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UNIVERSIDAD AUSTRAL DE CHILE
Facultad de Ciencias de la Ingeniería
Escuela de Ingeniería Acústica
Ultrasonografía Médica
Tesis presentada como parte de los requisitos para optar al Grado Académico
de Licenciado en Acústica y al Título Profesional de Ingeniero Acústico.
Profesor Patrocinante: Sr. Alfio Yori Fernández - Instituto de Acústica Facultad de Ciencias de la Ingeniería.
Esteban Gabriel Ruedlinger Standen
Valdivia Chile 2002
1. RESUMEN
El presente trabajo consistió en la recopilación de información de una de las aplicaciones
mas importante del ultrasonido: La ultrasonografía. La información aquí reunida abarca
fundamentalmente tres puntos: 1) mecanismos e instrumentos de generación de imágenes a
partir de ondas ultrasónicas, 2) aplicaciones más importantes de la ultrasonografía clínica, y
por último, 3) los efectos biológicos producidos por los ultrasonidos.
La obtención y reproducción de la imagen ultrasonográfica determina los llamados modos
de ultrasonografía. La mayoría de estos modos están basados en las reflexiones del haz
ultrasónico en las distintas interfases del cuerpo. Se incluyen en esta categoría los sistemas
A, B, M y la ecografía tridimensional. Lo que caracteriza principalmente a cada uno de
estos modos es la forma en que se muestra la gráfica resultante de la exploración, lo que
determina la o las aplicaciones de cada modo en particular. Existen también el modo C y
los sistemas basados en el efecto Doppler.
La manera en que interactúan los tejidos con el ultrasonido influye en la interpretación de la
imagen, el modo a utilizar, el método de exploración y en las consideraciones relativas a los
efectos adversos que se pudiesen producir.
La tecnología ecográfica tiene aplicaciones en distintas ramas de la medicina, destacándose
en el campo de la obstetricia donde, junto con la obtención de una imagen fetal de calidad,
preocupa mucho el posible efecto que la exposición ultrasónica produce en el feto.
Se recopilaron publicaciones sobre los efectos del ultrasonido de diagnóstico de los
principales grupos de investigación de América y Europa. El propósito principal de estos
estudios es el de establecer una base para determinar tiempos de exposición y estándares
dosimétricos para los equipos ultrasónicos médicos.
El futuro de la ultrasonografía médica está ligado a las técnicas ecográficas
tridimensionales. Los avances tecnológicos, sobre todo en la computación de alta velocidad
y en el soporte físico de almacenamiento (hardware), expanden aún más las posibilidades
de obtener información diagnóstica del paciente.
ABSTRACT
The present work consisted on the search of information about one of the most important
applications of ultrasound in the clinic scope: the ultrasonography. The information
collected here involves basically three aspects: 1) instrumentation and mechanisms for the
generation of images due to ultrasound waves, 2) main applications of clinic
ultrasonography, and 3) biological effects due to ultrasound.
The way the ultrasonographic image is obtained and reproduced determines the
ultrasonographic modes. Most of these modes are based on the reflections of the ultrasonic
beam from the different interphases at the body. The systems A, B, M and the threedimensional ecography are included in this category. The main characteristic of these
modes is the form in which the resulting plot of the exploration is displayed to determine
the applications of each particular mode. In addition, there are the C mode and the systems
based on the Doppler effect.
The way in which the ultrasound interacts with the body tissues influences the interpretation
of the image, the mode to be used, the method of exploration and the considerations related
to the adverse effects that could be produced.
The ecographic technology has applications in different areas of medicine, in particular in
the field of obstetrics where not only obtaining a high quality fetal image is important but
also the possible effects that the ultrasonic exposure produces in the fetus.
Publications were compiled on the effects of the ultrasound in diagnosis of the main
research groups in America and Europe. The main purpose of these studies is to establish a
background to determine times of exposure and dose standards for the medical ultrasonic
equipment.
The future of the medical ultrasonography is linked to the three-dimensional ecographic
techniques. The technological advances, mainly in high speed computation and storage
hardware, expand more the possibilities of obtaining a diagnosis.
