-ción del flujo diastólico, y posteriormente suralentización cada vez más acusada.

El IR adolece de algunos errores derivadosde la influencia que por un lado tiene una par-te del f lujo arterial que pasa, tanto en cir-cunstancias de normalidad como en aque-llas que existe una lesión importante en laarteria carótida interna, a través de la arteriacarótida externa,y por otro,del nivel de la pre-sión diastólica sistémica.

20. ÍNDICE DE DISTENSIBILIDAD CAROTÍDEAEl índice de distensibilidad carotídea (IDC) es la relación entre el aumento de

la velocidad sistólica (A - D) y el diferencial de la presión sistólica y diastólicahumeral (Ps - Pd):

IDC = A - D / Ps - Pd


FIGURA 21. Índice deresistencia (Pourcelot).

Frecuencia

Tiempo

D

A



En sus valores normales de referencia debe considerarse la variable de la edad,y como cri terio general se establecen por encima de 10, si bien se aceptan comono patológicos valores inferiores a partir de los 70 años.

Como el IR, presenta impor tantes limitaciones, siendo la más valorable lainfluencia de la hipertensión arterial.

21. ÍNDICE DE PRESIÓN PERFUSIÓN

El índice de presión perfusión (IPP) establece la relación entre la presión dias-tólica humeral (PdH) y la velocidad diastólica en la arteria carótida común (D):

IPP = PdH / D + 1

Como el IDC,sus valores normales varían con la edad,considerándose normal

un IPP inferior a 8 a partir de los 60 años.

22. ÍNDICE DE RENDIMIENTO CAROTÍDEO

El índice de rendimiento carotídeo (IRC) relaciona las velocidades diastólicasen la arteria carótida interna (Dci) y en la arteria carótida común (Dcc):

IRC = Dci / Dcc

Sus valores normales se sitúan entre 1 y 1,5.En estenosis moderadas de la arte-

ria carótida interna,se eleva por encima de 2 y en las graves, por encima de 3.

23. ÍNDICE DE PULSATIBILIDAD

El índice de pulsatibilidad (IP), definido por Gosling y Woodcock, es la rela-ción entre la suma de las velocidades máxima sistólica (VMS) y máxima diastó-lica (VMD) y la velocidad media (VM) (fig. 22).

Su cálculo matemático es complejo ya que uti lizael análisis armónico de Fourier, pero aceptando que

la VM es estable durante el intervalo de tiempo enque se registra la curva,puede expresarse mediante:

IP = VMS + VMD / VM

A diferencia de los índices expuestos anterior-mente,que tienen su utilidad en una circulación cere-bral de bajas resistencias periféricas,el IP tiene su apli-cación en el estudio hemodinámico de sectores


FIGURA 22. Índice depulsatibilidad (Gosling yWoodcock) calculado en unsegmento arterial de resistenciaelevada.

Velocidad medip/p



arteriales con una elevada resistencia periférica, como es el eje ílio-fémoro-poplí-teo tibial.

Sus valores lógicamente se incrementan cuanto más elevada es la resistencia alpaso del flujo arterial, y por tanto, cuanto más se eleva la velocidad diastólica dela curva velocimétr ica (fig. 23).

En situación basal, los valores del IP en la arteria femoral común varían entre6 y 9 y en las arterias tibiales a nivel maleolar entre 11 y 17.

Dada esta variabilidad,el IP tiene valor diagnóstico cuando sus valores se com-paran entre sí en situación basal y postesfuerzo.Como se ha descrito en el capítu-lo I, el ejercicio muscular comporta modifi caciones en el grado de las resisten-cias distales al punto de exploración, y por tanto en las curvas velocimétricas. Encircunstancias de normalidad,es esperable un incremento del IP postesfuerzo con

respecto al basal, ya que si bien el componente de la velocidad máxima diastólicapuede permanecer inalterado o disminuir, el de la velocidad máxima sistóli caaumenta siempre.

24. DAMPING FACTOR

El Damping Factor (DF) de un sector arterial se define como la relación entreel IP proximal (IPa) y el distal (IPb) de éste:

DF = IPa / IPb

Habitualmente, los puntos comparados son la arteria femoral común y la arte-ria tibial con mayor IP.

Se ha propuesto una clasificación de las diversas situaciones hemodinámicasque pueden darse en función del comportamiento del IP y del DF en las extre-midades (fig.24 a, b y c).


FIGURA 23.El índice depulsatibilidad es de mayormagnitud en las arterias conresistencias distales elevadas queen aquellas en que éstas sonbajas, a expensas de la magnituddel componente diastólico.

P e a

k t o p e a

k

P e a

k t o p e a

k

IPp/p = 5,3 IPp/p = 2,9

v0

0

v0

0




FIGURA 24.Representaciónesquemática del índice depulsatibilidad,Damping Factor yTiempo de tránsito en funciónde diversas situacioneshemodinámicas. (a) Cambios

parietales moderados.(b) Estenosis moderadas asuboclusivas. (c) Obstruccióncon circulación colateral dedesarrollo variable.(De Fitzgerald DE. Methods inAngiology.Verstraete M, editor.Martinus Nijhoff edit; 1980.)

Grupo

1A

1B

1C

2A

2B

2C

3A

3B

3C

3D

IP1 IP2 DF TT BP

N N < 1,0 N N

N ӍN < 1,0 N N

ӍN ӍN < 1,0 < N ӍN

N N 1,5 N N

< N < N < 1,5 N N

N < N > 1,5Ӎ

N N

ӍN < N < 1,5 > N < N

ӍN < N > 1,5 >N < N

ӍN < N < 1,5 > 70 < N

ӍN < N > 1,5 > 70 < N

(a)

(b)

(c)

< 70

< 70



25. ÍNDICES TENSIONALES

El índice tensional (IT) se define como la relación entre la presión sistólica enun punto de la extremidad inferior (PSI) y en la arteria humeral (PSH).

En la extremidad inferior existen cuatro puntos de referencia para tomar el IT,

siendo el más utilizado por su valor clínico el índice tibial/humeral o índice tobi-llo/brazo de Yao:

IT = PST / PSH

En circunstancias de normalidad, este índice es ligeramente superior a la uni-dad —de 1,0 a 1,2—. Valores superiores pueden estar mediatizados por calcifica-ciones arteriales,y descensos progresivos en su valor se han correlacionado con losdiversos estadios clínicos en la isquemia crónica y con el pronóstico de viabili-dad de la revascularización en sectores infrapoplíteos y el nivel de amputación

distal.

26. CURVAS DOPPLER DE FLUJO VENOSO

La morfología de las curvas velocimétricas del flujo venoso son de tipo conti-nuo, monofásico y de baja frecuencia. Las variaciones de velocidad y por tantode frecuencia están condicionadas por la dinámica respiratoria, por la presiónintraabdominal, por la proximidad al corazón y por la postura.

En la fase respiratoria de inspiración, y en función de la presión positiva quese genera en la cavidad torácica, el flujo se desacelera y por tanto el espectro pre-

senta un rango de frecuencia bajo y una señal débil.En la fase espirator ia,y al inver-tirse la presión endotorácica, el flujo experimenta una aceleración quese traduce en un incremento de fre-cuencias y de la potencia de señal(fig. 25).

No obstante, si la exploración serealiza en bipedestación, la señal deflujo puede desaparecer en el inter-valo de inspiración.

En segmentos venosos cercanosal corazón, como las venas yugulareso en sectores donde la vena tiene unaestrecha relación anatómica con laarteria y ésta presenta una onda depulso expansiva, la morfología de lacurva presenta una cadencia sincró-nica con el pulso arterial (fig. 26).


FIGURA 25.Curva Dopplerespectral correspondiente a un

flujo venoso basal.



27. ESTUDIO DEL REFLUJO VENOSO

De manera espontánea o con la realización demaniobras específicas, puede ponerse de mani-fi esto la existencia de reflujo, que en la curva

Doppler se objetiva por la aparición de una cur-va de velocidad inversa.

En condiciones de normalidad hemodinámi-ca,existe un cierto grado de reflujo aceptado comofisiológico,derivado del cierre no inmediato delas válvulas venosas. El lími te entre este reflujofisiológico y el patológico es una cuestión con-trovertida que se expone extensamente en el capí-tulo de exploración hemodinámica de la patología venosa.

Para valorar el reflujo venoso,se han propuesto dos variables: la velocidad máxi-

ma de las curvas de flujo y reflujo (VM f y VM r),y el intervalo de tiempo de ambas(T), a partir de las cuales se han propuesto una serie de índices.

ÍNDICE DE PSATHAKIS

Propuesto por este autor para el estudio del reflujo venoso en la vena poplítea,lo define en función de las variables de frecuencia y tiempo:

IRV = Ir ·Tr / If ·Tf

Donde, If e Ir son las frecuencias de velocidad máxima de las fases de flujo y

reflujo respectivamente, y Tr y Tf sus intervalos de duración.Se consideran valores de reflujo venoso patológicos los superiores a 0,4 (fig.27

a y b).


FIGURA 26.En segmentosvenosos próximos a la aurículaderecha, contiguos a arteriashiperpulsátiles o en situacionespatológicas sistémicas, la curvade flujo venoso puede presentaruna morfología sincrónica con lacurva de pulso arterial.

FIGURA 27. Índice de reflujovenoso de Psathakis.

IF

DR

TR

TF



TIEMPO DE CIERRE VALVULAR (VAN BEMMELEN, 1989)

Valora la duración del intervalo de tiempo del reflujo.El transductor se coloca sobre el segmento venoso que se quiere estudiar y el

reflujo es provocado colocando un manguito de 20 cm de ancho, emplazado 5 cm

distal a éste.El manguito se insufla a una presión de 80 mmHg si se trata de la venafemoral y de 100 mmHg si es la vena poplítea en un intervalo de 3 segundos, ycuando la señal de flujo se estabiliza, se vacía rápidamente.

La aparición de una curva de reflujo con un intervalo deduración superior a 0,4 segundos es indicativa de reflujo pato-lógico (fig. 28).

ÍNDICE DE REFLUJO DINÁMICO (FONTCUBERTA, 2002)

Propone la valoración del reflujo venoso en la vena poplí -

tea mediante el denominado índice de reflujo dinámico (IRD),a partir de las variables de la velocidad máxima de reflujo diná-mica (VRD),de la velocidad máxima de aflujo dinámica (VD)y del intervalo de duración del reflujo dinámico (TRD) y delaflujo dinámico (TD):

IRD = VRD ·TRD / VD ·TD

Un IRD igual o superior a 0,35 es considerado indicativode reflujo patológico.

