Diagnostico hemodinamico en angiologia y cirugia vascular

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Diagnóstico hemodinámico en angiología y cirugía vascular Tomo I

Principios básicos de hemodinámica y de los métodos de exploración

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P1

P2

2

mv1 + P1 = 2

Editores J. Marinel·lo Roura J. Juan Samsó

Principios básicos de hemodinámica y de los métodos de exploración

Editorial Glosa Ronda de Sant Pere, 22, principal 2.ª - 08010 Barcelona Teléfonos 932 684 946 / 932 683 605 - Telefax 932 684 923 E-mail: [email protected] Coordinación editorial Carlos Manrubia Dirección artística y producción Gemma Boada

ISBN: 84-7429-148-8 Obra completa ISBN: 84-7429-149-6 Tomo I Depósito Legal: B-9.839-2003 Soporte válido © J. Marinel·lo Roura © Glosa S.L. Reservados todos los derechos. Ninguna parte de esta publicación puede ser reproducida ni transmitida en ninguna forma o medio, incluyendo las fotocopias o cualquier sistema de recuperación de almacenamiento de información, sin la autorización por escrito del titular de los derechos.

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

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Prólogo 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 llegado 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 hemodinámica dentro de nuestra especialidad. Quedan lejos las primeras exploraciones 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 cirujanos vasculares de prestigio como Stradnnes, Pourcelot, Nicolaides y más recientemente Franceschi. El progreso ha sido tan importante que en la actualidad las exploraciones no invasivas han logrado en muchos casos desplazar exploraciones como la arteriografía o la flebografía. Hoy en día ya no es posible ejercer nuestra especialidad sin disponer de un laboratorio 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 conceptos 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 patología 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 vascular debe realizar las exploraciones hemodinámicas no invasivas así como las técnicas 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 general e imprescindible para los médicos residentes. Quiero agradecer de nuevo a los editores el gran esfuerzo que ha hecho posible que esta obra vea la luz, y a todos aquellos que, cada día, con su trabajo, dedicación 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

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Índice

Capítulo I Conceptos básicos de hemodinámica arterial

9

Capítulo II Conceptos básicos de hemodinámica venosa

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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)

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Apéndice Textos de referencia recomendados Abreviaturas utilizadas con más frecuencia

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I

Conceptos básicos de hemodinámica arterial 1. Características del débito arterial 2. Concepto de energía de fluido 3. Módulo de elasticidad 4. Velocidad de la curva de pulso (tiempo de tránsito) 5. Perfil de velocidad de un fluido 6. Inercia 7. Ecuación de fuerza de fluidos 8. Relación entre la presión y el radio de curvatura 9. Viscosidad sanguínea 10. Flujo laminar y turbulento 11. Índice de cizallamiento 12. Resistencia 13. Hemodinámica en una estenosis 14. Relaciones entre la resistencia y la presión. Estenosis crítica 15. Hemodinámica en un aneurisma 16. Hemodinámica en un injerto

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Conceptos básicos de hemodinámica arterial

1 . CARACTERÍSTICAS DEL DÉBITO ARTERIAL

FIGURA 1. Esquema del comportamiento de las variables de presión y volumen en el sistema arterial.

P

P+dP

= dv

P

= dv

Vía terminal

Las variables sobre hemodinámica arterial a las que hace referencia este capítulo y que se utilizan para explicar el comportamiento del flujo sanguíneo, parten de modelos físicos ideales, pero no son de estricta aplicación en vasos de las características de las arterias ni en fluidos como la sangre. Por este motivo, se parte de una situación física ideal en la que se considera que el flujo sanguíneo es de tipo estacionario —su velocidad en un punto es constante en función del tiempo—, incompresible —su densidad permanece igualmente constante en el tiempo— e irrotacional —está exento de torbellinos, siendo su momento angular en cualquier punto equivalente a cero—. La ecuación de Poiseuille, que es uno de los principios básicos para comprender los postulados de la hemodinámica, parte de un modelo de fluido de tipo o perfil lamia nar, permanente, newtoniano y que discurre en el interior de un conducto cilíndrico cerrado y de paredes rígidas. +dv b No obstante, y a pesar de que algunas o todas estas circunstancias no tienen lugar en la hemodinámica arterial, +dv c las ecuaciones realizadas a partir de modelos físicos ideales han podido ser correlacionadas con el flujo arterial de for+dv ma suficiente. d P+dP El caudal o débito de un fluido (Q) entre dos puntos (a y b) en un sistema cilíndrico cerrado se calcula en funP ción del gradiente de presión entre ambos (Pb - Pa) que a e 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 constante, módulo de elasticidad parietal, resistencia— como de Arterias la sangre —viscosidad, rozamiento, modificaciones del tipo de flujo— que se desarrollan en este capítulo.

Venas

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DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

2. CONCEPTO DE ENERGÍA DE FLUIDO La energía total (ET) de un fluido en movimiento es la resultante de la energía potencial (EP) y la energía cinética (EC). En el modelo arterial, la EP se desdobla en dos componentes: la energía intravascular potencial (P) generada por la contracción del ventrículo izquierdo y la energía hidrostática o gravitatoria (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 · v2 (3) De donde sustituyendo en la ecuación (1) la EG por su valor desarrollado en la ecuación (2) y la EC en la (3): ET = P + ρ · g · h + 1/2 ρ · v2 (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 denominados newtonianos, expresa el principio de la conservación de la energía, al establecer que “el valor de la energía de un fluido en movimiento se mantiene siempre constante” (fig. 2). Tomando como referencia dos puntos A y B de un fluido cerrado su ET, expresada en la ecuación (4), es igual en ambos: Pa + ρgha + 1/2ρv2a = Pb + ρghb + 1/2ρv2b (5) Este principio es fundamental para comprender los principios básicos de la hemodinámica arterial y la hemodinámica —normal y patológica— de los cambios inducidos en el flujo arterial por las variables de presión y velocidad.

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

v1

v2

7

7

7

7

P1

P2

2

2

mv2 mv1 + P2 + P1 = 2 2

Si en la ecuación (5) se considera que la energía hidrostática (EG) es matemáticamente obviable para dos puntos próximos de un segmento arterial, en situación de decúbito dicha ecuación puede expresarse como: Pa - Pb = 1/2 ρ (vb2 - va2) (6) (*) Si consideramos que la densidad de la sangre (ρ) permanece constante entre ambos puntos, puede concluirse que el producto de las variables presión y velocidad expresa la energía total de la sangre en un punto determinado y que ambas son inversamente proporcionales, de manera que cuando disminuye la presión aumenta la velocidad.

3. MÓDULO DE ELASTICIDAD Se define en función del efecto de Windkessel, que establece que durante la fase de sístole las arterias experimentan un efecto de dilatación longitudinal y elongación transversal que se convierte en energía almacenada, y que se restituye en forma de energía potencial en la fase de diástole. Matemáticamente, este módulo (C) se expresa por la relación entre las derivadas de presión (P) y tiempo (t): C = dP / dt El módulo de elasticidad varía en función de otras variables, como el coeficiente de elasticidad parietal, la presión eficaz y el grado de resistencia al paso de la sangre.

(*) No obstante esta consideración, en situaciones de estenosis u obliteraciones hemodinámicamente importantes, la EG tiene un valor no despreciable en bipedestación, dada la reducción a valores mínimos de la energía cinética.

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FIGURA 2. Representación de la ecuación de Bernoulli de conservación de la energía en un fluido en movimiento, por la que la suma de la energía potencial (EP) y cinética (EC) permanece constante. La disminución de presión debida a una estenosis, comporta el incremento de velocidad en él.

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Cuando éstas se hallan equilibradas, el perfil de la curva de velocidad de la sangre 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)

FIGURA 3. El trazado de la izquierda (a) muestra la curva de presión correspondiente a la aorta torácica, con un módulo de elasticidad elevado y de resistencia bajo. Obsérvese la similitud con la curva de velocidad (b) en el mismo sector.

Presión en mmHg

Velocidad en cm/s b d

b c

d a a

c

0 e

(a)

Tiempo

(b)

Tiempo

En Física, la capacidad que una estructura elástica posee para desarrollar determinado estado de tensión a partir de una fuerza aplicada se denomina módulo de elasticidad 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 transmural (P), —diferencial de la presión intra y extravascular—, del radio de la circunferencia 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 por la 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)

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

Por tanto, el módulo de elasticidad parietal de Young para una arteria establece que su relación es directamente proporcional al gradiente de presión aplicado y a su radio exterior, e inversamente proporcional al incremento de este último. 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 los sectores arteriales. Así, en el sector infrarrenal de la arteria aorta su valor se sitúa en 26,0 ± 14,5 dinas · cm-2 · 106, aumenta en su bifurcación (37,7 ± 17,2) y vuelve a reducirse a nivel 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 arterial es la resultante de la ecuación de Moens-Korteweg, que la define como función del módulo de elasticidad (E), del grosor de la pared de la arteria (δ), del diámetro 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 directamente proporcional a la distancia (L) entre ambos e inversamente proporcional a la 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 tubular 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 tiempo (t) – la constante (K) Si se tiene en cuenta que el coeficiente de distensibilidad en el caso de una arteria corresponde al módulo de elasticidad (C = dP / dt), la velocidad (v) en el interior de una arteria se establece por la siguiente fórmula: v= 1/r · 1/s · p + C + K

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6. INERCIA El concepto de inercia expresa la variación de la velocidad de un fluido en función 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 matemáticamente se expresa como: I = (1/2 · m · v2) · K (1) Dado que la masa puede sustituirse por la densidad (ρ), de (1): I = (1/2 · ρ · v2) · K (2) Siendo ρ una constante, la inercia está en función del cuadrado de la velocidad y del ángulo de desviación. De acuerdo con el principio de Bernoulli para un fluido newtoniano y en un sistema cerrado, el producto de la velocidad (v) y el área (A) del vaso se mantiene siempre constante a lo largo del mismo: A1 · v1 = A2 · v2 (3) Siendo el área (A) el producto de π . r2, ésta puede sustituirse en la ecuación (3) por su radio r: r12 · v1 = r22 · v2 (4) Por tanto, la velocidad del flujo arterial es inversamente proporcional al cuadrado 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 conversión de flujo laminar a turbulento.