2. INTRODUCCION
2.1. Información General del Tema.
La principal función de los estudios de la imagen en medicina es proporcionarle al médico
la información necesaria para hacer un diagnóstico de la enfermedad del paciente y valorar
su respuesta al tratamiento. La mayoría de los métodos de imagen se apoyan en las técnicas
gráficas por ordenador que permiten al médico comprender la anatomía del paciente.
El abanico de métodos de imagen en medicina es amplio, e incluye rayos X convencionales,
tomografía computarizada (TC), resonancia magnética (RM), medicina nuclear y
ultrasonografía. Algunas tecnologías utilizan diversos mecanismos físicos (por ejemplo,
densidad de electrones, distribución isotópica, acoplamiento magnético e impedancia
acústica), para generar los datos de las imágenes.
Dentro de la acústica, el estudio y la aplicación de ondas ultrasónicas involucra la vibración
de partículas cuya frecuencia es mayor a la del límite superior de la audición humana, es
decir, 20 kHz. El pequeño valor de la longitud de onda de los ultrasonidos es el factor que
ha permitido en muchos casos la aplicación de estas ondas. Su propagación en diferentes
medios es análoga a la propagación de las ondas sonoras dentro del rango audible, aunque
con una absorción mucho mayor.
El estudio de los ultrasonidos contempla aplicaciones relacionadas con las vibraciones de
baja amplitud y de energías elevadas. La diagnosis médica es una de las aplicaciones
típicas de ultrasonidos de baja intensidad.
La amplia gama de instrumentación biomédica que hace uso de los ultrasonidos se apoya en
aspectos físicos comunes a todo tipo de ondas: los fenómenos de transmisión, absorción,
dispersión y reflexión.
Las aplicaciones de la ecografía en medicina son numerosas. Con la introducción de las
sondas especializadas intravasculares, endotraqueales y endocavitarias, prácticamente todos
los órganos son accesibles a la exploración ecográfica. El empleo de medios de contraste
ecográficos va a extender más aún el rango de aplicaciones diagnósticas.
El ultrasonido de diagnóstico ha sido ampliamente usado en la medicina clínica por muchos
años sin pruebas de efectos nocivos. Antecedentes bibliográficos disponibles actualmente
no indican riesgos específicos de daño físico derivado del uso del ultrasonido. Sin embargo,
cierta cantidad de efectos biológicos han sido observados por medio del monitoreo de la
exposición al ultrasonido en varios sistemas experimentales.
2.2. Objetivos.
2.2.1. Objetivos Generales.
Mostrar las aplicaciones más comunes de la ultrasonografía en la medicina.
Describir el comportamiento del ultrasonido en el cuerpo humano.
Revisar los efectos del ultrasonido en el organismo.
2.2.2. Objetivos Específicos.
Conocer el campo de aplicación de los ultrasonidos en el ámbito médico y clínico.
Describir las formas de obtención de las imágenes ultrasonográficas.
Delinear la interacción de las estructuras biológicas con el ultrasonido.
Analizar y proyectar futuras aplicaciones clínicas de la ultrasonografía.
3. PRINCIPIOS DE LOS ULTRASONIDOS
3.1. Teoría física de los ultrasonidos[1, 2].
Las ondas ultrasonoras son una propagación de vibraciones en un medio material que posee
las adecuadas condiciones de elasticidad. El valor de la longitud de onda de las ondas de
ultrasonido es muy pequeño lo cual incide en los diferentes fenómenos asociados a la
propagación de las ondas.
Un efectivo uso del ultrasonido en distintas áreas requiere del conocimiento de los
principios básicos de la propagación de la onda y de los fenómenos que suceden debido a
esta propagación.
3.1.2. Movimiento de la onda.
Las ondas ultrasonoras se propagan en casi la mayoría de los materiales que poseen
elasticidad a través de un desplazamiento sucesivo de los elementos que componen dicho
material. Al existir esta elasticidad aparecerá una fuerza restauradora que tenderá a traer a
cada elemento del material de vuelta a la posición a la cual estaba antes de la presencia de
la onda ultrasónica. Debido a que la mayoría de los medios también poseen inercia, la
partícula continuará en movimiento, pasando por su posición de equilibrio, hasta alcanzar
otra posición diferente, más allá de la original. Desde este último punto la partícula
retornará a su posición de equilibrio para continuar oscilando y disminuyendo
constantemente su amplitud. Los elementos del material ejecutan diferentes movimientos
mientras la onda pasa a través de ellos. Es la diferencia en estos movimientos los que
caracteriza a los tipos de ondas ultrasónicas.