28. CAUSAS MÁS FRECUENTES DE ERRORES DE INTERPRETACIÓNEN EL ESTUDIO POR ULTRASONOGRAFÍA

La fiabilidad de los estudios basados en las técnicas expuestas guardan una rela-ción que es determinante con la experiencia de la persona que los realiza. Porello se sitúan en un grado elevado de “explorador-dependencia”.

Fiabilidad que depende fundamentalmente de la capacidad de ésta en identi-ficar los posibles artefactos y errores en la interpretación, y de su experiencia parasuperar los inconvenientes de situaciones anatómicas o hemodinámicas complejas.

Desde un punto de vista tecnológico, los errores más comunes se producenen la interpretación de la imagen (modo B) y del espectro de las curvas de flujo.

A) ARTEFACTOS DEBIDOS AL EFECTO DE REVERBERACIÓN

Se deben a la reflexión repetitiva del haz de ultrasonidos en interfases genera-das por tejidos altamente reflectores y que se sitúan en proximidad al transductor.

El efecto de reverberación puede dar una falsa lectura de estructuras sólidas enzonas donde únicamente existe líquido.


FIGURA 28.Metodología parala obtención del tiempo decierre valvular (Van Bemmelen).



Cuando se sospecha tal situación, el cambio en la angulación del transductorpuede obviar las interfases paralelas que son las responsables de la reverbera-ción.

B) ARTEFACTOS DEBIDOS AL EFECTO DE REFRACCIÓN

Se producen por variaciones en el vector de dirección del haz de ultrasoni-dos,que al desviarse inciden en estructuras que no se encuentran en el eje del trans-ductor, y que son representadas en la imagen recibida.

Este efecto comporta que aparezcan imágenes no esperadas por el exploradoren el campo estudiado.

C) AJUSTE INCORRECTO DE LA GANANCIA

Como ya se ha expuesto, la recepción de los haces reflejados comporta el cam-

bio de pequeñas magnitudes de voltaje en los cristales piezoeléctr icos del trans-ductor, que tiene capacidad de amplificar en el caso de que la señal sea débil o decompensar en función de las diferencias en las potencias de los diferentes ecos,provocadas por el fenómeno de atenuación. A esta capacidad se denomina “com-pensación del t iempo de ganancia” (CTG).

Habitualmente se producen una serie de señales ecográficas de bajo nivel demanera que un ajuste correcto de la ganancia comporta una mejor información.

D) SELECCIÓN DE FRECUENCIA (DÚPLEX)

Los hematíes se comportan más próximos a estructuras dispersoras de los ultra-

sonidos que como reflectores especulares. La intensidad de la onda dispersa seha establecido como proporcional a la cuarta potencia de la frecuencia utilizada.En la proporción que se incrementa la frecuencia emitida por el transductor, lohace también la sensibilidad en la detección del flujo sanguíneo,pero también cre-ce el efecto de atenuación y por tanto el haz de ultrasonidos pierde capacidad deprogresar en profundidad. Por ello deben seleccionarse frecuencias relativamen-te bajas, entre 2,5 y 3,5 MHz,para la exploración de estructuras vasculares que seencuentran a distancias superiores de cinco centímetros con respecto al trans-ductor.

E) F ILTROS DE PARED

Los filtros de pared se utilizan con la finalidad de eliminar de la señal resul-tante todas aquellas frecuencias bajas generadas por el movimiento de la paredvascular, otras estructuras del campo explorado y las propias del sistema de explo-ración.

Pero este efecto puede comportar que de forma indeseada se eliminen del aná-lisis espectral frecuencias que corresponden a flujos de baja intensidad, como eldiastólico en la señal arterial o fases de la curva del flujo venoso.




Para evitar esta posibilidad, los fi ltros de pared deben seleccionarse de formaadecuada al nivel más bajo, entre 50 y 100 hercios.

F) FENÓMENO DE ALIASING

En el Doppler pulsado se ha definido este fenómeno como íntimamente inte-rrelacionado al parámetro de la frecuencia de repetición de pulso (FRP) que deter-mina el nivel o rango de profundidad máxima,precisándose FRP bajas para el estu-dio de vasos profundos.

Cuando la FRP es inferior al doble del máximo cambio de frecuencia genera-do por el movimiento del flujo que se está explorando,se alcanza el “ límite Nyquist”y se produce el fenómeno dealiasing .

Este fenómeno, en el análisis espectral de flujo comporta que no se visuali-cen las frecuencias altas reflejadas en el transductor, y que se sitúan por debajode la línea cero, y en la representación cromática, como zonas de insaturación

del color.El fenómeno dealiasing tiene lugar fundamentalmente en el estudio de vasosprofundos que precisan utilizar FRP bajas cuando éstos presentan flujos de eleva-da velocidad.

Puede obviarse aumentando la FRP, y/o el ángulo de exploración.

G) AMPLITUD EN LA CURVA DE ANÁLISIS ESPECTRAL

La utilización de una ganancia o la selección de un volumen muestral excesi-vamente amplio puede comportar la presencia de un amplio espectro de frecuen-cias, que induce a error sobre la existencia y el grado de una posible zona de este-

nosis.

H) SELECCIÓN DEL ÁNGULO DE EXPLORACIÓN

Como ya se ha referido, el cálculo de la velocidad está condicionado por elángulo de exploración que forma el transductor con referencia al vaso (tabla 2).El ángulo óptimo es el de 60 grados, y los errores son máximos cuando se sobre-pasa,y de menor trascendencia cuando es inferior.

29. ECOPOTENCIADORESLos ecopotenciadores, denominados también medios de contraste en la explo-

ración ultrasónica vascular, tienen como objetivo facilitar la visualización de estruc-turas que por su baja frecuencia de emisión presentan dificultades en su identi-fi cación y valoración. Esta circunstancia se observa habitualmente en vasosprofundos y/o de bajo débito circulatorio, pero también puede presentarse enexploraciones complejas a causa de la patología detectada o por dificultades detipo técnico.




Los primeros ensayos para la obtención de un medio que incrementase la señalecográfica datan de finales de los años setenta y corresponden a Gramiak y Shahde la Universidad de Rochester, quienes en 1968 observaron un efecto poten-ciador al inyectar verde de indocianina,y que denominaron “ecocardiografía decontraste”. Esta primera experiencia fue prometedora, ya que el plasma generó

potentes ecos en las aurículas y ventrículos, estructuras intensamente anecogé-nicas.

No obstante, el mecanismo físico por el cual determinadas sustancias incre-mentaban la señal ecogénica permaneció poco preciso hasta la aparición de lostrabajos de Krembau, diez años más tarde.

Este autor, y mediante análisis in vitro , concluyó que el efecto se generaba porla formación de microcavitaciones debidas a la caída de la presión hidrostática enla sangre y que al contactar con el haz ultrasónico formaban interfases acústicasy cambios de impedancia.

Dados los potenciales efectos secundarios para el organismo del fenómeno

de cavitación y a raíz de la publicación de este autor, la Sociedad Norteamericanade Ecocardiografía creó un panel de expertos para que analizasen la seguridadde los ecopotenciadores, y en 1974 concluyeron que el riesgo y los efectos secun-darios eran prácticamente inexistentes.

En la práctica, no obstante, el tamaño de las microburbujas era un problemafundamental que debía resolverse, ya que se inestabilizaban de fase gaseosa a faselíquida con excesiva celeridad o eran eliminadas de manera rápida en la circula-ción pulmonar.

Por tanto, el siguiente objetivo consistió en la consecución de nuevas sustan-cias más estables a partir de microburbujas más pequeñas y homogéneas, empe-ño que cristalizó con la encapsulación de burbujas de nitrógeno en gelatina,con-

seguida por Carrol en 1980,y en la obtención, por parte de Feinstein en 1984,demicroburbujas manipulables y estables a partir de seroalbúmina.Estas últimas die-ron lugar a los ecopotenciadores de primera generación, a partir de microburbujas de 4 m de diámetro (Albunex y Levovist).

El efecto de un ecopotenciador después de su inyección endovenosa se tradu-ce por el incremento significativo en la intensidad de la señal Doppler recibida, yse basa en la impedancia entre la sangre y los tejidos circundantes. Los compo-nentes del flujo sanguíneo son muy inferiores a la longitud de onda de los ultra-sonidos, motivo por el cual la señal recibida es de baja intensidad, retrodispersay en parte eliminada por los fi lt ros del aparato. Con un diámetro medio inferior

a 10µ, las burbujas generadas a partir de un ecopotenciador emiten igualmenteuna señal retrodispersa pero de alta intensidad, del orden de 106 superior a laque emiten los componentes del flujo sanguíneo, por lo que su percepción porencima de la señal del ruido de fondo es mucho más clara.

La razón de este hecho radica en el fenómeno de compresibilidad del gas delinterior de la microburbuja, ya que en el instante en que el ult rasonido incide, ypor tratarse de una energía mecánica, el gas es comprimido, provocando que lamicroburbuja reduzca su diámetro, que rápidamente recupera en función del carác-ter sinusoidal de la señal Doppler.




El comportamiento de ésta frente a ciclos de compresión y descompresión varíaen función de propiedades del ecopotenciador, como la composición de su cáp-sula y el tamaño,tipo y difusibilidad del gas en la sangre,y del haz de ultrasonidosque incide, como su frecuencia,y finalmente, de la temperatura en el medio.

Las variaciones entre la presión y el volumen de la microburbuja están en fun-

ción de las leyes físicas que regulan el comportamiento de los gases, y de su equi-librio depende su vida media.

La ecuación de Raylegh Plesset establece este comportamiento en función delradio (r), de su aceleración (a), de la densidad del medio (ρ), de la tensión super-ficial de la interfase entre la sangre y la cápsula (σ), de la viscosidad de la sangre(µ), de la velocidad de la microburbuja (v), de la presión del gas (Pg) y de la pre-sión de la sangre (Ps):

r ·a ·ρ + 2 σ - 4 µ ·v / r = (Pg - Ps) - 3 ·v 2 ρ / 2

De la ecuación precedente se deduce que el radio de la microburbuja es una

variable dependiente del gradiente de presión interior y exterior.Cuando sobre ella incide una onda de presión en forma de una secuencia de

ultrasonidos, los cambios en su oscilación hasta su eliminación por explosión ocolapso son complejos, siendo la intensidad de la onda de presión la variablemás determinante.Si adicionalmente la frecuencia de los ultrasonidos es del mis-mo rango que la frecuencia de la resonancia de la microburbuja, la potenciaciónde la respuesta esperada es de carácter no lineal sino progresiva.