7. ECUACIÓN DE FUERZA DE FLUIDOS Se utiliza para explicar las modificaciones en los vectores de velocidad de un fluido provocados por cambios de angulación en el vaso. Enuncia que la fuerza total (F) necesaria para desviar un flujo laminar a través de un ángulo determinado (θ) es una función directa de los valores de la velocidad del fluido (v), de la intensidad de flujo (Q), de su densidad (ρ) y del ángulo θ (K): F=ρ·Q·v·k El coeficiente K para un ángulo de cero grados es de 0; para 60 grados es de 1 y para 180 grados es de 2.

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

FIGURA 4. Diagrama y ecuación de la fuerza de un fluido en un cambio de vector de dirección. El coeficiente K es función del ángulo θ, de manera que su valor es mayor cuanto más lo sea la angulación: 1; 1,41; 1,73 y 2 para valores de θ de 60, 90, 120 y 180 grados respectivamente. (De Texon, 1963.)

β β β

β θ

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θ

F = KρQV

A una velocidad y flujo volumétrico constantes, cualquier incremento en el ángulo eleva la fuerza requerida para desviar la corriente del fluido. En función del principio de inercia descrito, si se reduce el área del vaso a la mitad, la velocidad debe multiplicarse por cuatro para mantener la fuerza necesaria 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 centrífuga. La aceleración radial en una curvatura es función de la velocidad (v) y de su radio (r): Aceleración = v2 / r

FIGURA 5. La presión de un fluido en un sector curvo se incrementa con el radio, de manera que se observa una caída de aquélla por unidad de distancia radial hacia la zona central de la curvatura del orden de ρv2/r. (De Texon, 1967.)

Se define como “masa de elemento de un fluido” al producto de la densidad y el volumen: Masa = ρ · dr · dA Donde:

p + dp

– dr es función del radio de la curvatura – dA es función del área del sector considerado Finalmente, la fuerza centrífuga es el producto de la masa y la aceleración:

dA

dr

v

p

Fuerza centrífuga = v2 · ρ · dr · dA / r r

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

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La fuerza centrífuga efectiva sobre el sector de fluido resulta equilibrada por las fuerzas resultantes sobre las superficies, externa e interna: dp = ρ (v2/r) dr La diferencia de presión (dp) a que se encuentra sujeto un fluido en una curvatura disminuye en función de si el radio (r) de la curvatura aumenta o si su velocidad (v) disminuye. En virtud de ello se produce un área de baja presión en la superficie convexa de la curvatura, que en el caso de las arterias provoca turbulencia de flujo, aceptándose 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 entre sus capas y entre éstas y las paredes del vaso”. El fenómeno de fricción es de naturaleza fisicoquímica, y se explica por la resistencia a la deformación inducida por la fuerza de interacción molecular del fluido. 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 principio de Torricelli, toda la energía potencial debida a la altura del fluido en el recipiente 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 energía potencial se transforma en cinética por efecto de una segunda energía derivada 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 largo de un vaso de longitud (L) y radio (r), y su coeficiente de viscosidad (η) se expresa mediante la ley de Poiseuille-Hagen, que establece que la caída de presión entre dos 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 cuarta potencia del radio: P1 - P2 = v · (8 · L · η) / ( r2 ) (1) Valorando que el área de una sección circular de un vaso es π · r2, de la ecuación (1): P1- P2 = v · (8 · L · η) / (π · r4) (2)

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

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La ecuación de Poiseuille-Hagen puede igualmente expresarse en términos de la resistencia (R) al paso de un fluido entre dos puntos configurados por un gradiente de presión (∆P), a partir de la ecuación (2): R = ∆P / v = 8 · η · L / π · r4 (3) El coeficiente de viscosidad se expresa en unidades poise. Dado que el flujo y la resistencia se comportan de forma inversa con referencia a la cuarta potencia del radio, ambos estarán marcadamente afectados por variaciones en el calibre del vaso. Así, incrementos del 16 % en los valores de la magnitud del radio comportan duplicaciones del flujo, y del orden del 200 % reducen la resistencia en 16 veces con referencia a su valor inicial. La ley de Poiseuille-Hagen es matemáticamente válida para fluidos homogéneos, con coeficiente de viscosidad uniforme y que siguen las leyes de Newton, y en este sentido la sangre es un fluido complejo, en el que la zona de plasma libre de formaciones celulares adyacentes a la pared del vaso comporta un descenso de la viscosidad en esta interfase. Este efecto no es despreciable en los vasos de un diámetro inferior a 0,5 milímetros, pero en arterias de calibre superior donde la velocidad es más elevada, no altera de manera significativa la relación presión/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 sección transversal y morfología parietal de la arteria, por otra. La integral de la ecuación de la ley de Poiseuille-Hagen es la propia de una parábola, y en circunstancias normales la velocidad del flujo arterial tiene un perp1 fil parabólico, siendo su velocidad máxima en el centro del vaso y decreciendo paulatinamente y de manera simétrica µ hacia 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 flujo D laminar a turbulento se produce por la interacción entre su velocidad y la presión aplicada para obtenerla. T0 Se expresa mediante el “número de l Reynolds” (n Re), que es el resultado de una ecuación de multirregresión entre

FIGURA 6. Representación del perfil de velocidad de un líquido de comportamiento newtoniano, de viscosidad (µ), en el interior de un conductor cilíndrico cerrado, de longitud (l) y diámetro (D), que discurre en un gradiente de presión (P1 - P2).

p2

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la velocidad (v), el diámetro del vaso (D), el coeficiente de viscosidad (η) y la densidad (ρ) de la sangre, y que matemáticamente se expresa como: n Re = v · D · ρ / η (1)

FIGURA 7. La transición de flujo laminar a turbulento en un fluido es función de la relación entre su velocidad y la presión aplicada para conseguirla. En la gráfica se representa en línea continua el perfil de la curva de velocidad (cm/s) esperada en función de la presión (mmHg) aplicada, y en discontinua el punto donde se alcanza el número de Reynolds crítico que genera turbulencia, y que en el caso de la sangre es de 2.000.

Presión

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

Número de Reynolds Velocidad

Desde un punto de vista práctico, relaciona las fuerzas de fricción en el flujo con el perfil de velocidad, y por ello se ha propuesto integrar las variables de la morfología del vaso, su superficie interior y el número de Reynolds en el concepto de “coeficiente o factor de fricción” (f), dando lugar a la ecuación de Darcy que calcula la pérdida de energía del flujo arterial cuando cambia de laminar a turbulento: P1 - P2 = f · ρ · L · v2 / 4r (2) Un coeficiente de fricción de 64 Reynolds se considera propio del flujo de tipo laminar, y en esta situación el resultado final de la ecuación de Darcy se corresponde con la de Poiseuille-Hagen para flujos laminares. Dada la condición de fluido no newtoniano de la sangre, su viscosidad disminuye cuando el gradiente transversal de velocidad aumenta, situación que se produce en una estenosis corta. Por tanto, el diferencial de velocidad en el centro de la estenosis —incremento de la velocidad— con el del sector inmediato postestenótico —disminución de la velocidad—, es un factor favorecedor del inicio de flujo turbulento. Por el contrario, y dado que el perfil circulatorio laminar se modifica poco a lo largo de una estenosis larga y de rugosidad parietal regular, en esta situación la turbulencia puede ser de menor magnitud o no llegar a producirse.

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

11. ÍNDICE DE CIZALLAMIENTO En el contexto del flujo laminar expuesto, la relación entre las variaciones de velocidad (v) y del radio del vaso (r), medidas en el centro de las líneas de flujo, se denomina ratio o índice de cizallamiento (D): D = - dv / dr (1) La fuerza de cizallamiento (τ) es aquélla necesaria para superar la fricción entre líneas contiguas de flujo y matemáticamente se expresa por el producto del índice 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 τw = 4ηv / r El endotelio arterial en situación de normalidad tiene capacidad de modular su respuesta al fenómeno de cizallamiento. Cuando éste se produce, ya sea por un aumento de la velocidad o por una disminución del radio, se genera una reacción refleja de relajación. Este efecto se observa en el sector arterial proximal a una fístula A-v, lo que comporta una reducción en la velocidad del flujo con el fin de compensar el incremento 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 hemodinámico, la progresión de las lesiones del endotelio vascular en las bifurcaciones arteriales y la rotura en los aneurismas aórticos.

12. RESISTENCIA La resistencia (R) a la progresión de un fluido en un sistema cerrado se define en relación con el gradiente de energía entre dos puntos (E1 - E2) de éste y el flujo medio (Q): R = E1 - E2 / Q (1) En el caso del flujo arterial, si se considera constante la velocidad y la viscosidad del fluido que circula entre ambos puntos, aplicando el principio de Bernoulli, de la ecuación (1) se deriva que: R = P1 - P2 / Q (2) Siendo P1 y P2 la presión arterial en ambos puntos.

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DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

El comportamiento hemodinámico de la variable de la resistencia entre dos puntos sigue un comportamiento físico similar al observado en la ley de Ohm para explicar la impedancia eléctrica de varias resistencias (fig. 8). Si éstas son en paralelo, la resistencia final (Rt) equivale a la suma de todas y cada 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 aplicación de la ley de Poiseuille-Hagen a la ecuación (2), resulta:

R

{ 100 Ω

50 Ω

100 V

25 Ω

D

0,5 amp 25 Ω R = R1+R2+ R3 R = 175 Ω

2,55 amp

R = 8 · L · η / π · r4 La resistencia hemodinámica se expresa por unidades de resistencia periférica (URP) en mmHg por cc y segundo. (*) Así, en una situación en que el gasto del ventrículo izquierdo sea de 60 cc por segundo y la presión media en la aorta terminal de 60 mmHg, el valor de la URP será 8 . 104 dinas.

D

100 V 100 Ω

50 Ω

13. HEMODINÁMICA EN UNA ESTENOSIS

25 Ω 1 1 1 1 = + + R R1 R2 R3

Desde el punto de vista práctico, cuando dos o más estenosis de radios diferentes entre sí se sitúan 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 existen estenosis únicas. La existencia de una estenosis comporta, en función del principio de Poiseuille, dos efectos hemodinámicos fundamentales: un incremento de velocidad en su punto 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. R = 14,3 Ω

FIGURA 8. Ley de Ohm de la impedancia de la energía eléctrica, que indica que para un mismo voltaje el amperaje final resultante es mayor si sucesivas resistencias están situadas en paralelo con respecto a las colocadas en serie.

(*) 1 URP = 8 . 104 dinas.