3.1.3. Tipos de ondas y sus propiedades básicas.
Las ondas ultrasónicas que se transmiten a través de un medio pueden ser descritas
basándose en dos factores: el movimiento específico que cada tipo de onda provoca en los
elementos del medio, y la capacidad de imprimir un cambio de volumen al material.
La trayectoria que los elementos del material siguen en respuesta al paso de una onda
ultrasónica se llama órbita. Si la órbita es paralela a la línea de propagación, la onda es
llamada longitudinal. Por otro lado, si la órbita de los elementos del medio en normal a la
línea de propagación, la onda es llamada transversal o de corte. Si las ondas pueden viajar
dentro de una distancia muy corta de la superficie, son llamadas ondas superficiales o de
Rayleigh. También existen las ondas de flexión cuyo movimiento de partícula es similar al
de las ondas superficiales, pero se diferencian de estas últimas en que las ondas de flexión
se propagan más allá de la superficie en el medio.
Cuando se produce un cambio en el volumen de un material atravesado por una onda
ultrasonora, es decir, se provocan expansiones y compresiones en éste, se habla de ondas de
dilatación. En el caso contrario, se habla de ondas de distorsión. Las ondas de dilatación
son usualmente calificadas como irrotacionales. Este último término define una condición
en que no existen elementos de rotación, y por lo tanto no existe circulación.
3.1.3.1. Ondas longitudinales.
Las ondas longitudinales existen cuando el movimiento de las partículas en un medio es
paralelo a la dirección de propagación de la onda. Estas ondas corresponden al tipo de onda
de dilatación e irrotacional. Existen, sin embargo, materiales que no pueden soportar las
ondas de dilatación. En estos casos las ondas longitudinales usadas en aplicaciones
ultrasónicas son experimentalmente desarrolladas para ser exclusivamente distorsionales.
Las ondas longitudinales alcanzan una alta velocidad de propagación en la mayoría de los
medios. Además, las longitudes de onda en materiales comunes son muy pequeñas en
comparación con el área de la sección transversal del transductor ultrasónico. Esta
propiedad permite que la energía se concentre dentro de un rayo fino el cual usualmente no
se extiende a la superficie paralela a la dirección de viaje de la onda.
La ecuación de movimiento para las ondas longitudinales en una dirección específica, por
ejemplo en la dirección del eje x, se reduce a:
donde u es el desplazamiento de partícula debido a la presencia de la onda ultrasonora, t es
un instante de tiempo cualquiera, G y λ son constantes elásticas del material determinadas
por las características de éste, x es la coordenada de desplazamiento de la onda ultrasonora
a través del eje x, y ρ es la densidad de masa del material.
3.1.3.2. Ondas de Corte o Transversales.
Cuando el movimiento de las partículas en el medio es perpendicular a la dirección de
propagación de la onda, se habla de ondas de corte (ver Fig. 1). Además corresponde al tipo
de onda de distorsión, es decir, que no modifica el volumen del material por el cual se
propaga.
En general, las ondas de corte son de la forma de un rayo de sección transversal pequeña en
comparación con el área de la sección transversal del material por el cual viaja la onda. Este
rayo no suele extenderse a la superficie paralela a la dirección de viaje de la onda. Las
ondas de corte no viajan en medios líquidos ni gaseosos, ya que la elasticidad de estos
medios es muy poca o casi nula. Por otra parte, estas ondas poseen una velocidad que es
aproximadamente igual a la mitad de la velocidad de las ondas longitudinales, por lo tanto,
la longitud de onda de las ondas de corte es mucho más corta que la longitud de onda de las
ondas longitudinales.
La ecuación para las ondas de corte, cuando la expansión de volumen en el medio es nula,
es:
como en el caso anterior, ρ es la densidad de masa del material y G es una constante
elástica del material.
FIGURA 1. Distintos tipos de onda.