El denominado modelo de Jong establece que la ecoenergía reflejada por lamicroburbuja equivale al área transversal de la señal del ult rasonido que incide(Qs),y que es directamente proporcional a la energía reflejada (Er) e inversamenteproporcional a la intensidad (I) del haz de ultrasonidos emitidos por el transduc-tor:

Qs = Er / I

El modelo de Jong concluye que los factores más determinantes en la poten-ciación de la señal son el diferencial de la compresibilidad entre el gas de la micro-burbuja y la sangre,por un lado,y la frecuencia del transductor, por otro,de mane-ra que a menor longitud de onda —por tanto a mayor frecuencia— mayor es eleco generado. Así, para burbujas de 5 µ, las frecuencias que facilitan su reso-nancia se sitúan entre 2 y 10 MHz, bandas que son las habituales en la explora-ción vascular.

La farmacocinética de los ecopotenciadores guarda relación con el metabolis-mo de sus componentes sacáridos y grasos.

Las partículas de galactosa tienen una vida media de 10 minutos y se metabo-lizan en el hígado en forma de CO2.

En el modo de Doppler espectral, el efecto de los ecopotenciadores se traducepor una mayor brillantez de las frecuencias en la escala de grises. No obstante,enel modo B no se modifican las imágenes de la luz vascular, ya que aunque el eco-potenciador incrementa el eco entre 10 y 20 dB, la sangre proporciona un rangode ecos de 30 a 40 dB menores que el tejido circundante.




Por su propia naturaleza, tampoco se modifica la señal del Doppler color.En definitiva, los ecopotenciadores actúan disminuyendo el nivel del rango

de frecuencias a partir del cual es posible obtener señal ecográfica.Los ecopotenciadores actualmente utilizados en la exploración clínica se clasi-

fican según su composición farmacológica o física.

A) DERIVADOS DE LOS DISACÁRIDOS O TRANSPORTADORES DE GALACTOSA

Echovist

Fue el primer derivado de los disacáridos, comercializado en el año 1991,conla denominación genérica de SHU 454 y comercial de Echovist® (Schering AG).Se utilizó con éxito en exploraciones ginecológicas, pero la estructura de la micro-burbuja imposibi li taba el paso del fi lt ro pulmonar, y por tanto no tuvo aplica-ciones en la exploración vascular.

Levovist

El SHU 508A (DCI,Schering Ag) presenta una estruc-tura semejante al Echovist, de la que difiere en que aso-cia ácido palmítico a la galactosa, lo que aporta estabili-dad al separar las interfases líquida y gaseosa.

Al disolverse en medio acuoso libera micropartículasde entre 2 y 8 µm, que son altamente ecogénicas y noexperimentan modificaciones en su paso por el circuitopulmonar. Su magni tud de amplifi cación de la señal

Doppler se sitúa entre 10 y 20 dB,y es dosis dependien-te (fig.29).

B) M ICROBURBUJAS DE ALBÚMINA

Albunex (Molecular Biosystems Inc.)

Consiste en microesferas de albúmina humana obtenidas mediante el proce-dimiento de sonicación, en cuyo interior existe aire. Su diámetro medio es de 4µ,y su vida media acústica se sitúa entre los ocho y doce minutos.

Su efecto es dosis dependiente,y su concentración en sangre disminuye de for-ma importante después de un primer paso por el circuito pulmonar.

Opiston (VO 8D AO1. Mallinckrodt Inc.)

Las microburbujas de este preparado se obtienen a partir de albúmina huma-na tratada con el gas octafluoropropano. Las microesferas presentan un diámetromedio de 3,5µ. Es estable y su vida media ecogénica es de entre 2 y 5 minutos.

El gas se elimina por completo en un período de diez minutos.


FIGURA 29.Microfotografía delas micropartículas de galactosa.Ampliación 50×.(Cortesía de Lab.Juste.)



Sonovist (SHU 63A (Schering AC)

Consiste en microburbujas recubiertas de polibuti lo de cianoacrilato,políme-ro biodegradable que le confiere una elevada estabilidad. Tiene un diámetro de100 nµ. Las partículas no extinguidas por el efecto de los ultrasonidos son elimi-

nadas por fagocitosis.

C) M ICROBURBUJAS DE GAS LIBRE

Echogen (QW 3600. Sonus Pharma Bothell, Abbot Inc.)

Consiste en una emulsión acuosa de dodecafluoropentano, gas que tiene unpunto de ebullición de 28,5 °C, propiedad que le permite transformarse en unasuspensión de microburbujas de dodecafluoropentano al contactar con una tem-peratura superior como la de la sangre.A dosis de 0,7 cc por ki logramo de peso

mantiene un efecto ecopotenciador estable de una vida media de quince minutos.Su eliminación es totalmente a través del pulmón.En la tabla 3 se exponen las características de los principales ecopotencia-

dores.

30. EFECTOS BIOLÓGICOS DE LOS ULTRASONIDOS. SEGURIDAD

La energía sónica, como toda forma de energía, tiene efectos potencialmentelesivos para el organismo humano.En el caso de los ultrasonidos,deben considerarse tres tipos de efectos físicos,

potencialmente lesivos para los organismos biológicos: el de cavitación, el térmi-co y el químico.

Aunque no se han notificado efectos adversos en relación con la práctica diag-nóstica basada en los ultrasonidos,es conveniente conocer sus efectos de poten-cial morbilidad.


Denominación DCI Composición Gas Diámetro Vida mediacomercial medio (micras) (min)

ECHOVIST® SHU 454 Galactosa Aire 3 1 - 2

LEVOVIST® SHU 508 A Galactosa Aire 3 10 - 15

SONOVIST® SHU 563 A Cianoacrilato Aire 1 10 - 15

ECHOGEN® QW 3600 Perfenapent Pentano 2 - 5 10 - 15

IMAGENT US® AFO 150 Clorhidrato Na Fluorohexano 6 > 15

ALBUNEX® Albúmina Aire 4 1 - 2

TABLA 3.Características fisicoquímicas y farmacocinéticas de los ecopotenciadores más utilizados en la práctica clínica



EFECTO DE CAVITACIÓN

Un campo acústico tiene la propiedad física de generar un efecto de radia-ción no ionizante variable en las estructuras del organismo donde actúa,median-te mecanismos de presión y torsión sobre éstas.

La presión media en un campo acústico debe diferenciarse de la presión hidros-tática del líquido que contiene,y puede comportar que aparezca el fenómeno decavitación acústica, que consiste en la formación de burbujas debido a la inte-racción de la energía sónica en un medio líquido o gaseoso.

La cavitación acústica tiene lugar a partir de un umbral específico,que se defi -ne como la presión acústica mínima necesaria precisa para el crecimiento de unacavidad líquida.Este umbral está en función de variables dependientes del medio,como la presión hidrostática,densidad,viscosidad,compresibil idad, tensión super-ficial, conductividad del calor, así como de la onda o pulso acústico, como la fre-cuencia central, la frecuencia de repetición y el intervalo de duración.

Se denomina “cavitación inercial” al estado basal de burbujas que experimen-tan importantes variaciones acústicas en su tamaño por el efecto de un escasonúmero de ciclos, siendo necesarias importantes magnitudes de presiones acústi-cas para generar este fenómeno.

El fenómeno de la cavitación tiene utilidad, como se ha descri to, en la acciónde los ecopotenciadores, pero comporta calor y la formación de radicales libres.

EFECTO TÉRMICO

Se produce por el efecto de atenuación de los ultrasonidos al propagarse por eltejido,y en menor cuantía, por el efecto de su dispersión.

La atenuación, como ya se ha expuesto en el capítulo I, se cuantifica en deci-belios (dB) por centímetro de tejido y frecuencia de los ultrasonidos en MHz,y esdiferente en función del tejido.

No todos los tejidos del organismo atenúan la energía sónica de la misma for-ma.Así, en tejidos parenquimatosos,el coeficiente de atenuación se sitúa entre 0,9y 1 dB/cm/MHz; en la sangre es de 0,18 y alcanza su valores máximos en el hue-so: 5 dB/cm/MHz.

El fenómeno de dispersión es secundario a la desviación que el sonido experi-menta en su recorr ido vectorial por los tejidos. En una exploración clínica, partede esta energía desviada es derivada hacia el transductor y parte se pierde por absor-

ción en las estructuras por donde discurre,siendo esta última la responsable de lageneración de energía térmica. Este efecto biológico ha sido ampliamente estu-diado en Medicina y utilizado en el tratamiento de lesiones inflamatorias.

La generación de calor a partir de los ultrasonidos es mayor en función de lassiguientes variables:

– mayor enfoque y frecuencia en el t ransductor– mayor intervalo de exposición




– mayor en modos de estudio de tipo inmóvil: mayor en el Doppler pulsado conrespecto al no pulsado y representación cromática

– mayor densidad del tejido, de la misma forma que hemos descri to para el efec-to de atenuación

Los sistemas de diagnóstico basados en ultrasonidos utilizan diversos métodospara concentrar la energía del haz emitido y optimizar al máximo la calidad de laseñal recibida en el transductor.

El concepto de intensidad (I) se utiliza para describir la distribución espacialde su potencia (P) en función de un área (A) de sección transversal del haz:

I = P / A

Por tanto, si la misma potencia se concentra en un área menor, la intensidadaumenta. En este sentido, el enfoque de resolución espacial se utiliza para mejo-

rar la resolución de las imágenes, pero su efecto secundario se manifiesta en for-ma de un mayor potencial de producción de efectos biológicos, debido a la gene-ración de calor y cavitación.

Los sistemas de adquisición de imagen que movilizan el haz a través de los teji -dos reducen la intensidad.

Tanto el Doppler espectral como el modo M son considerados como móvileso de “no barr ido”,mientras que en el Power Doppler y en el modo B en escala degrises, el haz se dirige en varios vectores espaciales.

Dada la formulación por la que se calcula la intensidad,parece razonable quecontrolando la forma de generación de los ultrasonidos por unidad de tiempo,puedan modularse sus efectos.

El concepto de “ intensidad máxima de tiempo” (VMT) se utiliza para descri-bir la máxima intensidad en cualquier instante de la exploración clínica.

La “ intensidad media de pulso” (IMP) es el valor promedio de la totalidad deun pulso de ultrasonidos, y la “ intensidad media temporal” (VmT) lo es respectoal período de repetición del pulso.

Por último,se denomina “factor de ocupación” (FO) al intervalo de tiempo enque transcurre un pulso de ultrasonido, y está en relación directa con la produc-ción de efectos biológicos.

Así, si el intervalo entre dos pulsos es largo, el FO y el VMT disminuirán.

En consecuencia,el movimiento del transductor en el curso de un estudio diag-nóstico reduce estas variables y por tanto los efectos biológicos potencialmentelesivos.