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

Ambos se han correlacionado con la progresión de la lesión parietal. En este sentido, y a partir de las teoa rías de Paterson en 1959, Burton demostró en 1972 que la aceleración sobre una placa de ateroma en la que existen múltiples canales o fisuras intraplaca y cuyo gradiente de presión es terminal y superior con respecto al de la corriente central, favorece su crecib miento y embolización. Burton realizó sus estudios sobre las lesiones de las arterias coronarias, y demostró que el riesgo máximo de una rotura de placa y de trombosis secundaria en esta situación se asocia a hipertensión arterial, ya que el aumento de gradiente favorece la presión de vibrac ción intraplaca. Por otro lado, y en función del efecto Venturi, el incremento de aceleración favorecería la expansión de la placa. En el segmento inmediato a la estenosis, y en función de la ley de Bernoulli y de la ecuación de la energía de fluidos en movimiento, se produce una disminución de velocidad y un incremento de presión, cuyos efectos fisiopatológicos son la existencia de un flujo turbulento y la formación de una dilatación postestenótica (fig. 9).

14. RELACIONES ENTRE LA RESISTENCIA Y LA PRESIÓN. ESTENOSIS CRÍTICA La presión registrada en la zona postestenótica (P2) es función de la presión sistémica (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 hemodinámica a partir de la cual es factible la aparición de fenómenos de turbulencia al alcanzar un número de Reynolds crítico. En circunstancias basales, para alcanzar el punto de estenosis crítica en el interior 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 de Reynolds 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 reducciones iguales o inferiores del radio. Así, y para una reducción del radio del 75 %, si R disminuye a la mitad de los valores basales (R2 = 1/2 de R1), la presión postestenótica disminuye entre 20 y 30 mmHg, la velocidad aumenta y el punto de estenosis crítica se alcanza antes (fig. 10).

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FIGURA 9. La aplicación del principio de Bernoulli configura la hemodinámica en una estenosis arterial y en su segmento inmediato postestenótico: incremento de velocidad y reducción de presión en el punto central de la estenosis, y disminución de la velocidad e incremento de la presión en el sector postestenótico, y la generación de la dilatación postestenótica.

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DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

Presión mmHg

Resistencia periférica

100

R1 R2 R3 R4

100 %

Este comportamiento es la base hemodinámica de la fisiopatología de la claudicación intermitente y del test de esfuerzo.

50 % 20 %

15. HEMODINÁMICA EN UN ANEURISMA

10 %

La progresión del crecimiento de un aneurisma y su rotura a partir de un incremento inicial en el radio 3,3 % de la arteria basal, se explica hemodinámicamente apliR6 2,5 % cando los conceptos de Bernoulli, de Laplace y de la R7 fuerza de cizallamiento. En función del primero, la energía en el sistema circulatorio es el sumatorio de la potencial y la cinética, y permanece inalterable en el interior del vaso. Porcentaje de superficie de sección A un débito constante, un incremento en el diámetro vascular, como ya se ha expuesto, comporta una disminución de la velocidad, y por tanto, un decremento 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 de la presión. En función del segundo, y por el principio de Laplace, la tensión resultante sobre la pared arterial es directamente proporcional a la presión en el interior del 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 índole histológica, su tendencia progresiva al crecimiento. Finalmente, si tomamos en consideración el concepto de fuerza de cizallamiento en la pared de una arteria —denominado también estrés—, éste es función del diferencial entre la presión intraarterial y extraarterial. Esta fuerza puede definirse matemáticamente en relación con el radio (r) del aneurisma, el diferencial de ambas presiones (∆P) y el grosor de la pared del aneurisma (δ): τ = ∆P · (r / δ ) 5%

50

100

R5

50

FIGURA 10. Comportamiento de la presión en función de la resistencia periférica. El trazado superior (R1) muestra el perfil de la curva de presión (abcisas) en función de la reducción del área del vaso (ordenadas), y que se mantiene en valores constantes para reducciones inferiores al 75 % de ésta. Los sucesivos trazados (R2 a R7) muestran el perfil de la curva de presión cuando la resistencia periférica disminuye del 50 al 2,5 % con referencia a R1.

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

16. HEMODINÁMICA EN UN INJERTO En este capítulo se ha referido que los cambios en vectores de la dirección del flujo sanguíneo reducen su energía en función de la inercia. Por tanto, y desde este punto de vista hemodinámico, las anastomosis terminoterminales son hemodi-

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA ARTERIAL

FIGURA 11. Efecto del crecimiento del diámetro arterial sobre la variable de estrés tangencial (τ): sobre un diámetro basal de 2 cm y un grosor de la pared de 0,2 cm, que corresponde a las características de la arteria aorta terminal, la línea continua corresponde a los valores del grosor de la pared, que crecen de forma proporcional a la aplicación de un estrés. La línea discontinua representa la situación en que el grosor de la pared no se modifica. La rotura se produce cuando el estrés aplicado excede a la fuerza tensional. (De Summer DS. Vascular Surgery, Principles and Practice; 1994).

25

Fuerza de estrés tangencial

20

15

10 ∂ = 0,2 cm 5

0 2,0

3,0

4,0

5,0

6,0

7,0

8,0

9,0

25

10,0

cm

námicamente más eficientes que las terminolaterales, al comportar una menor pérdida 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 del injerto que asegure un flujo hemodinámicamente adecuado para el sector. En la tabla 1 se relacionan los mínimos gradientes de presión en función de los flujos y el diámetro para un injerto de 40 centímetros de longitud colocado en el sector fémoro-poplíteo. A modo de ejemplo, el flujo en la arteria femoral común en situación basal se sitúa en 350 cc/minuto, pero este valor puede incrementarse de cinco a diez veces más en situación de ejercicio. TABLA 1. Gradientes de presión necesarios para asegurar determinados flujos en función del diámetro de un injerto 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

0,6

150

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

II

Conceptos básicos de hemodinámica venosa 1. Distribución de energías en el flujo venoso 2. Complianza 3. Flujo venoso 4. Hemodinámica del retorno venoso 5. Efectos de la presión venosa sobre la presión arteriolar

29

Conceptos básicos de hemodinámica venosa

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 de presión 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 y entre 0 y 5 mmHg en la vena cava yuxtaauricular. La presión hidrostática depende de la densidad de la sangre, de la fuerza de la gravedad y de la distancia entre dos puntos de referencia. Su valor en un punto concreto de la extremidad inferior se calcula tomando como referencia el denominado “eje flebostático de Windsor y Burch”, que se sitúa en la línea horizontal que une las articulaciones costoesternales de la cuarta costilla. Finalmente, el vector estático es función del gradiente de “presión transmural”, que se define como el diferencial de presión entre la que genera la sangre en el interior de la vena y la externa a que está sometida su pared. En las venas, moderadas variaciones de presión transmural se traducen en incrementos 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 estabiliza, y que se sitúa alrededor de 90 mmHg, por encima del cual el volumen venoso permanece invariable (fig. 1).

DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

FIGURA 1. Relación entre la presión transmural y el volumen venoso. (De Sumner DS. Vascular Surgery; 1995).

Volumen venoso en ml por 100/ml en la pantorrilla

30

5 4 3 2 1 0 0

10

20

30

40

50

60

70

80

90

Presión transmural venosa mmHg

El gradiente de presión transmural mínimo necesario para evitar el colapso venoso es de 5 mmHg. A esta capacidad de adaptación se le denomina “complianza” y es una variable determinante del comportamiento del flujo venoso, tanto en situaciones de normalidad como patológicas.

2. COMPLIANZA En Física, la complianza (C) se define como la capacidad que tiene una estructura 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 R el radio exterior de la vena, sustituyendo en la ecuación (2) E por su valor en la ecuación (3): C = ∆R/ ∆P · R (4)

CONCEPTOS BÁSICOS DE HEMODINÁMICA VENOSA

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 la resistencia (R): Q = ∆P / R Considerando el ∆P equivalente a la diferencia entre la presión venosa periférica y la central.

4. HEMODINÁMICA DEL RETORNO VENOSO Las funciones fisiológicas fundamentales del sistema venoso son la regulación de la presión en el extremo venular del capilar y la de actuar como reservorio sanguíneo. Para esta segunda, resulta fundamental la propiedad de la capacitancia, pero la magnitud del diferencial entre el ∆P y la presión hidrostática no resulta suficiente para asegurar un flujo y presiones capilares adecuados. Por ello, tanto en las variables de progresión centrípeta del caudal como en su velocidad, resulta fundamental que exista la fragmentación o descomposición de la columna hidrostática, que se logra mediante la interposición de segmentos valvulados. En este plano, el sistema venoso de la extremidad inferior está configurado anatómicamente por dos colectores venosos en paralelo intercomunicados por un tercero. El colector superficial está integrado por ambas venas safenas y por redes accesorias colaterales. En circunstancias de normalidad, su complianza es baja y drena entre el 10 y el 15 % de la totalidad de la sangre venosa. Exceptuando un segmento de la vena poplítea, su situación es extraaponeurótica. El colector profundo está configurado por seis venas infrageniculares y el eje ílio-fémoro-poplíteo, y es totalmente intraaponeurótico. El número de válvulas en ambos segmentos es variable, y sus sectores más valvulados corresponden al infrapoplíteo, donde las venas tibiales presentan entre 9 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 ilíaca externa, y la vena ilíaca común no están habitualmente dotadas de sistema valvular. La vena safena interna presenta de 7 a 9 válvulas y la externa entre 2 y 4, habiéndose 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 presión arteriolar residual y de la contracción muscular. Esta última, cuando es efectiva, genera presiones de 200 mmHg en el compartimento intramuscular.

31

32

DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

En la cadencia de los tres movimientos de la marcha, la hemodinámica venosa 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 por la dinámica descrita, su gradiente de presión es inferior a sus inmediatos proximal y distal. Ello comporta que el incremento de presión paulatino que experimenta este último en función de la presión arterial residual —de 15 a 25 mmHg—, provoque su nuevo llenado, y sólo cuando la presión en el segmento alcanza un gradiente superior al proximal, la válvula se abra nuevamente, con lo cual se restituyen de nuevo los gradientes (fig. 2). Obviamente, este funcionalismo se altera cuando la presión segmentaria se incrementa por un gradiente secundario al reflujo en el segmento proximal.

5. EFECTOS DE LA PRESIÓN VENOSA SOBRE LA PRESIÓN ARTERIOLAR

FIGURA 2. Representación gráfica de la relación entre los valores cíclicos de la presión compartimental y el mecanismo de apertura valvular en los segmentos venosos infrapoplíteos. (De Sumner DS. J Vasc Surg 1993;17:459-69).

