AAVV - Imagen cardiaca

Resumiendo, existe una serie de condicionamientos físicos para la formación de la imagen:

– A mayor longitud de onda, menor frecuencia y mayor penetración en el tejido.

– A mayor longitud de onda, menor resolución.

– A mayor frecuencia, mayor longitud de campo cercano, pero también mayor atenuación.

– Con la sonda de adultos (3,5 MHz) obtenemos mayor penetración (las cavidades de los adultos son más grandes) pero menor resolución y menor atenuación.

– Con las sondas utilizadas para la población pediátrica (7 MHz) obtenemos mayor resolución a expensas de menor penetración en el tejido (las cavidades de los niños son menores y por tanto no necesitamos mayor penetración) y con mayor atenuación.

Modo M

El transductor emite un haz de ultrasonidos que interacciona con las estructuras adyacentes, produciendo a su vez ondas reflejadas. El haz reflejado de ultrasonidos alcanza y deforma el cristal piezoeléctrico del transductor, generando cambios eléctricos, como se ha explicado anteriormente. Estos cambios eléctricos son procesados por el ecocardiógrafo, generando espículas con amplitud directamente proporcional a la intensidad de los ecos reflejados. Esta manera de registro de las estructuras cardiacas en forma de espículas luminosas se conoce como modo A. La transformación de las espículas en puntos luminosos de tamaño proporcional a la espícula y el registro de estos puntos luminosos a lo largo del tiempo generan la imagen cardiaca en el denominado modo M. La ecocardiografía en modo M solo permite la exploración del corazón en una dimensión y en una zona muy estrecha ( fig. 1.6).

Modo bidimensional

Es el más utilizado habitualmente, en combinación con el Doppler (se explicará posteriormente). Esta técnica permite obtener imágenes anatómicas reales del corazón en movimiento y de un sector amplio.

Mediante múltiples líneas de barridos en modo B, abarcando un sector de alrededor de 90º, se obtiene la imagen anatómica y los cambios temporales del corazón a lo largo del ciclo cardiaco. Se pueden realizar barridos a razón de hasta sesenta por segundo ( fig. 1.7).

Fig. 1.6 Un corte perpendicular al corazón en el eje paraesternal nos permite visualizar el tamaño y movimiento a lo largo del tiempo de las cavidades cardiacas. RV: ventrículo derecho. LV: ventrículo izquierdo.

Fig. 1.7 Eco bidimensional. Se señalan las cavidades cardiacas. Plano paraesternal eje largo.

Modo 3 D

Su uso está cada vez más extendido. Nos permite obtener imágenes tridimensionales cardiacas, con la consiguiente mejoría diagnóstica al obtener imágenes «anatómicas».

El conjunto de datos ecocardiográficos 3D puede ser adquirido como una serie de imágenes 2D que luego es reconstruida en una imagen 3D (técnica de reconstrucción) o como un volumen 3D (técnica volumétrica). El método volumétrico requiere un transductor especializado para recoger un volumen piramidal.

Con un medio o con otro, la imagen se puede procesar y obtener cualquier tipo de corte desde distintos ángulos de estudio, consiguiendo una visión anatómica del corazón ( fig. 1.8).

Fig. 1.8 Imagen 3D de la válvula mitral. Visión desde la aurícula izquierda. Se aprecian las dos valvas y los festones de ambas. En este ejemplo se aprecia la rotura de una cuerda que prolapsa hacia la cavidad auricular izquierda.

El fenómeno Doppler fue descrito en 1842 por el físico austriaco Christian Doppler.

Doppler descubrió que cuando el emisor y/o el receptor de una onda se mueven se produce un cambio de frecuencia entre las ondas que se emiten y las ondas que retornan (es el mismo principio que permitió establecer la expansión del universo por el alejamiento de unas galaxias de otras, descubierto por E. Hubble).

El fenómeno Doppler se utiliza en ecocardiografía para determinar la dirección y la velocidad de las células sanguíneas, lo cual nos permitirá estudiar los distintos flujos sanguíneos y diferenciar los normales de los patológicos.

El cambio de frecuencia entre el haz de ultrasonidos emitido y el haz de retorno se puede establecer mediante la fórmula:

Cambio de frecuencia (desviación Doppler, F1) = (V × 2F0 × cos θ) / C

Despejando: V = (C × F1) / (2F0. Coseno θ)

Donde V es la velocidad de la sangre, F0 es la frecuencia de emisión, θ es el ángulo de incidencia y C es la velocidad de propagación de los ultrasonidos en los tejidos (1.540 m/s).

Fig. 1.9 Cuando la sangre (células sanguíneas) se dirige hacia el transductor con una velocidad determinada (V), la frecuencia de recepción (F 1) es mayor que la frecuencia de emisión (F 0) y viceversa. En este caso, como el transductor es paralelo a la dirección de la sangre, el coseno de 0º o 180º = 1.

Los ultrasonidos recibidos por el transductor son procesados y representados en pantalla mediante una curva, representado el eje de ordenadas la velocidad y el eje de abscisas el tiempo. La señal es positiva si el flujo de sangre estudiado se dirige al transductor, y negativa si se aleja ( fig. 1.10).

Fig. 1.10 Representación del flujo de llenado del ventrículo izquierdo mediante Doppler, plano apical. Se aprecian dos ondas positivas (onda E, llenado pasivo, y onda A, contracción auricular) que se dirigen al transductor, situado en el ápex.

Doppler pulsado: permite el estudio del flujo sanguíneo en un punto determinado («volumen de muestra»). La emisión de un haz de ultrasonidos por el cristal piezoeléctrico hacia un punto determinado requiere un tiempo desde que se emiten los ultrasonidos hasta que retornan al mismo cristal, tiempo que a su vez depende de la distancia del punto en estudio hasta el cristal piezoeléctrico y de la velocidad del flujo sanguíneo en ese punto (tiempo = espacio/velocidad). Una vez recibido el eco reflejado, el cristal puede reenviar otro haz de ultrasonidos (el número de pulsos por segundo es la frecuencia de repetición). Las velocidades altas de flujo sanguíneo que exceden la frecuencia de repetición producen un fenómeno de saturación o aliasing que impide la cuantificación de la velocidad.

Doppler continuo: en este caso existen dos cristales piezoeléctricos, uno emite continuamente y otro recibe continuamente. La ventaja es que no tiene limitación en el tiempo y puede recoger altas velocidades de flujo sanguíneo sin producir aliasing ; el inconveniente es que no permite medir la velocidad en un punto determinado, sino a lo largo de toda la línea del haz de ultrasonidos.

Doppler color: es una modalidad de Doppler pulsado. En cada línea de barrido se obtienen varios volúmenes de muestra, obteniendo múltiples líneas mediante barridos sectoriales. En cada volumen de muestra se analiza la velocidad media del flujo y se le asigna un píxel de color según su dirección (rojo si se acerca al transductor y azul si se aleja). Mediante esta modalidad se obtiene un mapa en color del flujo sanguíneo, que se superpone a la imagen en modo M o bidimensional ( fig. 1.11).