La valoración simultánea de la intensidad —variable espacial— y de la VmT—variable temporal— se concreta en el concepto deSpatial Peak Temporal Average Intensity (I spta), que se expresa en mW/cm2.

La FDA propone un límite de I spta de 720 mW/cm2 para las exploracionesdiagnósticas.




El “ índice térmico” (IT) se define como la relación entre la potencia (Wo) delemisor y aquella que tiene capacidad para incrementar la temperatura del medioen un grado centígrado (Wdeg):

IT = Wo / W deg

Diversos comitésad hoc se han manifestado como concluyentes sobre la segu-ridad de las exploraciones en que la temperatura no se incremente por encimade un grado centígrado.

EFECTO QUÍMICO

La formación de radicales libres es la consecuencia mejor documentada delefecto secundario de los fenómenos térmicos y de cavitación generados por losultrasonidos.

En química acústica, la cavitación está relacionada con el equilibrio de las varia-bles de temperatura y presión en el medio, que provocan fenómenos de formacióny colapso de microburbujas, cuya consecuencia es el fenómeno de “ luminiscen-cia” que se utiliza para la detección de radicales libres.

La generación del fenómeno de cavitación puede pronosticarse en función delos valores del denominado “ índice mecánico” (IM), que se define como la rela-ción entre la presión máxima negativa (PMn) existente en el campo acústico y lafrecuencia (f ) en el centro del transductor:

IM = PMn / f ·a

Siendo “a” una constante, que en el caso de la sangre es de 0,5.El IM se ha adoptado por la FDA norteamericana para calcular el potencial

de generación de microburbujas in vivo , de manera análoga al índice térmico, yaque se valora como de mayor exactitud que el Spta para medir los efectos bioló-gicos. Se considera que el umbral del IM a partir del cual los sonidos producenefectos biológicos nocivos es de 0,3.

Finalmente, en el año 1983 la American Insti tute of Ultrasound in MedicineOfficial Statement of Safety in Training and Research elaboró un documento deconsenso sobre la seguridad de las exploraciones basadas en ultrasonidos,que pos-teriormente fue revisado en el año 1993.

En él, y entre otras consideraciones, se asevera que:

“ ... Se vienen uti lizando los ultrasonidos con fines diagnósticos desde finalesde los años cincuenta.Nunca se han registrado efectos biológicos adversos deri-vados de su uso en los pacientes expuestos a los mismos.Aunque no ha sido iden-tificado ningún riesgo que pudiera alertar hacia un uso prudente y conservadorde los ultrasonidos diagnósticos en educación e investigación, la experiencia deri-vada de la práctica diagnóstica puede no ser aplicable cuando se dan amplios tiem-pos de exposición o condiciones de exposición alteradas. Por tanto —concluye el




documento— es preciso establecer la siguiente recomendación: en aquellas situa-ciones especiales en las que los propósitos de la exploración sean diferentes a losmétodos diagnósticos, el paciente debe ser informado acerca de las nuevas condi-ciones de exposición, comparadas con las que acontecen en la práctica diagnós-tica habitual…”.




Diagnóstico por pletismografía

1. Referentes históricos

2. Fundamentos físicos de la pletismografía

3. Pletismógrafo de agua

4. Pletismógrafo de aire

5. Pletismógrafo de impedancia

6. Pletismógrafo de anillos de mercurio (strain gauge)

7. Fotopletismografía

8. Aplicaciones de la pletismografía en la exploración arterial

9. Aplicaciones de la pletismografía en la exploración venosa

V



1. REFERENTES HISTÓRICOS

Etimológicamente, el término “pletismografía” proviene del griego y significaregistro de volumen, constituyendo uno de los métodos más antiguos y utilizadosen fisiología humana.

Los primeros referentes se sitúan en 1737,año en que Glisson y Swammerdamutilizaron el método pletismográfico en el estudio de las contracciones delmúsculo aislado.

Sus aplicaciones en el registro del flujo sanguíneo las iniciaron los autores ingle-ses Brodie y Rusell en 1924 al calcular el flujo de la arteria renal por medio de regis-tros volumétricos en un riñón en el que previamente habían clampado la vena renal.

En 1928, Hewlett , aplicando el mismo principio, midió el flujo arterial de laextremidad inferior,ocluyendo el f lujo venoso mediante un manguito neumático.

En 1938, Hertzman describió la fotopletismografía,y en 1949,Whitney intro-dujo la pletismografía por anillos de mercurio, que sería desarrol lada posterior-mente por Vendrick y Barendsen.

Greenfield utilizó en 1954 el pletismógrafo de agua para medir las variacionesde volumen en un segmento de extremidad en función de las variaciones del nivelde agua en el recipiente, que eran proyectadas sobre una película fotográfica.

Whitney describió en 1953 el método basado en anillos de mercurio y Nijboerintrodujo el pletismógrafo basado en la impedancia en 1970.

A partir de los años setenta se introdujeron en el diagnóstico vascular un núme-ro considerable de técnicas. Su di ferencia estribaba en la metodología utilizada yen su rango de sensibilidad.

2. FUNDAMENTOS FÍSICOS DE LA PLETISMOGRAFÍALos cambios de volumen (∆V) inducidos por la sangre en un órgano o en un

segmento de extremidad están en relación directa con la presión arterial (Pa), conla presión venosa (Pv), con el módulo de elasticidad del sistema (C), con la resis-tencia (R), con la temperatura (T) y con la constante de expansión del propiosistema.

Como se ha descrito en los capítulos I y II, en el sistema arterial los cambios devolumen están determinados fundamentalmente por la presión arterial y las resis-

83

Diagnóstico por pletismografía



tencias periféricas, siendo secundario el módulo parietal, mientras que en el sis-tema venoso la complianza es la variable fundamental.

La mayor parte de las técnicas pletismográficas, que se describen a continua-ción, valoran los cambios de volumen de forma indirecta mediante la utilizaciónde diversos principios físicos.

3. PLETISMÓGRAFO DE AGUA

Su principio se basa en el incremento de la presiónhidrostática inducida sobre la masa de agua contenida enun recipiente cerrado. Dicha presión se transmite a unacolumna de gas denominada espirómetro situada en unlateral del recipiente. Las oscilaciones de éste son registra-das por un polígrafo (fig. 1).

4. PLETISMÓGRAFO DE AIRE

Valora los cambios de volumen en la extremidadmediante los que ésta transmite al interior de una cáma-ra neumática situada alrededor de su perímetro (fig.2).

Para ello, se utili za un manguito neumático insufladocon 75 ± 10 cc de aire, que genera una presión de entre40-60 mmHg y que es emplazado alrededor del segmen-to de la extremidad en la que se desea valorar los cam-

bios volumétricos.Las variaciones de volumen pueden obtenerse de for-

ma relativa,mediante las variaciones cíclicas inducidas porla acción directa del pulso arterial —volumen de pulso—o en valores absolutos en un segmento determinado,cuan-do éste se excluye mediante un manguito insuflado a unapresión superior a la del retorno venoso.

5. PLETISMÓGRAFO DE IMPEDANCIA

Mide los cambios de volumen en función de las variaciones en la impedanciaeléctr ica, utilizando el principio físico de la carga iónica que posee el f lujo san-guíneo.

La impedancia (Z) se define como la resistencia que un conductor presenta alpaso de la corriente eléctrica y se expresa como:

Z = ρ ·(l / S) (1)


FIGURA 1.Pletismógrafo deagua:mínimas variaciones en elvolumen de agua inducidas porcambios volumétricos en el

segmento sumergido setraducirán en elevaciones en lacolumna de gas.

FIGURA 2.Pletismógrafo deaire: las variaciones de volumenen la extremidad son registradaspor un manguito colocadoalrededor de su perímetro, en

cuyo interior se ha insuflado airea una presión de 40-60 mmHg.



Donde:

ρ es la constante de resistencia específica del medio (ohmios/cm)

l es la longitud del conductor

S es el área del conductor

El volumen de un conductor puede calcularse a partir de su longitud (l) y desu sección (S):

V = l ·S (2)

De donde:S = V / l (3)

Sustituyendo en la ecuación (1) S por su valor en la ecuación (3):

Z = ρ ·(l 2 / V) (4)

Si la longitud (l) del conductor permanece constante, el di ferencial de la impe-dancia (∆Z) estará en función del diferencial del volumen (∆V):

∆Z = ρ ·l2 (l / V 1 - l / V 2 ) = ρ ·l 2 ·∆V / V1 ·V2 (5)

Siendo ρ una constante para el medio, puede concluirse que los cambios deimpedancia podrán relacionarse con los de volumen en un segmento de extre-midad en el cual los electrodos se mantengan en un emplazamiento constante.

El pletismógrafo de impedancia utiliza cuatro electrodos: dos periféricos y dos

centrales (fig.3 a y b).Los primeros son los que generan el campo eléctrico de bajovoltaje y alta frecuencia de oscilación, entre 50 y 250 kHz,con el fin de conseguiruna uniformidad de distribución del campo inducido. Los segundos son los quemiden los cambios de impedancia provocados por el f lujo sanguíneo.

85DIAGNÓSTICO POR PLETISMOGRAFÍA

FIGURA 3.Pletismógrafo deimpedancia.(a) Se basa en lasvariaciones de impedanciaeléctr ica inducidas por el flujosanguíneo.(b) El campoeléctrico es generado por doselectrodos periféricos (colorrojo) y las variaciones deimpedancia registradas por losdos situados en posición central(color negro).

(a) (b)



6. PLETISMÓGRAFO DE ANILLOS DE MERCURIO (STRAIN GAUGE)

Su base física es muy semejante al anterior, ya que mide los cambios de volu-men en función de las variaciones de resistencia al paso de la corriente eléctricasobre delgados ani llos conductores de xilastic que contienen en su interior una

aleación altamente conductora a base de indio y galio (fig.4 a y b).

Como se ha descrito en el principio físico del pletismógrafo de impedancia,la resistencia (R) al paso de una corriente eléctrica por un conductor es directa-mente proporcional a su longitud (l) e inversamente proporcional a su sección (S).

Una variación por elongación retracción en la longitud de los anillos secun-daria a un cambio de volumen del segmento donde están emplazados,comporta-rá por tanto una variación en la resistencia (R) al paso de la energía eléctrica en suinterior:

∆R = 2 ·∆L = 2 ·∆2 π r (1)

El perímetro de la circunferencia en una sección circular de la extremidad(C) es función de su radio (r):

C = 2 ·π ·r (2)

De las ecuaciones (1) y (2), y siendo π una constante, se concluye que peque-ñas variaciones en el radio de esta circunferencia comportarán cambios de resis-tencia en el interior del conductor:

∆R = ∆4 r


FIGURA 4.Pletismógrafo deanillos de mercurio (strain

gauge) : los cambios de volumense producen por mínimasvariaciones en el radio de anillosconductores situados alrededorde la extremidad.