En la resultante de la presión venosa intervienen, con distinto signo, las variables de la presión arterial residual y la presión venosa central, por un lado, y la presión hidrostática, por otro. En situación basal y en bipedestación, la presión en un segmento de la extremidad es igual a la suma de la presión media dinámica residual que en circunstancias normales es de 15 a 25 mmHg, y la presión hidrostática medida desde el “eje flebostático” y que en términos generales se considera entre 100 y 110 mmHg para las venas de la pantorrilla. Por tanto, cuando se pasa de la posición de decúbito a bipedestación, la presión venosa se incrementa en una media de 115 a 125 mmHg. Al realizar una contracción muscular la presión venosa en las venas intragemelares se reduce a valores de 20 mmHg o incluso inferiores, con lo cual la presión 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 este sentido, se estima que en circunstancias de actividad muscular un tercio de la energía muscular se genera a través de este mecanismo.

III

Conceptos básicos de la circulación terminal 1. Unidad microcirculatoria terminal. Concepto anatómico 2. Hemodinámica de la unidad microcirculatoria terminal

35

Conceptos básicos de la circulación terminal

1. UNIDAD MICROCIRCULATORIA TERMINAL. CONCEPTO ANATÓMICO La unidad microcirculatoria terminal (UMT) está conformada por la arteriola, los capilares, la vénula, las anastomosis arteriovenosas, la metaarteriola y los capilares linfáticos (fig. 1). La interrelación y dependencia hemodinámica de estas estructuras vasculares guarda lógicamente relación con las variables hemodinámicas de los sectores arteriales y venosos sistémicos, pero tienen una elevada capacidad de regulación en función de situaciones hemodinámicas y metabólicas locales (fig. 1). Desde un punto de vista descriptivo, la UMT se inicia a partir de arteriolas de diámetro inferior a las 50 µ. Previamente a su ramificación en redes capilares terminales, de éstas emergen las anastomosis arteriovenosas y las metaarteriolas. La progresión del flujo sanguíneo por los capilares o su derivación por estas dos estructuras está regulada por mecanismos hemodinámicos, neurológicos, térmicos y metabólicos que actúan sobre el tono regulador del esfínter precapilar. Por tanto, cabe diferenciar dos circuitos: el derivativo y el metabólico. En circunstancias basales, el 75 % del flujo sanguíneo de la arteriola es derivado por la metaarteriola, y el 25 % progresa 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, contiguas y revestidas de una membrana basal con pericitos, y su diámetro varía entre las 2 y 8 µ. La metaarteriola tiene un diámetro medio de 15 µ, y de su segmento distal o venular emergen un promedio de 10

FIGURA 1. Esquema de la unidad microcirculatoria terminal: de cada metaarteriola nacen un promedio de diez capilares que desembocan en vénulas adyacentes, las cuales, y en grupos de cuatro, drenan en un único capilar linfático.

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DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

capilares. De ellos, la mitad drenan en su propia vénula y la otra mitad en vénulas de UMT vecinas. Ello conforma una estructura en red. Las vénulas presentan un diámetro muy variable, entre 2 y 20 µ, y drenan en un 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 de Starling, que en 1896 demostró que la filtración plasmática se realiza en el sector arteriolar y la reabsorción en el venular, en función del equilibrio de las presiones hidrostáticas —arterial, venosa y tisular— y osmótica —oncótica plasmática y tisular—. A partir de los estudios de capilaroscopia vital, la ley de Starling ha sido cuestionada con posterioridad, en función de experiencias que han establecido ambos intercambios en el segmento capiloro-venular. No obstante, los postulados de la ley de Starling continúan siendo válidos de manera global para comprender la hemodinámica en la UMT. La ley de Starling se expresa matemáticamente como: Jv = Lp · A (Pc - Pi) - (IΓc - IΓi) (1) Donde: – Jv es el filtrado capilar – Lp es el coeficiente de filtración – A es la superficie de filtrado – Pc es la presión hidrostática capilar – Pi es la presión hidrostática intersticial – IΓi es la presión oncótica intersticial – IΓc es la presión oncótica capilar Si se tiene en cuenta que: Pc - Pi = ∆P (2) Y que: IΓc - IΓi = ∆I (3) De la ecuación (1): Jv = Lp · A (∆P - ∆I) (4) La ecuación de Starling no considera la variable de filtrado linfático (Jv), introducida por Wiederhielm, y que lo define: Jv = Jf -Jr - Dl + Fp (5)

CONCEPTOS BÁSICOS DE LA CIRCULACIÓN TERMINAL

Siendo: – Jf la fracción de filtración 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 arteriolar del capilar, y a partir de una presión arterial residual media de 25 mmHg, es de 2 mmHg; y la presión de reabsorción en el sector venular, a partir de una presión venosa media de 15 mmHg, de 18 mmHg. En estas circunstancias hemodinámicas se produce una reabsorción efectiva del líquido intersticial. No obstante, y aun en situación de normalidad, cabe considerar que intervienen diversos factores que pueden alterar este equilibrio hemodinámico. El drenaje por los capilares linfáticos es uno de ellos. Habitualmente, éstos drenan 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 cadena corta. El área de filtración es otro factor que debe tenerse en cuenta, y está regulado por la acción ya descrita de los esfínteres precapilares y la derivación del flujo por el canal preferencial.

37

IV

Diagnóstico por ultrasonidos 1. Referente histórico 2. Fundamentos físicos de los ultrasonidos 3. El efecto Doppler-Fizeau 4. Doppler direccional de emisión continua o de detección de fase 5. Doppler bidireccional de emisión discontinua o pulsada 6. Análisis espectral de frecuencias 7. Ultrasonografía en modo A, B y M 8. Dúplex 9. Representación cromática de flujos 10. Power Doppler 11 Lasser Doppler 12. Doppler Imagine 13. Elementos básicos de los aparatos de estudio mediante ultrasonidos 14. Perfiles velocimétricos 15. Cálculo del volumen de flujo 16. Efecto de la resistencia sobre el perfil de las curvas Doppler 17. Efectos de una estenosis sobre la curva Doppler 18. Efectos de una oclusión 19. Índice de resistencia 20. Índice de distensibilidad carotídea 21. Índice de presión perfusión 22. Índice de rendimiento carotídeo 23. Índice de pulsatibilidad 24. Damping Factor 25. Índices tensionales 26. Curvas Doppler de flujo venoso 27. Estudio del reflujo venoso 28. Causas más frecuentes de errores de interpretación en el estudio por ultrasonografía 29. Ecopotenciadores 30. Efectos biológicos de los ultrasonidos. Seguridad

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Diagnóstico por ultrasonidos

1. REFERENTE HISTÓRICO La mayoría de los tratados sobre ultrasonidos toman el referente del profesor de 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 gama de sonidos no perceptibles por el oído humano, a partir de su observación sobre el vuelo de los murciélagos, que a pesar de no estar dotados de visión, advirtió que no colisionaban en su trayectoria por las angostas cuevas al orientarse por los ecos del sonido que emitían. Cinco años más tarde, Jurine confirmó la teoría de Spallanzani al observar que la capacidad de orientación de estos mamíferos decrecía de forma importante cuando se les ocluían ambos oídos. Christian Doppler publicó en 1842 su ensayo “Sobre la luz cromática de las estrellas dobles” (fig. 1), en el que describía las variaciones de frecuencias en un haz de luz emitido por un foco al incidir sobre objetos móviles. Metodológicamente, este trabajo, aplicable en principio al campo de la óptica, sentó las bases posteriores para el estudio de las propiedades físicas de los sonidos. En 1880, Pierre Curie describió el denominado “efecto piezoeléctrico”, que definió como la propiedad física de determinados cristales que en función de sus ejes polares, tenían para generar una carga eléctrica cuando eran estimulados por un fuerza de distorsión mecánica; efecto que podía igualmente producirse de forma inversa y generar energía mecánica a partir de un estímulo eléctrico. Durante los treinta años siguientes a los trabajos de Pierre Curie, apenas existen referencias acerca de nuevas investigaciones y progresos sobre el conocimiento de los ultrasonidos, hasta que en abril del año 1912, el naufragio del trasatlántico 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 la navegación la primera aplicación práctica de los ultrasonidos (fig. 2). Pocos años después, en la I Guerra Mundial, las ondas acústicas fueron utilizadas con fines militares, mediante “el dispositivo de Chilkowsky” que permitió

FIGURA 1. Christian Doppler, nacido en Viena en 1803 y profesor de Ciencias Físicas en la Universidad de Praga, publicó en 1842 el ensayo “Sobre la luz cromática de las estrellas dobles”.

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DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

FIGURA 2. El periódico The Times correspondiente al jueves 16 de abril del año 1912, en el que se reseña el naufragio del trasatlántico Titanic.

a los buques ingleses localizar y enviar con cierta precisión cargas de profundidad a los submarinos alemanes. La primera aplicación industrial de los ultrasonidos cabe atribuirla a los trabajos del físico ruso Solokov en 1945, mediante la cual se realizaron los primeros análisis de materiales sólidos. En el campo de la Medicina, el “efecto Doppler-Fizeau” no tuvo sus primeras aplicaciones hasta mediados del siglo XX . En 1953, los cardiólogos Edler y Hertz publicaron los primeros exámenes ecocardiográficos. Un año antes, Howry había conseguido la primera generación de unos aparatos denominados “somatoscopios”, y si bien su única aplicación inicial fue aportar mayor exactitud a las trayectorias de las bombas lanzadas desde un avión B.29, posteriormente fueron utilizados con éxito en la detección de tumores mamarios, ya que se consiguió 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 el registro velocimétrico del flujo de la arteria humeral en un ser humano a través de un emisor-receptor de ultrasonidos, siendo Kato dos años más tarde quien demostró que el movimiento de los eritrocitos era el responsable de la reflexión de los ultrasonidos. A partir de ese momento, la progresión del genéricamente denominado “método Doppler” en la exploración vascular fue rápida. En 1959, Gordon desarrolló la tecnología correspondiente a la emisión de ultrasonidos en forma bidimensional que permitía la representación gráfica, calculada geométricamente, de las vísceras abdominales. En 1965, Krause y Soldner describieron el estudio ecográfico en tiempo real. No obstante, con los primeros aparatos únicamente podía medirse la velocidad del flujo, pero no su dirección, hasta que en 1967 Mc Leod desarrolló la técnica bidireccional.

