Autores Varios - Ecocardiografía-Doppler

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

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

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

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

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

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

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

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