(a) (b)



7. FOTOPLETISMOGRAFÍA

Aunque por el principio físico en que se basa no es factible quela fotopletismografía registre cambios de volumen segmentarios,su capacidad para registrar las variaciones de flujo arterial y veno-

so a nivel de los plexos dérmico y subdérmico, y las correlacionesde estos datos en las curvas de registro de las curvas de pulso obte-nidas por los métodos con anterioridad referidos, ha comporta-do que se incluya como un método de exploración pletismográ-fico.

Su pr incipio físico se basa en la capacidad de la gama infrarrojade la energía lumínica en incidi r y reflejarse en el flujo sanguí-neo de las arterias y venas subcutáneas.

La fuente emisora de infrarrojos es un diodo y la receptoraun fotosensor de cadmio-selenio contiguo al pr imero (fig.5).

La mayor parte de la luz que emite el diodo es absorbida porlos tejidos, y sólo un porcentaje de entre el 5 y el 10% alcanzalos vasos subcutáneos,cuya magnitud de luz reflejada depende dela densidad de hematíes en su interior. La energía reflejada es ampli-ficada y convertida en diferencial de voltaje.

Para obtener una máxima amplitud de registro en las curvasde pulsos, la célula fotoeléctr ica debe colocarse con una presión sobre la piel deentre 5 y 40 mmHg.

8. APLICACIONES DE LA PLETISMOGRAFÍA EN LA EXPLORACIÓN

ARTERIAL

A) REGISTRO DEL VOLUMEN DE PULSO

Pueden estudiarse con cualquiera de los métodos pletismográficos expuestos,y los datos obtenidos se valoran de manera cualitativa y/o cuantitativa.

Cualitativos

En circunstancias de normalidad, la curva de pulso presenta dos componen-

tes:

– componente sistólico, representado por una curva ascendente,que depende dela aceleración del flujo arterial en la fase de sístole. El intervalo entre su inicio ysu punto máximo se denomina “tiempo de cresta”

– un componente diastólico, representado por una curva descendente,que corres-ponde a la desaceleración generada por la fase de diástole y que en su tercio ini-cial presenta una inflexión positiva —inflexión dícrota—, que es secundaria a laliberación de energía en la pared arterial


FIGURA 5.Fotopletismografía:célula fotoeléctrica integrada porun diodo emisor de luzinfrarroja y por un fotosensor,situada en la zona adyacente a lade la lipodermatoesclerosispigmentada.



Correlacionando el trazado pletismográfico de las secuencias de curvas de pul-so con el del ECG,se definen una serie de parámetros que tienen interés diag-nóstico (fig. 6):

(A) Tiempo de propagación de la onda de pulso: se define como el intervalo detiempo entre el inicio del complejo QRS del ECG y el inicio del componentesistólico de la curva de pulso.

(B) Tiempo de cresta: es el intervalo de tiempo entre el inicio de la curva sistóli-

ca y el punto de inicio de su inflexión.(C) Tiempo de inclinación: intervalo de tiempo entre el inicio de la curva ascen-

dente y la intersección de la tangente en su punto máximo.(D) Amplitud: es la altura máxima del componente sistólico.

Estos parámetros pueden considerarse de forma individualizada o correlacio-nada, y valores superiores a 0,40 segundos en el tiempo de propagación, a 0,30segundos en el de cresta y a 2 segundos en la amplitud de la curva sistólica,se con-sideran indicativos de una alteración hemodinámicamente importante compati-ble con la obstrucción en el segmento arterial estudiado.

B) REGISTRO DEL VOLUMEN DE FLUJO

Se calcula mediante la realización de una pletismografía por oclusión, siendoestrechamente correlacionables los registros obtenidos tanto con el método neu-mopletismográfico como con el de impedancia o anillos de mercurio.

Tomando como referencia este último, los incrementos de longitud en la cir-cunferencia del anillo (DC) son directamente proporcionales a los de volumen(∆V):


FIGURA 6.Registro delvolumen de pulso a nivel digitalmediante pletismografía deanillos de mercurio.



∆V = 2 ·∆C

El calibrado del aparato debe realizarse de manera que un porcentaje deincremento de flujo se corresponda con un número establecido de cuadrí-culas en el papel termográfico de registro.

Para el estudio del volumen de flujo en la pantorrilla, la extremidad debesituarse en decúbito supino, colocándose dos manguitos, uno distal, supra-maleolar que se insufla a una presión superior a la sistólica,y otro en la zonasupracondílea (fig.7 a y b).

Una vez realizado el calibrado, se insufla rápidamente este último hasta50mmHg, presión suficiente para ocluir el flujo venoso pero no el arte-rial. El incremento total de volumen a partir de este momento dependerádel flujo de entrada arterial, y los progresivosincrementos en el radio del segmento de laextremidad se traducirán en una curva ascen-

dente en el pol ígrafo.El volumen máximo sealcanza cuando la curva llega a una fase demeseta.El DV se expresa en centímetros cúbi-cos por 100 cc de tejido y minuto.

Incrementos en el perímetro de la circun-ferencia del anillo de mercurio corresponderán a centímetros cúbicos por 100 cen-tímetros cúbicos de tejido y minuto en función del calibrado inicial.

9. APLICACIONES DE LA PLETISMOGRAFÍA EN LA EXPLORACIÓN VENOSA

Las aplicaciones de los métodos pletismográficos en el estudio de la hemodi-námica venosa tienen como finalidad establecer datos referentes a la complianza,al f lujo y al reflujo.

A) ESTUDIO DE COMPLIANZA

Se utiliza la pletismografía neumática, de impedancia o por anillos de mercu-rio.

El método es similar al descrito para el estudio del volumen de flujo arterial,pero sin emplazar el manguito a nivel maleolar, y limitando el tiempo del proce-

so de obtención de la curva a 45 segundos.Mediante los parámetros que se describen a continuación, se valoran las varia-bles de complianza y de la velocidad de drenaje venoso sobre el trazado pletismo-gráfico (fig. 8 a y b).

– Capacidad venosa total (CV): es el ∆Vo y Vt en cc,estando representado el pri-mero por la línea basal y el segundo por la línea de meseta del trazado.

– Tiempo de repleción de la CV (tCV): es el intervalo de tiempo en segundos enque la curva alcanza la fase de meseta.


FIGURA 7.Registro delvolumen de flujo arterial (cc desangre /100 cc de tejido / minuto) mediante técnica depletismografía de anillos demercurio.

(a)

(b)



– Máxima velocidad de drenaje (MVD): corresponde a la pendiente en cm/s de lacurva de drenaje en sus primeros tres segundos.

– Tiempo de drenaje venoso (tDV): es el intervalo de tiempo total en segundosdesde el inicio de la curva de drenaje hasta su punto de contacto con la líneade base.

– α: ángulo de influjo arterial.– β: ángulo de coeficiente de fi lt ración capilar.

La consideración de estos valores en términos absolutos es poco indicativa dealteraciones hemodinámicas y únicamente tiene un valor diagnóstico sobre sín-

dromes restrictivos y/u obstructivos cuando la morfología de la curva es compa-rada con exploraciones anteriores o con la registrada en la extremidad contrala-teral.

Al margen de los parámetros descritos, se han propuesto otros índices de refe-rencia que se exponen a continuación:

– volumen venoso funcional ( VVF, cc) . Es el ∆V al pasar la extremidad de la situa-ción de sedestación a bipedestación

– tiempo de relleno venoso (TRV, s) . Es el intervalo de tiempo preciso para conse-guir el 90 % del VVF

– volumen de eyección (VE,cc). Es el di ferencial de volumen negativo registrado,secundario a una flexión del dorso del pie– volumen residual (VR,cc).Diferencial de volumen negativo secundario a la rea-

lización de diez dorsiflexiones del pie en un intervalo de 10 segundos– fracción de eyección (FE). Se define como la relación entre el volumen de eyec-

ción (VE) y el volumen venoso funcional (VVF):

FE = VE / VVF . 100


FIGURA 8.Registro depletismografía venosa en laextremidad inferior.(a) Esquema de trazado normal,en el que se observan las fases demáxima capacidad venosa (CV)y de vaciado (CVM).(b) Trazados comparativos enambas extremidades. El superior

corresponde a un síndromemixto obstructivo y restr ictivo,mientras que el inferior esnormal.

(a)

(b)



– fracción residual de volumen (FRV). Se define como la relación entre el volu-men residual (VR) y el volumen venoso funcional (VVF):

FVR = VR / VVF ·100

Sus valores orientativos en situación de normalidad y en los síndromes fun-cionales y restrictivos se representan en la tabla 1.

B) ESTUDIO DEL FLUJO VENOSO

Se utiliza la técnica de fotopletismografía, y mide eltiempo de llenado de los plexos venosos subcutáneosa nivel del tercio distal de la extremidad inferior.

Cuando se provoca el vaciado de éstos,la sangre quede nuevo afluye puede hacerlo, en circunstancias denormalidad, a través del flujo procedente de las vénu-las, pero también por reflujo de los sectores venososadyacentes en situación patológica. En este segundocaso, el llenado se completa en un menor intervalode tiempo.

La exploración se realiza con la extremidad en decli-ve, y la célula fotoeléctr ica debe estar colocada en unazona cutánea exenta de pigmentación. Una vez cali-

brado el aparato,se realizan diez dorsiflexiones del pie,en otros tantos segundos, con lo que se consigue unvaciado de los plexos de la pantorrilla, y que en el tra-zado se corresponde con una curva descendente quealcanza una fase de meseta.A partir de ese instante, ycon la extremidad inmóvil, el l lenado de los plexos setraduce en una curva ascendente de morfología varia-ble en función de si éste se produce de manera hemo-dinámicamente correcta o por reflujo (fig.9 a y b).


Valores Coeficiente Reflujo Reflujonormales de variación (%) SVS SVP

VVF (cc) 100 - 150 11 / 12,5 100 - 350 70 - 320

TRV (s) 70 - 170 8 / 11,5 5 - 70 5 - 20

VE (cc) 60 - 150 6,5 / 9,5 50 - 180 8 - 140

VR (cc) 2 - 45 6 / 12 50 - 150 60 - 200

FE (%) 60 - 90 3 / 9,5 25 -70 20 - 50

FRV (%) 2 - 35 4,3 / 8 25 - 80 30 - 100

TABLA 1.Índices pletismográficos venosos: valores en situación de normalidad y de reflujoen el sistema venoso superficial (SVS) y profundo (SVP)

FIGURA 9.Fotopletismografía.(a) Esquema en el que se observa

la curva de vaciado de los plexosvenosos provocada por lasmaniobras de dorsiflexión delpie. La curva ascendente indicala fase de relleno, en la que 1/2de T es la mitad de su intervalo.(b) Trazado normal.