DIAGNÓSTICO POR ULTRASONIDOS

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En 1972, Kossoff y Garret introdujeron la técnica del modo B en escala de grises, y en 1976 Nippa combinó la ecografía en modo B con el registro simultáneo de las curvas de flujo dando lugar al Dúplex. En la década de los años setenta, y en cuanto a referentes de las exploraciones en angiología y cirugía vascular, éstos están representados por las aportaciones del grupo de D.E. Stradnness en Norteamérica, de Pourcelot en Francia y de Gosling y Nicolaides en el Reino Unido.

2. FUNDAMENTOS FÍSICOS DE LOS ULTRASONIDOS Los ultrasonidos (US) corresponden a un rango o escala de sonido cuya frecuencia se sitúa entre los 16 × 103 y los 1010 hercios. El sonido es la resultante del recorrido de la energía mecánica a través de la materia, de manera que en el curso de éste su onda de propagación experimenta dos fenómenos de forma alternativa en el tiempo: la compresión y la refracción. A la distancia entre dos crestas de onda sucesivas se le denomina longitud 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 denomina T. El número de ciclos completos por unidad de tiempo constituye la frecuencia (F). La freCompresión + cuencia y el tiempo son inversamente proporcionales: F = 1/T (1)

FIGURA 3. Representación gráfica de las fases de compresión y refracción en las ondas de presión alternantes con las que se transmite el sonido. La longitud de onda (λ) es la distancia entre dos crestas sucesivas.

λ

P r e s i ó n

La unidad de frecuencia acústica es el hercio (Hz). Un hercio corresponde a un ciclo por Refracción segundo. Un kilohercio (kHz) equivale a 1.000 Hz, Tiempo y un megahercio (MHz) a 106 Hz. El rango de frecuencias acústicas se sitúa entre − 1Hz y 100 Hz, y el oído humano percibe únicamente frecuencias entre 20 Hz y 20.000 Hz y, por tanto, no las correspondientes a los US, que son entre quinientas y mil veces superiores a éstas. La propagación de los sonidos en un medio se realiza de manera transversal y longitudinal, correspondiendo al tejido humano esta última. La velocidad de propagación del sonido (C) depende de las propiedades físicas del medio, y fundamentalmente de su resistencia a la compresión, que a su vez es función de su rigidez, densidad y elasticidad, de tal forma que la velocidad es directamente proporcional a su rigidez e inversamente proporcional a su densidad. La velocidad de las ondas sónicas se representa como el producto de la longitud de onda (λ) y la frecuencia (F):

T

44

DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

C = F · λ (1) En el tejido humano, la velocidad de transmisión de los US varía de 4.000 m/s en las estructuras óseas a 1.500 m/s en los tejidos parenquimatosos, y en general en 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 / 107 = 0,154 mm En las aplicaciones clínicas, es fundamental establecer previamente a la exploración la distancia o profundidad (D) existente entre la interfase reflectora objeto de estudio y el transductor que emite y recibe la señal reflejada, aspecto que es factible 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 velocidad (C) y al tiempo (T): D=C·T Por ejemplo, si este intervalo es de 5 · 10-5 segundos, y teniendo en cuenta que el 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 se produzca reflexión se denomina anecogénico. Los diversos tejidos del organismo se comportan como múltiples interfases diferentes que son las responsables de la reflexión, y cuando un haz de US los atraviesa, una parte de su energía es absorbida y otra reflejada. El índice de reflexión hace referencia a esta última y es una variable dependiente 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 tanto por su tamaño como por su superficie. Se denominan reflectores especulares a aquellas interfases que son amplias y de consistencia uniforme. En ellas, la reflexión se produce de manera similar que la de un objeto sobre un espejo plano. Un ejemplo de reflector especular en el cuerpo humano es el diafragma.

DIAGNÓSTICO POR ULTRASONIDOS

45

Se designa coeficiente de reflexión (R) a la cantidad de energía reflejada por una interfase, y en el caso de los reflectores especulares, éste se calcula en función de la impedancia acústica de los tejidos que conforman la interfase: R = (Z2 - Z1) · 2 / (Z2 + Z1) · 2 Donde Z1 y Z2 corresponden a las respectivas impedancias acústicas de la interfase. La mayor parte de las estructuras del cuerpo humano no se comportan como reflectores especulares sino como reflectores difusos, en los que los ecos reflejados se dispersan en todas las direcciones. En el caso de las arterias y las venas, mientras su estructura parietal se comporta como un reflector especular y por tanto precisan un ángulo de exploración perpendicular para su óptimo estudio, el flujo tiene una respuesta más próxima a un reflector difuso y por tanto precisa la utilización de ángulos menores a los 90 grados. Otra propiedad física que debe tenerse en cuenta en los estudios mediante US es la de la refracción, efecto derivado del cambio de dirección del haz emitido por el transductor cuando atraviesa dos interfases en las que la velocidad de propagación acústica es diferente. La refracción se calcula mediante la siguiente fórmula matemática, que se conoce como el postulado de Snell: C1 / C2 = sen α1 / sen α2 Donde:

FIGURA 4. El fenómeno de refracción en el organismo se produce cuando el sonido pasa de una interfase (tejido A) a otra (tejido B), las cuales presentan diferente velocidad de propagación acústica.

– C1 y C2 corresponden a las velocidades de propagación en los tejidos que forman la interfase – α1 es el ángulo de incidencia del US que incide y α2 es el ángulo del US reflejado (fig. 4) El efecto de refracción puede dificultar la calidad de la exploración clínica, y en función de la ecuación de Snell es factible que la corrección en el ángulo de exploración del transductor pueda reducir este efecto. Finalmente, la atenuación que los US experimentan cuando atraviesan los tejidos tiene importancia, ya que configura la profundidad de la zona que debe explorarse. El sonido experimenta una pérdida de energía y de amplitud de onda en su paso por los tejidos. Esta pérdida de energía acústica libera calor, liberación que guarda relación con la potencia acústica (P), expresada en vatios por unidad de tiempo.

C1

Tejido A

C2

Tejido B

θ1

46

DIAGNÓSTICO HEMODINÁMICO EN ANGIOLOGÍA Y CIRUGÍA VASCULAR

Se denomina intensidad (I) a la distribución espacial de la energía y se expresa en vatios por cm2, de acuerdo con la fórmula: I = P / Área La atenuación es un concepto relativo que se utiliza para establecer la comparación entre diferentes niveles de potencia o intensidad de los US. Se mide en decibelios (dB), que se definen como el logaritmo de la presión e intensidad que se comparan.

3. EL EFECTO DOPPLER-FIZEAU FIGURA 5. (a) Esquema de la generación de ultrasonidos mediante el efecto piezoeléctrico. (b) La sonda está constituida por dos cristales, uno de los cuales genera la frecuencia de emisión (f), y el otro recepciona la de reflexión (F).

(a)

En los apartados anteriores de este capítulo se ha expuesto cómo las ondas sonoras son una forma de energía mecánica que pueden propagarse por diversos medios. El efecto Doppler-Fizeau se define como “el diferencial de frecuencia existente entre la frecuencia de emisión y la de recepción en la propagación de una vibración” (fig. 5 a y b).

(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 medio y del ángulo de incidencia de los vectores de ambas frecuencias Fe y Fr. Su aplicación a la energía acústica permite realizar estudios de velocimetría en los fluidos arteriales y venosos, a partir de ∆F:

∆F / Fe = 2 · v · cos α / C (1)

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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 · cosα / C (2) y de la velocidad del fluido estudiado: v = ∆F · C / 2 · Fe · cosα (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 de 1.103 Hz. Si el ángulo de estudio utilizado ha sido de 50° (coseno 0,624) la velocidad 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 incurrir en 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 cual contribuyó a la introducción de la tecnología basada en el Doppler de emisión discontinua 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° (coseno igual a cero), no existe señal velocimétrica reflejada. Por el contrario, si el ángulo de 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). TABLA 1. Error relativo (%) en el cálculo de la velocidad máxima sistólica y diastólica en la curva Doppler, en función de desviaciones del 10 % sobre ángulos de incidencia α preestablecidos. Obsérvense las mayores magnitudes de error relativo a partir de desviaciones sobre un ángulo de exploración de 60° Ángulo alfa en grados

Coseno de alfa Error relativo

0°

10°

20°

30°

40°

50°

60°

70°

80°

90°

1

0,98

0,94

0,87

0,77

0,64

0,5

0,34

0,17

0

4

6,3

11,5

17

22

32

47

100

47

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4. DOPPLER DIRECCIONAL DE EMISIÓN CONTINUA O DE DETECCIÓN DE FASE Instrumentalmente consta de: – emisor u oscilador electrónico que emite una corriente eléctrica sinusoidal de frecuencia definida, habitualmente entre 4 y 7 MHz – sonda con dos cerámicas sintéticas de titanato de bario, que transmite y recibe los pulsos de ultrasonidos – dispositivo de diferencia de fase, que recoge la señal emitida por el oscilador electrónico y establece una diferencia de 90 grados – multiplicador de dos vías, que multiplica la frecuencia de la señal recibida y la de referencia. Esta referencia corresponde por un lado a la emitida por el oscilador y por otro a la diferenciada 90 grados De las variables derivadas del multiplicador —sumatorio y diferencial de frecuencias— únicamente interesa esta última a efectos prácticos. El diferencial de fase de 90 grados permite identificar la diferencia de frecuencias (∆F) con signo positivo o negativo en función de que la frecuencia captada sea superior o inferior a la frecuencia de emisión.

FIGURA 6. Gráfico descriptivo de la metodología técnica del Doppler de emisión continua. (De Dauzat. Pratique de l’Ultrasonographie Vasculaire. Vigot Edit; 1986.)

– Comparador de fases: su función es identificar el sentido —retrógrado o anterógrado— sobre el que se produce el diferencial de fase entre los dos pulsos de frecuencia ∆F. – Frecuenciómetro: mide la ∆F con el fin de transmitir una señal de salida proporcional 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 intervalo predeterminado de tiempo. – Registrador en pantalla y/o gráfico, que permite observar las variaciones del ∆F en función del tiempo (fig. 6). Su variante bidireccional técnicamente se diferencia de la descrita en que tiene capacidad de tratar simultáneamente las señales Doppler positivas y negativas, al introducir, a partir del amplificador y del frecuenciómetro, un sistema que permite realizar la suma y la diferencia de frecuencias en cuadratura.