3.1.3.3. Ondas Superficiales o de Rayleigh.
Existe un tipo de ondas elásticas ultrasonoras que se propagan por el contorno de la
superficie de un material y cuya penetración en éste es despreciable. Estas ondas son
conocidas como ondas superficiales (ver Fig. 1). Dos son los tipos de onda de especial
interés en las aplicaciones de los ultrasonidos. Estas son las ondas de Love y las ondas de
Rayleigh. El movimiento de partícula en las ondas de Love es normal a la dirección de
propagación y es polarizado en el plano de la superficie. Las ondas de Rayleigh combinan
una componente de onda longitudinal con una componente de onda de corte la cual es
normal a la superficie. Por otra parte, las ondas de Rayleigh se producen por fuerzas que no
están en equilibrio en la superficie del material, generando de esta manera un movimiento
elíptico en el medio cuya amplitud disminuye exponencialmente a medida que aumenta la
profundidad por debajo de la superficie. La velocidad de estas ondas depende del material y
es aproximadamente igual a 9/10 de la velocidad de las ondas de corte.
La longitud de onda de las ondas superficiales es extremadamente corta, y el material por el
cual ésta viaja es de al menos varias longitudes de onda de espesor. Debido a estas
condiciones, el desplazamiento de partícula de unas pocas longitudes de onda más allá de la
superficie del material es despreciable.
3.1.4. Ondas Ultrasonoras Planas.
Las ondas ultrasonoras se pueden considerar generalmente como planas, es decir, la
amplitud de movimiento sobre un plano perpendicular a la dirección de viaje de la onda es
uniforme. Como resultado de esto, las órbitas de los elementos están en una línea recta en
vez de elíptica o circular. Luego, una de las características que presentan las ondas
ultrasonoras es su propagación rectilínea debido al pequeño valor de su longitud de onda.
Debido a este movimiento rectilíneo, la energía no puede desplazarse a través de
discontinuidades, siendo ésta la propiedad que hace posible utilizar este tipo de ondas, por
ejemplo, para localizar objetos pequeños.
3.1.5. Velocidad.
En la propagación de las ondas elásticas ultrasonoras, se encuentran diferentes tipos de
velocidades. De mayor interés son: la velocidad de grupo, velocidad de fase y velocidad de
señal. Cada uno de estos tipos de velocidades involucra un fenómeno particular, y no deben
ser confundidos entre sí, ni con la velocidad de partículas en las ondas cuando las partículas
ejecutan sus órbitas.
La velocidad de fase puede ser definida como la velocidad con la que una fase es propagada
a lo largo de una onda.
La velocidad de grupo es un término usado para indicar la velocidad con la cual el
envolvente de una onda es propagado cuando la onda es modulada en amplitud. La
frecuencia portadora debe ser alta para así manifestar esta condición. Este tipo de velocidad,
en algunos contextos, es también llamada velocidad de volumen. Cada vez que es usado el
término velocidad a secas, se referirá a la velocidad de grupo.
La velocidad de fase y la velocidad de grupo pueden tener valores iguales o distintos. En el
primer caso el material no es dispersivo, y en el segundo si lo es. Un material es dispersivo
cuando señales de diferentes frecuencias viajan con diferentes velocidades. No está
enteramente establecido si las señales de ultrasonido son o no dispersivas bajo todas las
posibles condiciones. Sin embargo, el peso de la evidencia existente indica que ellas son
dispersivas en sólidos y líquidos.
La velocidad de señal es una condición muy compleja que existe sólo cuando un medio es
dispersivo. En tal caso diferentes señales parecieran viajar con diferentes velocidades,
siendo la velocidad real de viaje de una señal particular la velocidad de señal.
La velocidad de la onda y la velocidad de las partículas individuales del material no son lo
mismo. En todos los casos es la velocidad de propagación de la onda la cual es referida.
3.1.5.1. Velocidad de Propagación de una Onda Ultrasonora en un Medio Sólido.
La velocidad co de propagación de una onda ultrasonora en una barra delgada y larga en la
cual el movimiento de partícula es paralelo al eje de la barra (velocidad longitudinal en una
barra delgada), está dada por:
donde  es el módulo de elasticidad de Young (definido coma la relación entre la
intensidad del esfuerzo y el estiramiento resultante) y ρ es la densidad de la barra.