(a)

(b)



Si se alcanza el punto de 1/2 tiempo de relleno (1/2TR) con anterioridad a los10 segundos indi ca existencia de reflujo, siendo éste más intenso cuanto máscorto sea este intervalo.

Si existe reflujo,puede establecerse su origen —plexos venosos profundos,super-fi ciales o venas perforantes— mediante la repetición del estudio con emplaza-

miento de lazos de goma compresores a distintos niveles.Puede darse otro tipo de morfología de curva,que se representa en la figura 10

a y b.La fotopletismografía ha sido cuestionada por la disparidad de resultados en

varias mediciones consecutivas. No obstante, sus trazados se han correlacionado

de manera satisfactoria con los obtenidos cuando el estudio se realiza mediantepresión venosa cruenta (fig.11).


FIGURA 10.(a) Trazadofotopletismográfico indicativode un vaciado incompleto y dereflujo. (b) Representacióngráfica de variantes sobre lascurvas anteriores: la superiorcorresponde a una situación enque no existe vaciado venoso,yla inferior a la de llenado sin fasede vaciado en la fase de ejercicio.

FIGURA 11.Monitorización de

la presión venosa ambulatoria:obsérvese su simi li tud con lascurvas de la fotopletismografía.

(a) (b)



Diagnóstico por capilaroscopia


2. Método de estudio capilaroscópico

3. Capilaroscopia morfológica

4. Capilaroscopia dinámica

VI




Los primeros estudios de la morfología de los capilares mediante métodos ópti-cos son casi simultáneos a la descripción de la microcirculación que realizó Malpighien el año 1661,y corresponden al holandés Boerhaave (1668-1738), quien reali-

zó las primeras descripciones de los capilares de la conjuntiva ocular y la agrega-ción de los hematíes en su interior.En el año 1823,Purkinje publicó sus observaciones sobre los capilares cutáneos

en la mano mediante la ayuda de una lupa,y en 1847, Hueter realizó con el mis-mo método la descripción capilaroscópica en el labio inferior.

A partir de las experiencias de Unna,que en 1891 había observado que la visua-lización mejoraba de manera considerable al aplicar aceite de vaselina en la piel,el norteamericano Lombard realizó en 1911 la primera descripción morfológicacompleta de los capilares en la superficie subungueal.El método utilizado por esteautor fue seguido por Weiss, quien en 1916 impresionó las primeras fotografías deun campo capilar.

Weiss trabajaba en la ciudad alemana de Tübingen, en el grupo de investiga-ción que dirigía Müller, y donde fisiólogos como Heimberger, Niekau o Parrisiusconcentraron sus estudios en la descripción de los capilares de diversos órganosdel cuerpo humano al margen de la epidermis, y cuya recopilación se publicó enel año 1922 bajo el nombre de “Die Kapillaren der Menschilchen Körperoberflächein Gesunden und Kranken Tagen” siendo el referente del estudio capilaroscópicodurante décadas.

En 1925, Brown, que trabajaba en la Mayo Clinic de Rochester, describió porprimera vez la existencia de megacapilares en una enferma diagnosticada de escle-rodermia.

A partir de la década de los años cincuenta, el diagnóstico capilaroscópico seconcretó en cuatro campos de la patología:enfermedades dermatológicas (Davisy Landau), colagenosis y acrosíndromes (Merlen y Maricq), isquemia y diabetes(Fagrell) y fisiología capilar (Intaglietta y Bollingüer).

El impulso que se logró con estas investigaciones propició la fundación de laConferencia Norteamericana de Microcirculación en 1954, y posteriormente,en 1960, de la Sociedad Europea de Microcirculación.

En 1966, Davis y Landau, reumatólogo y oftalmólogo respectivamente en elHadassah University Hospital de Jerusalén, publi caron “Clinical Capillary

95

Diagnóstico por capilaroscopia



Microscopy”,primera obra completa sobre capilaroscopia mor-fológica (fig.1).

En 1981 se introdujo la capilaroscopia dinámica o intravital,que permite el estudio de la dinámica circulatoria y linfática,porautores como Intaglietta, Bollingüer, Allegra o Fagrell .

2. MÉTODO DE ESTUDIO CAPILAROSCÓPICO

Desde un punto de vista técnico, el capi laroscopio es unmicroscopio óptico que permite una gama de aumentos entre50× y 200×.

Sus elementos básicos son la óptica acoplada al tubo de explo-ración,una fuente de iluminación,un ocular regulable que inclu-ye una plantilla cuadriculada, los fi lt ros, un disposit ivo foto-

gráfico o de videograbación, un moni tor de TV en color y las lentes accesorias.(fig.2 a y b).La óptica debe incorporar oculares intercambiables de 10× /21 y 32× /8 y lentes

de aproximación —zoom — de 1,0 y 1,6.Mediante la rejilla incorporada al ocular, puede realizarse el contaje de las

formas capilares, mediante la fórmula:

N = n (X ·Y/Z)

La iluminación debe ser fr ía con el fin de no alterar la vasomotricidad y de tipoepiscópico.Se utilizan lámparas de haz fr ío de 150 vatios de potencia o fibra ópti-

ca de 6 voltios y 100 vatios cuya intensidad de luz es regulable des-de un potenciómetro.


FIGURA 1.“Clinical CapillaryMicroscopy”, primer tratadosobre capilaroscopiamorfológica, publicado en 1966.

FIGURA 2.Capilaroscopio y fasede exploración en el pie.

(a)

(b)



Los filtros de diversas tonalidades, pero fundamentalmente el verde y naran- ja, son adecuados para el contraste entre el fondo del campo y las estructuras capi-lares.

La platina debe ser móvi l para facilitar el desplazamiento de la zona que debeestudiarse sin modificar el ángulo.

Por último, la imagen puede registrarse fotográficamente o mediante un siste-ma de videomagnetoscopio, siendo este último imprescindible en la capilarosco-pia de tipo dinámico.

El cálculo del aumento del campo (AC) se realiza en función del número deaumentos del objetivo (Aob), del ocular (Aoc), de la escala del zoom (p) y de laconstante de la luz incidente coaxial (k):

AC = Aob ·Aoc ·p ·k / 10

Combinaciones de lentes oculares de 32× /8 y escala dezoom de 1,6×,permiten

aumentos de 256× en campos de 1 mm lineal.La visualización no es posible sin interponer entre la piel y el sistema ópticouna interfase de aceite, siendo el de cedro el de elección dadas sus propiedadesópticas.

3. CAPILAROSCOPIA MORFOLÓGICA

Su finalidad es realizar una descripción morfológica de las estructuras capila-res, complementada con tests sobre la vasorregulación, y por tanto está básica-mente indicada para complementar el diagnóstico de patologías sistémicas como

la esclerodermia, el reumatismo poliarticular,el lupus y la diabetes mellitus,en lasque se han identificado patrones morfológicos propios.

Con el complemento de diversos tests, es útil para el estudio de los acrosín-dromes vasculares.

Finalmente,en la isquemia crónica en fase crítica, y en las úlceras por hiper-tensión venosa, aporta datos específicos que se han correlacionado con el cursoevolutivo de la enfermedad.

El protocolo de exploración a nivel de la estructura cutánea debe seguir unasistemática descriptiva de:

– densidad de estructuras capilares por mm lineal– longitud de las asas capilares– diámetro del asa aferente y eferente– morfología y dismorfias– presencia de agregados de hematíes– visibil idad, color y diámetro de los plexos subpapilares venulares– color de fondo de campo, que está representado por la coloración papilar– presencia de puntos de hemorragia

97DIAGNÓSTICO POR CAPILAROSCOPIA



En circunstancias normales,el número de estructuras o densidad por mm linealvaría entre 7 y 10,y para la mayoría de autores puede considerarse normal cuan-do se contabiliza un número igual o superior a 10.

En situación de normalidad, el asa capilar presenta una imagen en horqui lla deconcavidad inferior, de una altura entre 200 y 400µ, cuya asa aferente o arteriolar

tiene un diámetro entre 8 y 12µ, ligeramente menor que la eferente o venular, quemide entre 15 y 18µ.

Cuando esta morfología varía, estamos frente a las dismorfias capilares, quepara constituir patología deben estar presentes en un porcentaje no inferior al 30%de todas las estructuras capilares valoradas (fig.3 a y b).

En la tabla 1 se representan los diversos estadios observados en la isquemia cró-

nica de la extremidad inferior.La capilaroscopia morfológica puede complementarse con diversos estudios

adicionales.

A) PRESIÓN SISTÓLICA DIGITAL

Previo vaciamiento de los capilares de la zona pulpar del dedo mediante unamaniobra de expresión digital, se insufla un manguito colocado en la raíz del dedo


FIGURA 3.(a) Capilaroscopiamorfológica normalcorrespondiente al lecho ungueal

en el pie.Obsérvese el mayorcalibre del asa eferente o venulary la presencia de los plexosvenosos, de disposiciónhorizontal con respecto a la líneade capilares. (b) Formasdismórficas.

Estadio DescripciónI Dilatación capilar moderada

II Dilatación capilar importante

III Indiferenciación capilar

IV Hemorragias capilares > 3 por campo

V Reducción de las estructuras capilares > 50 %

VI Ausencia de estructuras capilares

TABLA 1.Estadios de Fagrell en la isquemia crónica de la extremidad inferior

(a) (b)



a una presión equivalente a la sistólica.Una vez se ha cons-tatado la ausencia de flujo en los capilares, se procede adesinsuflar muy lentamente el manguito.Se toma como lapresión sistólica digital (PSD) aquella que indica el manó-metro en el momento en que el lecho capilar vuelve a lle-

narse.La PSD se compara con la presión sistólica humeral

(PSH) (fig. 4).

El gradiente húmero digital (GHD) se calcula a partirde la ecuación:

GHD = 100 - (PSD / PSH) ·100

El examen debe realizarse a una temperatura ambiente de 24 grados centígra-

dos y después de un período de reposo de la extremidad superior en posición hori-zontal de 10 minutos.Los valores normales del GHD se sitúan entre 6,5 y 8,5%.Valores inferiores descartan patología funcional y orientan hacia una arteritis.