Emisión: F0 Recepción: F0 + ∆F Señal de Doppler: ∆F

5. DOPPLER BIDIRECCIONAL DE EMISIÓN DISCONTINUA O PULSADA El desconocimiento de la profundidad de la estructura vascular estudiada, la interposición de

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otras estructuras vasculares que interfieren con sus propios ecos reflejados, las derivadas de los diferentes vectores de velocidad de flujo en una misma sección del vaso, pero fundamentalmente el desconocimiento del ángulo de incidencia y la imposibilidad de establecer el diámetro del vaso estudiado, constituyen las principales limitaciones del método Doppler de emisión continua. La técnica de emisión discontinua o pulsada fue introducida para obviar estos inconvenientes. Desde el punto de vista técnico, incorpora un único cristal, que de manera alterna actúa como emisor y receptor. Su intervalo o “puerta de exploración “ (P) está definido por la relación:

FIGURA 7. Esquema descriptivo de la metodología del Doppler de emisión pulsada. La emisión de la señal (F0) es de tipo discontinuo e inversamente proporcional a la profundidad de la estructura vascular objeto de estudio. (De Dauzat. Pratique de l’Ultrasonographie Vasculaire. Vigot Edit; 1986.)

P=L·C En donde L es la longitud del vaso y C la velocidad media de los ultrasonidos (fig. 7). El tiempo de repetición de la secuencia de emisión se ajusta a la profundidad del vaso, mediante la variable frecuencia de repetición de pulso (FRP): FRP = C / 2d (1) Emisión F0 Siendo d la profundidad del vaso estudiado. Esta señal se emite La FRP es la expresión del número de veces por a una frecuencia F0 unidad de tiempo (kHz/s) que un pulso ultrasónico Recepción: F0 + ∆F sale del emisor, se refleja y vuelve a él, y se basa en el teorema de Shanon que establece que para conocer Señal de Doppler: la frecuencia (F) sobre una onda sinusoidal, el estudiscontinua dio o escaneo debe realizarse a una frecuencia doble Ancho —2F—. Por tanto, sólo las frecuencias iguales a la Profundidad mitad de la FRP podrán ser correctamente leídas. Así, si en la ecuación (1) la profundidad (d) del vaso 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 analizada será inferior a la línea cero o con velocidad negativa, produciéndose sobre el espectro de señal el efecto denominado aliasing, y que se expresa como: C / 2d ⊇ FRP ⊇ 2∆F El fenómeno de aliasing se describe más ampliamente en otro apartado de este capítulo.

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FIGURA 8. El teorema de Shanon establece que en una serie de ondas sinusoidales de ultrasonidos, la frecuencia (F) únicamente puede ser conocida a partir de un rastreo con una una frecuencia 2F. (De Plainfossé MC. Pratique de l’Echo-Doppler Coleur. Edit. Masson; 1992.)

FIGURA 9. Esquema demostrativo del principio de la frecuencia de repetición de pulso: en el diagrama de la derecha, la FRP es inferior a 2∆F, y el espectro de frecuencia aparece distorsionado y a un nivel inferior de la línea cero. En el de la derecha, la emisión de frecuencia es de una magnitud cuatro veces más rápida que en el supuesto anterior, y el espectro se representa de forma completa y por encima de la línea cero. (De Plainfossé MC. Pratique de l’Echo-Doppler Couleur. Edit Masson; 1992.)

La aplicación de la FRP puede comportar dificultades técnicas cuando la frecuencia de retorno es elevada y la distancia es considerable, como ocurre sobre los vasos situados a partir de los 20 cm por debajo la piel, existiendo algunas maniobras para obviar este inconveniente: – desplazar la línea cero a límites más inferiores, con lo que se suprimen las frecuencias negativas – reducir la frecuencia emisora, con lo cual el ∆F disminuye Algunos aparatos incorporan una FRP de alta frecuencia de repetición capaz de leer varias veces la señal emitida y reflejada (fig. 9).

6. ANÁLISIS ESPECTRAL DE FRECUENCIAS Doppler pulsado Doppler pulsado 1 impulsión/s 4 impulsiones/s Alta frecuencia 0 de repetición cm

0,5 segundos

2 4

El principio del analizador espectral de frecuencias se basa en la interpretación de todas y cada una de las intensidades de las frecuencias elementales que integran la señal Doppler, mediante la aplicación de la transformación de Fourier —Fast Fourier Transform, FFT— que calcula la amplitud de potencia de las señales 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 del espectro – su rango, representado por la anchura de éste

6 8 cm

Línea cero

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

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Intensidad y

z

Frecuencia (+)

T

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FIGURA 10. Representación tridimensional del análisis espectral de frecuencias, según la transformación de Fourier: en abcisas (t) se representa la variable tiempo; en ordenadas (y) la frecuencia y en altura (z) la intensidad. (De Plainfossé MC. Pratique de l’Echo-Doppler Couleur. Edit Masson; 1992.)

Frecuencia (−)

Tiempo

La curva analizada debe someterse a un sistema de filtros con el fin de suprimir las frecuencias de baja amplitud que genera la pared del vaso, a partir de un rango predeterminado. Es importante seleccionar correctamente este rango, porque pueden también suprimirse frecuencias bajas derivadas del propio flujo sanguíneo, y como criterio general estos filtros deben regularse entre 50 y 100 Hz. Cuando el flujo arterial es laminar, exento de turbulencias, las frecuencias elevadas predominan sobre las bajas y se agrupan en un espectro que deja una zona inferior 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 ultrasonidos.

(a)

FIGURA 11. (a) Curva velocimétrica espectral correspondiente a un segmento arterial de baja resistencia distal y sin alteraciones hemodinámicas. (b) La ventana espectral o zona libre de frecuencias es indicativa de la ausencia de flujo turbulento, y se calcula a partir de la frecuencia máxima (FM) y la frecuencia media (Fm): Espectro de ventana = FM - Fm / FM · 100.

(b)

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En el modo A, el US reflejado es representado en forma de deflexión vertical sobre la línea basal de un osciloscopio y constituye la primera y más sencilla técnica de representación gráfica de los ultrasonidos que inciden y se reflejan de los cuerpos. En un sistema de coordenadas, la intensidad del pulso del eco se representa en 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 proporcional a la del sonido en el cuerpo (1.540 m/s), con lo que la distancia entre la correspondiente a la estructura estudiada y la piel puede representarse en centímetros. La representación de la imagen es proporcional a la intensidad de los pulsos de ecos de retorno, que son función de la impedancia acústica entre las diferentes interfases por donde discurren. El segmento horizontal de éste se calibra previamente con la finalidad de calcular la distancia entre el transductor y la interfase reflectante. La energía del US está representada por la altura de la deflexión vertical. Sólo representa la intensidad y la posición de la estructura estudiada. El modo M representa las variaciones de amplitud en función del tiempo. Este registro se consigue mediante la ubicación de múltiples reflectores móviles, y la interpretación de los ecos recibidos se basa en la evaluación de los patrones de movilidad de reflectores específicos y en la determinación de las relaciones anatómicas, con referencia a los patrones de movimiento característicos. Es de utilidad en estructuras que experimentan rápidas modificaciones de posición en función del tiempo, como las válvulas cardíacas. En el modo B, los pulsos de ecos reflejados no se representan en una pantalla de rayos catódicos como en el modo A, sino que cada uno de los pulsos de ecos es 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 corresponde al trayecto recorrido sobre el eje de coordenadas, mientras que su intensidad se traduce en un “nivel de brillo”. La imagen se obtiene en tiempo real o escala de grises, y las variaciones registradas ya sea en intensidad o brillo están en función de la diferencia de amplitud de las señales reflejadas. La imagen en 2D se consigue a partir de los múltiples pulsos registrados en el sistema de coordenadas en secuencias lineales sucesivas. Cuando esta señal es reproducida sobre una pantalla de fondo oscuro, las señales de mayor intensidad son blancas, 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 × 640 pixels, por lo 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, con lo cual el efecto es dinámico. Los transductores que se utilizan para la obtención de la imagen en tiempo real se clasifican en función del método utilizado para generar y dirigir la señal, son de tipo mecánico o eléctrico y su descripción se realiza en otro apartado de este capítulo.

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8. DÚPLEX Se denomina Dúplex a la asociación de las modalidades del Doppler bidireccional pulsado y la ecografía en modo B. La visualización en pantalla de la estructura 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.

Imagen + Doppler

Imagen Doppler

Imagen + Doppler

D D VM

(a)

VM

VM

(b)

(c)

9. REPRESENTACIÓN CROMÁTICA DE FLUJOS El modo B descrito proporciona información de la estructura parietal y de sus posibles alteraciones, pero no sobre el flujo en el interior del vaso ya que este tipo de resolución ecográfica, de tipo especular, no tiene capacidad para registrar el rango de frecuencia rápida y débil de los hematíes. Mediante una adaptación sobre el ángulo de incidencia del haz de ultrasonidos emitido, diferente para la captación de ambas señales, es posible conseguir una imagen ecotomográfica en modo B y una señal Doppler en tiempo real (fig. 13 a y b). Esta última se codifica mediante un rango cromático, cuya saturación está en función 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 en rojo y el que se aleja en azul. Las turbulencias de flujo se muestran en gamas cromáticas intermedias, que van del verde al amarillo brillante. No obstante, estas últimas pueden aparecer en ausencia de flujo anómalo cuando la velocidad es superior a la programada en la exploración. Por ello, y para conseguir una muestra de flujo fiable, es preciso reglar la velocidad media habitual para el sector estudiado. Además, si la velocidad es excesiva en función de la FRP utilizada, se producirá el fenómeno de aliasing.

FIGURA 12. Diferentes tipos de transductores utilizados en la tecnología Dúplex. (a) Sonda rotatoria integrada por tres captores. (b) Sonda rotatoria con tres captores más una cuarta que puede ser angulada en función de la señal. (c) Captores en línea. (De Plainfossé MC. Pratique de l’Echo-Doppler Couleur. Edit Masson; 1992.)

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Sonda

Amplitud de la señal en los tejidos sólidos • Fase • Frecuencia (en los vasos) (a) (b)

FIGURA 13. (a) En la representación cromática de flujos, el mismo transductor utiliza la resolución especular (90°) para la representación de la imagen del vaso, y un ángulo inferior para la del flujo. (b) El flujo cuyas frecuencias se aproximan al transductor, representado en color rojo.