B) TESTS TÉRMICOS

Tienen como finalidad observar la vasorreactividad de la circulación capilarbajo la influencia de los cambios en la temperatura de la mano o del pie.

El test de calor se realiza sumergiendo la totalidad de la mano o del pie en aguacaliente durante un intervalo de tres minutos.

La observación del campo capilar después de este período debe mostrar, enausencia de patología,una situación de hiperemia con respecto a la observaciónbasal. No obstante, su ausencia es a menudo inespecífica para patología.

El test de hipotermia consiste en mantener la mano o el pie sumergidos duran-te el mismo intervalo de tres minutos en agua en la que se han introducido frag-mentos de hielo con el fin de conseguir una temperatura entre 12 y 14 grados cen-tígrados.

A continuación se realiza la medición de la presión sistólica digital (PSDf ) y secompara con la PSD basal.

El diferencial entre ambos (∆PSD) expresado en mmHg indica el grado de res-

puesta arteriolar al frío:

∆PSD = PSD - PSDf

En circunstancias normales, este gradiente se sitúa entre 5 y 8 mmHg, y des-viaciones superiores al 25% son confirmativas de acrosíndromes.

El test de hipotermia se utiliza igualmente para valorar el denominado “fenó-meno de extinción”,que consiste en la disminución de estructuras capilares por laacción del frío. En circunstancias de normalidad, la respuesta a la hipotermia no

99DIAGNÓSTICO POR CAPILAROSCOPIA

FIGURA 4.Metodología deestudio de la presión sistólicadigital en la mano.



debe comportar la desaparición de éstas, pero en situaciones patológicas puedenreducirse o incluso desaparecer en su totalidad.

C) INYECCIÓN DE FLUORESCEÍNA

La inyección de un preparado de fluoresceína sódica en la vena del antebrazoy con el complemento de una luz ultravioleta, se utiliza para el estudio de la per-meabilidad capilar y también para un cálculo más exacto del calibre de las asasdel capilar (fig. 5).

La inyección de preparados de dextrano de PM 70.000 marcados con fluores-ceína en el espacio papilar y su posterior difusión permite el estudio de los capi-

lares linfáticos.

4. CAPILAROSCOPIA DINÁMICA

Incorpora al aparato descrito un siste-ma computarizado que realiza sus cálculosprogramados sobre la imagen dinámica enel monitor de televisión (fig. 6).

Bajo condiciones determinadas de tem-

peratura y presión conocidas, puede cal-cularse la velocidad de tránsito de los gló-bulos rojos (rRBCV) relativa en un capilaro comparativa entre diversas estructuras,el hematócrito relativo (rH) y las modifi-caciones de calibre (∆d).


FIGURA 5.Capilaroscopiamorfológica en el pie medianteinyección de fluoresceína,en unaextremidad inferior conisquemia de grado III.

HEMATOCRIT

RBC

VELOCITY

VELOCITY

COMPUTER

VIDEO CAMERA

RECORDER

PHOTOMETRIC

ANALYZER

MICROSCOPE

FIGURA 6.Esquema de lametodología de estudio

correspondiente a lacapilaroscopia dinámica.(De Fagrell B.)



Diagnóstico por termografía


2. Fundamento físico

3. Métodos de exploraciónVII




La termografía es uno de los métodos más antiguos utilizados en Medicina ydel que existen referencias en los escritos de Hipócrates 400 años a.C.

El diseño del primer termómetro clínico del que se tiene constancia corres-ponde a Galileo, en el año 1595.En 1830 el inglés Edwards estableció la relación entre el nivel de temperatura

corporal y el criterio de enfermedad.Los métodos basados en la uti lización de rayos infrarrojos se introdujeron a

partir de las experiencias de Hardy en 1834,quien describió que la superficie cor-poral humana emitía emisiones infrarrojas superiores a 4 gammamicras.

En 1959,Astheimer y Wormser crearon la cámara infrarroja y las escalas de gri-ses mediante impresión fotográfica.

2. FUNDAMENTO FÍSICO

La temperatura cutánea depende de las condiciones de irrigación local de losplexos arteriolares y, en menor grado, de las redes venulares y del grosor del pa-nículo adiposo,que actúa como un mal vector conductor de la temperatura,sien-do la resultante de fenómenos de radiación y convección desde los tejidos más pro-fundos a los superficiales.

En el cuerpo humano, la radiación térmica se transmite con una longitud deonda que varía entre 3 y 18 gammamicras.

Se identifican tres partes del cuerpo que actúan como radiadores de tempera-

tura: las manos, las extremidades, y la cabeza y el tronco.Las primeras tienen un reducido volumen relativo tanto de tejido como de san-gre,y los cambios están regulados fundamentalmente por el sistema simpático.

En las segundas la relación entre el área cutánea y el volumen de sangre cir-culante es poco favorable a la termorregulación, su control neurovegetativo corres-ponde al sistema parasimpático.

Finalmente, la cabeza y el tronco tienen una amplia superficie y la temperatu-ra presenta en estas zonas escasas variaciones.

10

Diagnóstico por termografía



Por tanto,no todos los puntos del cuerpo tienen la misma tem-peratura,considerándose que existen 15 puntos de referencia parala mano y el pie. A dichos puntos se les asigna un “coeficiente deponderación”.

El normograma de Burton propone el cálculo del índice cir-

culator io, a partir de la relación entre la temperatura cutánea yla rectal (f ig. 1).

La base física de los métodos de exploración termográficos sefundamenta en la conversión de la energía infrarroja en energíaeléctr ica mediante detectores de temperatura, donde cambios devoltaje son proporcionales a los térmicos, o en la capacidad queciertos cristales tienen de modificar su estructura molecular y sucolor en función de las variaciones de temperatura.

La capacidad de los detectores está en relación con su com-posición fisicoquímica.Los más utilizados son los de indio y de mercurio cadmio,

con una capacidad de detectar longitudes de ondas infrarrojas entre 4,5 y 12 µm,que comporta una sensibi lidad térmica en la escala de grises de 0,1°,un poder deresolución de 525 líneas horizontales y un rango de temperatura entre 29 y 38 °C.

3. MÉTODOS DE EXPLORACIÓN

En Medicina se utilizan básicamente dos métodos de exploración.

MÉTODO DE CONTACTO

Utiliza pares termoeléctricos o sondas de resistencia aplicadas directamentesobre la superficie cutánea o cristales líquidos derivados del colesterol, que tienenla propiedad de modificar su color y estructura en función de las variaciones detemperatura.

A cada tipo de cristal corresponde un determinado color y gama de tempera-tura.

Se colocan sobre la piel mediante un soporte elástico.

TERMOGRAFÍA POR RAYOS INFRARROJOS

Se fundamenta en el principio de captación de la irradiación térmica de la piel,en función de la ley de Boltman que establece que “todo cuerpo emite radiacionesinfrarrojas en función de su coeficiente de capacidad de irradiación y de su tem-peratura”.

Los captadores de infrarrojos son aparatos que realizan la conversión de la ener-gía infrarroja en energía eléctrica, a partir de su captación por un sistema óptico.

En ambos métodos, la exploración debe realizarse a una temperatura ambien-te constante,y después de un período de aclimatación del paciente de 15 minutos.


FIGURA 1.Normograma de

Burton, que establece el índicetérmico de circulación mediantela relación de la temperaturacutánea y la rectal.(De Winsor T,Windsor DW.Methods in Angiology.Verstraete M, editor.Ed. Martinus Nijhoff; 1980.)



Diagnóstico por registro

de difusión de gases


2. Fundamento físico

3. Aplicaciones de la detección de la TTC de O2 /CO2 en el sistemaarterial

VIII




La detección de la presión transcutánea de O2 y CO2 tuvo sus primeras apli-

caciones en Medicina en el campo de la pediatría, a partir de los trabajos de Huchen el año 1973.Seis años más tarde aparecieron los primeros estudios de Vermond, Matsen y

Young en los que proponían su utilidad en la valoración de la isquemia de la extre-midad inferior.

2. FUNDAMENTO FÍSICO

La tensión transcutánea de oxígeno y de dióxido carbónico (TTC de O2 /CO2)es la resultante de la difusión de estos gases en el tejido subcutáneo y no la exis-

tente a nivel arterial. No obstante,en condiciones hemodinámicas estables existeuna buena correlación entre ambas.

Los sistemas con capacidad para realizar su lectura incorporan dos sensores. Elque corresponde al oxígeno es de platino y el de dióxido de carbono de cristal.

Ambos se combinan con un electrodo de referencia de plata (Ag/AgCl) (fig.1).

10

Diagnóstico por registro de difusión

de gases

FIGURA 1.Representacióngráfica del electrodo combinadode TTC de oxígeno y anhídridocarbónico.(Por cortesía de RadiometerMedical A/S. Denmark; 1998.)

Resistencia NTC -Sensor de temperatura

Sensor de pO2

(cátodo de platino)

Electróli to que cubre lasuperficie del electrodo

Membranas permeables al O2 /CO2

Sensor de pCO2 (electrodo de vidr io,estado sólido)

Calefactor

Juntas tóricas parala fijación de membranas

Depósito de electróli to

Electrodo de referencia de Ag/AgCl



Todo el sistema está recubierto por un electrólito que facilita las reacciones.La medición de la pO2 se basa en el principio físico de la reacción de reducción

de oxígeno en el ánodo y en el cátodo, donde genera una corriente que se digita-liza y mediante un tratamiento informático puede realizarse su lectura en mmHg.

La medición de pCO2 se realiza mediante el sensor de Severinghaus, integrado

por dos electrodos: el argéntico de referencia y el de pH.El dióxido de carbono se difunde a través de la membrana y a nivel del elec-

trólito tiene lugar la reacción:

H 2 O + CO 2 = H 2 CO 3 = H + + HCO 3

–

En función de la ecuación de Henderson-Haselbalch, los cambios del pH sonsecundarios a la difusión del CO2 en el electrólito:

pH = pK + log (HCO 3 - / α CO 2 ·pCO 2 )

El electrodo está recubierto por dos membranas de propileno que tienen comoobjetivo estabilizar la difusión de ambos gases al electrodo.

En el sensor de pO2, el oxígeno se difunde a través de la membrana hasta elcátodo donde se produce una reacción química de reducción, en la que se formacloruro argéntico y se libera energía eléctr ica:

4 Ag + 4 Cl - = 4 AgCl + 4e -

O 2 + 2H 2 O + 4e - = 4OH -

La corriente generada se digitaliza y su lectura se expresa igualmente en mmHg.

Dado que la distancia media entre los sensores y los capilares subdérmicos esde 0,3 a 0,5 mm, es necesario realizar una hiperemia en la zona de su aplicaciónpara mejorar la permeabilidad de la piel y la difusión de los gases. El incrementode temperatura, a 42- 44 °C, desplaza la curva de disociación del O2 a la derecha,efecto que comporta su mayor presión parcial con el mismo volumen total.Efectosimilar se observa en la determinación del CO2.

La preparación del sistema reviste cierta complejidad, y los errores en la lec-tura se derivan de una incorrecta calibración. Inicialmente, debe efectuarse elcalibrado de ambos sensores frente a una mezcla gaseosa de referencia cuya satu-ración de oxígeno y dióxido de carbono es conocida —20,9 y 5% respectiva-

mente—.En segundo lugar, y dada la influencia que la presión atmosférica tiene en ladeterminación de la difusión de ambos gases, el sistema debe calibrarse con res-pecto a la presión barométrica (PB) en función de su porcentaje en el gas de refe-rencia (% de O2), a partir de la ecuación:

Calibrado de pO 2 = PB ·% de O 2 / 100




Así, si la PB es de 740 mm y el porcentaje de O2 en el gas de referencia del 20,9 %,el calibrado inicial se situará en:

740 · 20.9 / 100 = 154,66

En tercer lugar, igual procedimiento se seguirá en la calibracióndel CO2.

Las variables que inciden en los valores de la TTC de O2 /CO2, sonmúltiples: la temperatura, la presión parcial de oxígeno en la sangre,el consumo metabólico de oxígeno por el tejido cutáneo, su consu-mo por los electrodos, el grosor de la piel y su resistencia a la difusiónde O2, la densidad capilar y el porcentaje de flujo sanguíneo.

3. APLICACIONES DE LA DETECCIÓN DE LA TTC DE O2 /CO2

EN EL SISTEMA ARTERIAL

Una vez realizado el calibrado, el electrodo se sitúa sobre la piel,previa interposición de un líquido de contacto (fig. 2).

Las áreas de elevada densidad capilar,como el tórax o el abdomen,son las más idóneas para realizar el estudio. No obstante, cualquierzona exenta de lesiones y de plexos venosos gran-des es adecuada.

Para realizar la lectura debe esperarse un inter-valo de estabil ización de ésta, que suele situarseentre 5 y 7 minutos para la TTCCO2 y del doble

para la TTCO2.Debe tenerse en cuenta que además de un

correcto calibrado, determinados aspectos inhe-rentes a la exploración pueden reducir la sensibili-dad del estudio. Así, en una extremidad inferiorexenta de patología, los valores de la TTCO2

disminuyen entre el 15 y el 20 % únicamente alpasar de la situación de decúbito a bipedestación(fig.3).

Los valores en la extremidad inferior no deben

tomarse con criterios absolutos, sino en relacióncon una tercera zona de referencia, en pr incipio exenta de potencial patología.El “ índice de perfusión regional de Hauser” (IPR) toma como relación los valo-

res de la subclavicular con respecto a la extremidad inferior.

10DIAGNÓSTICO POR REGISTRO DE DIFUSIÓN DE GASES

FIGURA 2.Sensor de TTC deO2 /CO2 colocado sobre el pie.

FIGURA 3.Variacionesfisiológicas de la TTCO2 al pasarde bipedestación a decúbito.



Significado estadístico

de los resultados

en la exploración funcional

hemodinámica (EFH)

IX



Los datos derivados de los estudios hemodinámicos referidos en los capítulos

precedentes, por su propia naturaleza de aproximación indirecta respecto al hechofisiopatológico que estudian, deben validarse. Esta validación puede realizarsemediante varias metodologías:

– con respecto a exploraciones invasivas, con un reconocido valor diagnóstico tan-to en situación fisiológica como patológica (gold standard)

– a partir de verificaciones perioperatorias o necrópsicas– respecto a otras EFH de valor diagnóstico consolidado

La experiencia actual acumulada sobre los métodos de exploración hemodi-námica, permite hallar en la bibliografía médica los coeficientes de correlación

para cada uno de las metodologías y situaciones, normales y patológicas.No obstante, este hecho no excluye la conveniencia de que los grupos que rea-

lizan estos estudios procedan a la validación de sus propios resultados.Para ello, fundamentalmente se utilizan cuatro variables, de cuya interrelación

se derivan cinco criterios de evaluación.

VARIABLES

a) Variable positiva verdadera (W): corresponde al número N de resultados posi-tivos para patología en el estudio hemodinámico que se han confirmado con

el estudio de referencia.b) Variable falsa positiva (X): corresponde al número N de resultados positivospara patología hallados en el estudio hemodinámico que no se han podido con-firmar en el estudio de referencia.

c) Variable negativa verdadera (Y): es el número N de resultados negativos parapatología en el estudio hemodinámico que se corresponden con la ausencia deésta en el estudio de referencia.

d) Variable falsa negativa (Z): número N de resultados negativos en el estudiohemodinámico que presentan patología en el estudio de referencia.

11

Significado estadístico de los resultados

en la exploración funcional

hemodinámica (EFH)



A partir de estas cuatro variables se establecen los criterios de sensibilidad, espe-cificidad, exactitud, valor predictivo positivo (VPP) y valor predictivo negativo(VPN).

CRITERIOS

Sensibilidad = W / W + Z . 100

Especificidad = Y / Y + X . 100

Exactitud = W + Y / N total de casos . 100

VPP = W / W + X . 100

VPN = Y / Y + Z . 100




Apéndice

Textos de referencia recomendados

Abreviaturas utilizadas con más frecuencia



CLINICAL CAPILLARYMICROSCOPYDavis E, Landau J, editores.Springfield, 1966

METHODS IN ANGIOLOGY

Verstraete M, editor.Martinus Nijhoff Publishers, 1980

NONINVASIVE DIAGNOSTICTECHNIQUES IN VASCULAR DISEASEBernstein EF, editor.C.V. Mosby Company, 1982

DIAGNÓSTICO VASCULAR POR ULTRASONOGRAFÍA DOPPLER

Franceschi C.Toray-Masson, 1982

PRACTIQUE DE L’ULTRASONO-GRAPHIE VASCULAIREDauzat M, editor.Editions Vigot, 1986

LA EXPLORACIÓNHEMODINÁMICA EN ANGIOLOGÍA

Y CIRUGÍA VASCULAR Jurado Grau J, editor. 1988

PRACTIQUE DE L’ECHO-DOPPLER COULEUR Plainfossé MC.Masson, 1992

VASCULAR DIAGNOSTICS

Lanzer P, Rösch J, editores.Springer-Verlag, 1994

MEDICAL PHYSICSCameron JR, Skofronick JG, editores.John Wiley and Sons, 1995

ULTRASOUND CONTRASTAGENTSBarry Goldberg B, editor.Martin Dunitz Ltd, 1997

FÍSICA APLICADA A LAS CIENCIASDE LA SALUDStrother GK, editor.McGraw-Hill, 1998

DIAGNÓSTICO POR ECOGRAFÍARumack CM, Wilson SR, CharboneauJW, editores.Marban Libros SL, 1999

11

Textos de referencia recomendados



ÍNDICE DE ABREVIATURAS Y SÍMBOLOS

1. CAPÍTULOS DE CONCEPTOS BÁSICOS EN HEMODINÁMICA (I - III)

A Área vascularC Módulo de elasticidad de WindkesselD Índice de cizallamiento

Dl Débito linfáticoEC Energía cinéticaEP Energía potencialET Energía totalIΓ i Presión oncótica intersticialIΓ c Presión oncótica capilarJf Fracción de filtración en el segmento arteriolarJr Fracción de filtración en el segmento venularJv Filtrado capilarLp Coeficiente de filtraciónN Re Número de Reynolds

Pc Presión hidrostática capilarPi Presión hidrostática intersticialQ Intensidad de un flujoR Resistencia vascularr Radio vascularUMT Unidad microcirculatoria terminalURP Unidad de resistencia periféricaρ Densidad sanguíneaτ Fuerza de cizallamiento (módulo de elasticidad)ε Tensión resultante (módulo de elasticidad)

δ Grosor de la pared arterialη Coeficiente de viscosidad sanguíneaµ Micrasmµ Milimicras

2. CAPÍTULO DE DIAGNÓSTICO POR ULTRASONIDOS (IV)

A Velocidad máxima sistólica en la curva velocimétrica DopplerC Velocidad de propagación del sonido en un medio

118

Abreviaturas utilizadas con más frecuencia



CTG Compensación del tiempo de gananciaD Velocidad máxima diastólica en la curva velocimétrica DopplerDF Damping Factor

dB DecibeliosF Frecuencia de los sonidos

Fe Frecuencia de emisiónFr Frecuencia de recepciónFFT Fast Fourier Transform

FR Flujo en reposoFRP Frecuencia de repetición de pulso (Doppler de emisión pulsada)FS Flujo en bipedestaciónh HercioI Intensidad del haz ultrasónicoIDC Índice de distensibilidad carotídeaIMP Intensidad media de pulso (ultrasónico)

IP Índice de pulsatibilidadIPP Índice de presión perfusiónIR Índice de resistencia (arteria carótida común)IRC Índice de rendimiento carotídeoIRD Índice de reflujo dinámicoIRV Índice de reflujo venosoIT Índice tensionalMHz MegahercioPs Presión sistólicaPd Presión diastólicap Densidad del medio

Q Volumen de flujoR Coeficiente de reflexiónUS Ultrasonidosv Velocidad del flujo sanguíneoVAR Respuesta venoarteriolar (LasserDoppler)VmT Intensidad media temporalZ Impedancia acústicaλ Longitud de ondaα Ángulo de incidencia del haz ultrasónico

3. CAPÍTULO DE DIAGNÓSTICO POR PLETISMOGRAFÍA (V)CV Capacidad venosa totalMVD Máxima velocidad de drenaje venosoFE Fracción de eyeccióntDV Intervalo de tiempo de drenaje venosoTRV Tiempo de relleno venoso (fotopletismografía)VE Volumen de eyección venosoVR Volumen residual

11ABREVIATURAS UTILIZADAS CON MÁS FRECUENCIA



VVF Volumen venoso funcionalZ Impedancia eléctricaρ Coeficiente de resistencia eléctrica del medio (ohmios/cm)

4. CAPÍTULO DE DIAGNÓSTICO POR CAPILAROSCOPIA (VI)

AC Aumento del campoAob Número de aumentos del objetivoAoc Número de aumentos del ocularGHD Gradiente húmero digitalPSD Presión sistólica digitalp Escala de ampliación (zoom)


Diagnostico Hemodinamico en Angiologia y Cirugia Vascular Tomo 1

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