La ventaja fundamental de este método sobre el Dúplex es su complemento en la identificación de estructuras vasculares situadas en profundidad. No obstante, existen limitaciones para el estudio de flujos que generan frecuencias elevadas a partir de cierta distancia (d) del transductor, en función de la ecuación: d · ∆F = C2 / 8 · Fe Una opción para incrementar la distancia d es disminuir la frecuencia de emisión Fe. La representación cromática del flujo tiene una serie de limitaciones que afectan su sensibilidad. A las mencionadas del fenómeno de aliasing y de los ecos derivados de la pared arterial en el espectro Doppler, cabe añadir la propia definición de la imagen color en tiempo real. Su cadencia (C) es el producto de tres parámetros: el número de pulsos de ultrasonidos (L), el intervalo de tiempo que cada uno de ellos precisa para recorrer el espacio (T) —que es inversamente proporcional a la FRP como ya se ha comentado—, 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 el tiempo de cada línea es de 200 microsegundos, cada imagen utilizará 40 milisegundos, y por tanto se obtendrán 25 imágenes por segundo. Si se reduce la FRP y se eleva la frecuencia de los impulsos, la cadencia será menor. Por tanto, y con la finalidad de mejorar la sensibilidad, debe reducirse la sección y la profundidad de la imagen, con lo que se consigue disminuir la FRP e incrementar el número de pulsos de ultrasonidos.

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10. POWER DOPPLER En el Power Doppler —también denominado angioDoppler—, y en relación con la representación cromática descrita, la imagen en color no se realiza a partir del cambio de frecuencia de la señal Doppler, sino en función de su potencia integrada. El color es homogéneo, no se modifica por la velocidad o dirección del flujo, y no interfiere con la imagen de la pared arterial. Con ello se consigue un aumento del rango dinámico y por tanto una mayor sensibilidad en la detección del flujo, pero no en su dirección. (fig. 14). Respecto a la representación cromática, no existe el fenómeno de aliasing y la dependencia con respecto al ángulo del transductor es mucho menor.

11. LASSER DOPPLER La energía que utiliza la sonda de exploración en el Lasser Doppler no es el sonido sino un haz de energía óptica generado por una fuente láser de helio-neón dirigida 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 reflejada 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 señal láser, el método sólo es apto para el estudio de la circulación de las arteriolas subcutáneas, 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 pasar de la posición de decúbito a bipedestación. En circunstancias normales se produce una disminución en la frecuencia de flujo (fig. 15 a y b).

FIGURA 14. Imagen longitudinal de la arteria femoral superficial obtenida mediante Power Doppler.

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FIGURA 15. Trazados de Lasser Doppler en la extremidad inferior. Obsérvense las variaciones de las curvas de flujo al pasar de una situación de reposo (FR) a bipedestación (FS). (De Allegra C. AngioMaresme; 2001.)

12. DOPPLER IMAGINE Fue el primer intento de conseguir una imagen de la estructura vascular a partir de la señal Doppler. El aparato incorporaba un transductor de emisión continua en el extremo de un brazo móvil y desplazable de manera tridimensional, que transmitía su movimiento a un potenciómetro. El barrido mediante desplazamientos cortos y zigzagueantes en la misma dirección sobre el vaso se registraban sobre la pantalla de la misma forma en que se obtiene la imagen de una moneda sobre un papel por desplazamiento de un lápiz. Simultáneamente, podría registrarse el análisis espectral de la curva (fig. 16 a y b). Por su baja especificidad y sensibilidad, pero fundamentalmente por las aportaciones del Dúplex, el método no ha pasado de ser un referente del progreso técnico en conseguir imagen vascular a partir de las frecuencias Doppler.

FIGURA 16. (a) Esquema de la tecnología del Doppler Imagine. (b) Imagen obtenida por el barrido de la sonda Doppler de emisión continua sobre la bifurcación carotídea, y registro de sus frecuencias máximas sistólicas y diastólicas.

Salida audio Doppler pulsado

Salida de alcance Unidad de control

Brazo

Y

Discriminador de frecuencia

Posicionador

X

X

Osciloscopio de almacenaje

Transductor

(a)

Y

Z

(b)

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13. ELEMENTOS BÁSICOS DE LOS APARATOS DE ESTUDIO MEDIANTE ULTRASONIDOS 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 mediante la frecuencia de repetición de pulso (FRP), aspecto que es fundamental en la determinación de la profundidad de campo en las modalidades de Doppler pulsado y Dúplex. En este último, a modo de ejemplo, se utilizan FRP de 1 a 10 kHz, que comportan 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 e inverso previamente a la emisión de un segunda emisión o impulso. El transductor transforma la energía eléctrica en energía mecánica en el proceso de emisión del US, y a la inversa en el de recepción. Esta transformación se realiza en virtud del denominado efecto piezoeléctrico, descrito por P. Curie en 1880. Los materiales piezoeléctricos tienen la propiedad de modificar su estructura cuando son estimulados por un campo eléctrico, y de generar potenciales eléctricos cuando ésta es modificada por una energía física. Mediante corrientes alternas de alta frecuencia, la estructura molecular del cristal de cuarzo es estimulada, emitiendo ondas acústicas en una frecuencia de mil impulsos 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 eléctrico. Habitualmente, la duración de cada pulso de US es de 1 m/s, con lo cual se establece una proporcionalidad de 1/103 entre la emisión y la recepción de los ultrasonidos, en virtud de la cual los pulsos que inciden a una mayor distancia del transductor disponen de un tiempo de retorno suficiente. El pulso de retorno —energía mecánica— es transformado en impulso eléctrico —energía eléctrica— que se traslada mediante un sistema de amplificación a una pantalla de rayos catódicos. Los materiales piezoeléctricos inicialmente utilizados fueron cristales de cuarzo, y en la actualidad cristales sintéticos, como el titanato de bario. Los cambios de polaridad en el voltaje de la energía eléctrica aplicada comportan modificaciones morfológicas en el cristal en forma de contracción, dilatación o deformación. Las presiones de signo positivo producen un efecto de polarización eléctrica que discurre de un extremo a otro del cristal en la fase de emisión, y la presión negativa producida por la refracción por la onda acústica se traduce en una polarización de signo opuesto en la de recepción. Estos cambios eléctricos de polarización y voltaje son la base del efecto Doppler.

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La frecuencia de los US que genera un cristal piezoeléctrico cuando es estimulado por energía eléctrica es una variable dependiente del propio material. Al rango de frecuencias que tiene capacidad de producir un transductor se denomina amplitud 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 voltaje aplicado. Así, cuando la onda es de tipo continuo —modalidad Doppler de emisión continua—, la corriente aplicada es de tipo alternante constante, y esta polaridad alternante es la responsable de la onda de US de tipo continuo. En sentido inverso, en los transductores que generan imagen, el cambio de voltaje es único y corto, lo que hace que varíe su frecuencia preferencial. Por tanto, para la consecución de imagen —modo M— deben seleccionarse longitudes de onda cortas. Existen diversos tipos de transductores en función del método de generación y forma de dirección de los US. En los de tipo mecánico, la dirección del eje del haz de US se consigue mediante un proceso de rotación o de oscilación mecánica del transductor. Pueden estar confeccionados a partir de uno o más cristales en disposición lineal y de foco fijo, 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 fase o anular. Los de disposición lineal se activan mediante la pulsación secuencial de sus elementos, de tal manera que se generan US de curso paralelo. Según la densidad de éstos y la secuencia con la que son estimulados, pueden lograrse distancias focales a diferentes profundidades. Son los utilizados habitualmente para el estudio de estructuras vasculares. El transductor de disposición curva corresponde a la configuración en ángulo convexo del de disposición lineal y permite obtener una imagen que conjuga un campo de visión amplio en superficie y su representación sectorial. Se utiliza en estudios de estructuras abdominales. En los de disposición en fase, la imagen es de tipo sectorial, pero el control de la FRP hace que el US pueda ser transmitido en diferentes direcciones y profundidades. 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 que debe 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 4 a 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 generados por la energía mecánica del US reflejado sobre el cristal piezoeléctrico, a la vez que compensa los diferenciales que ocasiona el fenómeno de la atenuación, mediante la denominada compensación del tiempo de ganancia (CTG).

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El fenómeno de atenuación, que como ya se ha descrito es proporcional a la frecuencia 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 recepción más débil que los procedentes de tejidos superficiales. Mediante la CGT, el receptor amplifica de forma selectiva las señales más profundas o reduce las más superficiales, con lo cual se consigue una apariencia uniforme. El receptor además comprime el amplio rango de amplitudes de onda que recepciona el transductor. La relación entre las amplitudes más altas y las más bajas, expresada en decibelios, recibe el nombre de rango dinámico, y en los sistemas utilizados en Medicina se sitúa en 120 decibelios. La limitación en la escala de grises del Doppler espectral se sitúa entre los 35 y los 40 dB. El procesador finalmente representa la imagen de amplitud o de brillo, según sea 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, lateral o de elevación. En el eco pulsado, cada impulso que transmite el transductor se traduce por tres ciclos, y la longitud de cada impulso es el resultado de la longitud de onda por su número de ciclos. En la resolución axial, el máximo nivel de resolución está representado por esta longitud, y en función de que la frecuencia y la longitud de onda del haz de ultrasonidos es inversamente proporcional, la longitud del impulso se reduce al incrementar la frecuencia, y por ello a frecuencias más elevadas se consiguen mejores resoluciones de la imagen. La resolución lateral indica que el máximo nivel de resolución se sitúa en el plano perpendicular al haz de ultrasonidos y paralelo al transductor, y la de elevación o azimut hace referencia al grosor de la sección de corte en el plano perpendicular al haz y al transductor. En un aspecto práctico, cuando la resolución de elevación es excesiva, se disminuye la capacidad del sistema para la detección y valoración morfológica de estructuras reducidas, como una placa de ateroma, y en este sentido la resolución axial es la más favorable. La resolución lateral puede modificarse de forma electrónica, modificando la sección o ancho de la muestra en la profundidad de la estructura estudiada, mientras que la resolución de elevación es una propiedad inmodificable de cada transductor.

14. PERFILES VELOCIMÉTRICOS El perfil de la curva velocimétrica Doppler corresponde a la resultante de todas y 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 es variable en su perfil a lo largo del ciclo cardíaco, en función de diversos principios

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FIGURA 17. Perfil de velocidad del flujo laminar durante las fases de un ciclo cardíaco: la curva Doppler bidireccional es la resultante de las frecuencias generadas en cada una de ellas, en función del perfil de velocidad en éstas.

FIGURA 18. Cálculo de las variables de aceleración y desaceleración en una curva velocimétrica Doppler.

hemodinámicos, siendo el más determinante la resistencia distal al punto examinado. 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 resistencias distales, afectando básicamente al componente diastólico o flujo retrógrado 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 guardan similitud con los correspondientes a la curva de presión. Adicionalmente, en una curva velocimétrica Doppler pueden diferenciarse dos componentes: el de aceleración máxima (CAM) y el de desaceleración máxima (CD), que se definen como (fig. 18): CAM = Pico máximo de frecuencia / intervalo de ascenso de pulso. CD = Pico máximo de frecuencia / intervalo de descenso de pulso. Los diferentes valores de estos parámetros en situación de normalidad se referencian en la tabla 2.

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

Velocidad máxima diastólica

Velocidad media

Arteria femoral común

40,7 ± 10,9

6,5 ± 3,6

9,8 ± 5,3

Sector fémoro-poplíteo

29,3 ± 5,9

10,2 ± 2,9

4,4 ± 2,3

Arteria tibial posterior

16 ± 10

2 ± 2,3

4 ± 3,5

15. CÁLCULO DEL VOLUMEN DE FLUJO El volumen de flujo (Q) arterial guarda relación directa con la velocidad (v) y el área del vaso (π · r2): Q = v · π · r2 (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 · r2 / 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 volumen de flujo Q será: Q = 1,8 · π · r2 · ∆F (cc / min) (4)

16. EFECTO DE LA RESISTENCIA SOBRE EL PERFIL DE LAS CURVAS DOPPLER Como ya se ha indicado, la resistencia distal al punto de registro constituye uno de los principales factores con capacidad de modificar la curva velocimétrica Doppler, y fundamentalmente, su componente de velocidad máxima diastólica. En situación de normalidad, en las arterias de las extremidades —destino periférico— el perfil de la curva se caracteriza por presentar un módulo de resistencia elevado, y por el contrario, en las arterias de las vísceras —destino parenquimatoso—, este módulo es bajo o inexistente. En el primero, la curva que corresponde a la velocidad máxima diastólica es de magnitud importante y de signo negativo respecto a la velocidad máxima sistólica, mientras que en el segundo, todo el complejo de la curva es positivo y discurre a un nivel superior a la línea cero.

Aceleración máxima 353 ±113,1 263,1 ± 93 145 ± 73,7

Desaceleración máxima 250 ± 60 186,3 ± 47 129,8 ± 75,7

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FIGURA 19. Relación entre la morfología de la curva Doppler y la resistencia distal al punto de exploración. A una presión media constante, sucesivos incrementos en la resistencia distal comportan paulatinos descensos en la velocidad máxima y la generación de flujo diastólico negativo. (De Franchesi C. Diagnóstico Vascular por ultrasonografía Doppler. Edit. Masson; 1982.)

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 comportamiento para expresar la influencia que sobre el trazado velocimétrico tiene un progresivo incremento 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 componente de velocidad máxima (A) en la curva velocimétrica y el incremento de la velocidad máxima diastólica (D).

17. EFECTOS DE UNA ESTENOSIS SOBRE LA CURVA DOPPLER Los trazados velocimétricos tienen capacidad para detectar la existencia de una estenosis arterial, mediante la valoración de signos directos e indirectos.

SIGNOS DIRECTOS La aceleración que se produce en el segmento central de la estenosis provoca la existencia de múltiples vectores de velocidades aleatorias tanto en dirección como en amplitud, derivadas de la modificación del flujo laminar. En el análisis espectral, estas alteraciones se ponen de manifiesto por la observación de: – altas frecuencias de energía débil (baja brillantez) – enlentecimiento de la velocidad del flujo 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 discurrir 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-

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radas por la turbulencia de flujo (fig. 20) Como se ha mencionado en el capítulo I, el fenómeno de turbulencia se genera a partir de un nivel de “n Reynolds”, que está en función directa del incremento del diámetro del vaso. Por este motivo, las turbulencias no aparecen en la zona de máxima estenosis, donde el diámetro se halla reducido, pero sí en la zona postestenótica. Además, la sangre, por su condición de líquido no newtoniano, disminuye su viscosidad cuando el gradiente transversal de velocidad aumenta. A nivel de una estenosis, este gradiente aumenta, ya que sobre un diámetro reducido el vector de velocidad se acelera en el eje de la corriente de flujo, pero es prácticamente nulo en las capas en contacto con la pared. Este hecho favorece adicionalmente la aparición 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 adicional. En consecuencia, tanto el índice de resistencia como de pulsatibilidad se incrementan. (Véanse apartados 18 y 22 de este capítulo I.) – Distalmente, dicha resistencia crea una disminución en el gradiente de presión, que fisiológicamente tiende a compensarse mediante un efecto de hiperemia. Por tanto, ambos índices disminuyen con respecto al sector proximal. – Sobre la curva velocimétrica, la estenosis ejerce un efecto de modulación sobre el trazado de velocidades en el sector distal a ella, de manera que tienden a eliminarse los componentes rápidos, lo que otorga al espectro un aspecto monofásico y de amplitud débil.

18. EFECTOS DE UNA OCLUSIÓN Igualmente puede valorarse en el trazado velocimétrico Doppler por signos directos e indirectos.

SIGNOS DIRECTOS – Ausencia total de espectro en la zona ocluida.

FIGURA 20. Repercusión de una estenosis arterial sobre la curva Doppler espectral, en un sector con bajas resistencias periféricas. En el segmento representado con la letra A (preestenótico), y en el que el flujo es laminar, la zona de ventana aparece libre de frecuencias. En el B (zona central de la estenosis) el flujo mantiene su perfil laminar, pero incrementa su velocidad en función de la reducción del radio de la arteria. La curva es por tanto morfológicamente igual a la del sector preestenótico, pero todas las frecuencias están elevadas. En el sector C (postestenótico inmediato), el flujo turbulento genera multitud de rangos de frecuencias, positivas y negativas y de magnitud distinta, que ocupan todo el espectro, y por tanto, la zona de ventana desaparece. Finalmente, en el sector D, alejado de la zona estenótica, se recuperan las variables iniciales.

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SIGNOS INDIRECTOS – En el sector proximal, incremento de los índices de resistencia y pulsatibilidad, 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 desarrollada.

19. ÍNDICE DE RESISTENCIA Descrito por Planiol, tiene utilidad en el estudio del flujo cerebral, a partir de la valoración de la resistencia en la arteria carótida común. El índice de resistencia (IR) se define como la relación entre el diferencial de la velocidad máxima sistólica (A) y mínima diastólica (D) y la velocidad máxima sistólica (A) (fig. 21): IR = A - D / A

FIGURA 21. Índice de resistencia (Pourcelot).

Frecuencia

A

D Tiempo

Los valores normales de referencia se sitúan entre 0,55 y 0,75. Cuando la resistencia distal a la arteria carótida común es baja, el débito diastólico aumenta, e incrementos progresivos de aquélla comportan en una primera fase la reducción del flujo diastólico, y posteriormente su ralentización cada vez más acusada. El IR adolece de algunos errores derivados de la influencia que por un lado tiene una parte del flujo arterial que pasa, tanto en circunstancias de normalidad como en aquellas que existe una lesión importante en la arteria carótida interna, a través de la arteria carótida externa, y por otro, del nivel de la presión diastólica sistémica.

20. ÍNDICE DE DISTENSIBILIDAD CAROTÍDEA El 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 diastólica humeral (Ps - Pd): IDC = A - D / Ps - Pd

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En sus valores normales de referencia debe considerarse la variable de la edad, y como criterio general se establecen por encima de 10, si bien se aceptan como no patológicos valores inferiores a partir de los 70 años. Como el IR, presenta importantes limitaciones, siendo la más valorable la influencia de la hipertensión arterial.

21. ÍNDICE DE PRESIÓN PERFUSIÓN El índice de presión perfusión (IPP) establece la relación entre la presión diastólica 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 diastólicas en 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 arteria 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 relación entre la suma de las velocidades máxima sistólica (VMS) y máxima diastólica (VMD) y la velocidad media (VM) (fig. 22). Su cálculo matemático es complejo ya que utiliza el análisis armónico de Fourier, pero aceptando que la VM es estable durante el intervalo de tiempo en que se registra la curva, puede expresarse mediante:

FIGURA 22. Índice de pulsatibilidad (Gosling y Woodcock) calculado en un segmento arterial de resistencia elevada.

IP = VMS + VMD / VM p/p

A diferencia de los índices expuestos anteriormente, que tienen su utilidad en una circulación cerebral de bajas resistencias periféricas, el IP tiene su aplicación en el estudio hemodinámico de sectores

Velocidad media

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arteriales con una elevada resistencia periférica, como es el eje ílio-fémoro-poplíteo tibial. Sus valores lógicamente se incrementan cuanto más elevada es la resistencia al paso del flujo arterial, y por tanto, cuanto más se eleva la velocidad diastólica de la curva velocimétrica (fig. 23).

Peak to peak

IPp/p = 5,3

v0 0

IPp/p = 2,9

v0

Peak to peak

FIGURA 23. El índice de pulsatibilidad es de mayor magnitud en las arterias con resistencias distales elevadas que en aquellas en que éstas son bajas, a expensas de la magnitud del componente diastólico.

0

En situación basal, los valores del IP en la arteria femoral común varían entre 6 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 comparan entre sí en situación basal y postesfuerzo. Como se ha descrito en el capítulo I, el ejercicio muscular comporta modificaciones en el grado de las resistencias distales al punto de exploración, y por tanto en las curvas velocimétricas. En circunstancias de normalidad, es esperable un incremento del IP postesfuerzo con respecto al basal, ya que si bien el componente de la velocidad máxima diastólica puede permanecer inalterado o disminuir, el de la velocidad máxima sistólica aumenta siempre.

24. DAMPING FACTOR El Damping Factor (DF) de un sector arterial se define como la relación entre el IP proximal (IPa) y el distal (IPb) de éste: DF = IPa / IPb Habitualmente, los puntos comparados son la arteria femoral común y la arteria tibial con mayor IP. Se ha propuesto una clasificación de las diversas situaciones hemodinámicas que pueden darse en función del comportamiento del IP y del DF en las extremidades (fig. 24 a, b y c).

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Grupo

IP1

IP2

DF

TT

BP

1A

N

N

< 1,0

N

N

1B

N


N

< 1,0

N

N

1C


N


N

< 1,0