Si la barra es comprimida de alguna manera, ésta se expandirá (y/o se contraerá) en todas
las direcciones posibles que permita la masa circundante. El correspondiente efecto es el
incremento del módulo de volumen de la barra sobre el módulo de Young de ésta, por un
factor que es igual a la razón de Poisson (σ). En consecuencia, la velocidad de propagación
de la onda ultrasonora también se verá afectada, siendo su valor, en este caso, igual a:
donde cB es la velocidad longitudinal en la barra y  es la razón de Poisson (definida como
la relación entre el cambio de ancho y el cambio de largo que causa el esfuerzo en el
medio).
La correspondiente velocidad longitudinal en placas delgadas está dada por:
En el caso de las ondas de corte, el módulo de corte μ es un factor en la velocidad de
propagación de la onda ultrasonora y se lo puede relacionar con el módulo de Young en
función de la razón de Poisson. De esta relación se obtiene la siguiente ecuación para la
velocidad de la onda de corte, cc:
La ecuación (1.6) también se aplica a ondas de torsión, ya que estas también son ondas de
corte.
La velocidad de las ondas de Rayleigh es levemente menor que la velocidad de las ondas de
corte en el mismo medio. La velocidad de las ondas de Rayleigh está dada por:
donde KR es una constante que depende de la relación entre la velocidad de la onda
longitudinal y la velocidad de la onda de corte, y, por lo tanto, de la razón de Poisson.
3.1.5.2. Velocidad de Propagación de una Onda Ultrasonora en un Medio Líquido.
Generalmente, las ondas de corte son rápidamente atenuadas en líquidos. Las ondas
superficiales a frecuencias ultrasonoras en líquidos son de poco interés para la ingeniería
ultrasónica. Por lo tanto, la velocidad de propagación en un líquido usualmente se refiere a
un tipo longitudinal de modo de onda donde se asume que las vibraciones se producen muy
rápidamente por cambios de calor.
La velocidad de propagación de una onda ultrasonora en un medio líquido es:
donde γ = cp /cv es la razón de los calores específicos, cp es el calor especifico a presión
constante, cv es el calor específico a volumen constante, βI es la compresibilidad isotérmica
(a temperatura constante), βA es la compresibilidad adiabática (a presión constante) y ρ es la
densidad del medio (líquido).
La ecuación (1.8) se aplica a bajas amplitudes de presión (intensidad acústica). Para niveles
altos de presión (intensidad de onda de amplitud finita), las características de propagación
llegan a ser más complejas. La teoría de onda de amplitud finita es aplicada a ondas de
choque y la velocidad de estas ondas es siempre mayor que la velocidad acústica.
3.1.5.3. Velocidad de propagación de una Onda Ultrasonora en un Medio Gaseoso.
La ecuación para la velocidad de propagación de una onda ultrasonora en gases es derivada
a partir de la ecuación de estado. La ecuación para la velocidad de propagación de una onda
ultrasonora en un gas ideal (perfecto) es:
donde M es el peso molecular, R es la constante del gas, y T es la temperatura absoluta
(Kº).
3.1.6. Incidencia de una Onda Ultrasonora sobre el Límite entre dos
Medios.
Cuando una onda ultrasonora plana se encuentra con una interfase entre dos medios de
distinta impedancia acústica, la energía de la onda es dividida en dos formas que
dependerán del tipo de onda incidente, de como la onda se aproxima a la interfase y de las
propiedades acústicas de los dos medios. Como con la luz, se utiliza la ley de Snell para
determinar el ángulo de reflexión y refracción, pero el problema acústico es más
complicado por el gran número de modos de onda y por las longitudes de onda más largas
usualmente asociadas con la energía ultrasonora. La ley de SneIl dice que la velocidad de
fase a lo largo de la interfase debe ser la misma para todas las ondas, para que de esta
manera se cumplan las condiciones de borde en los desplazamientos y esfuerzos (ver Fig.
2). La velocidad de fase (cF) es la velocidad a la cual un punto de fase constante viaja a lo
largo de la superficie límite, y es:
donde ca es la velocidad de propagación de la onda considerada y αa es el ángulo entre el
frente de onda y la superficie límite.
FIGURA 2. Incidencia de una onda ultrasónica sobre una interfase. I representa la onda
incidente en el medio 1, en este caso ca=c1 y αa=θI, a la vez T representa la onda transmitida
en el medio 2 en donde ca=c2 y αa=θT, cF es la velocidad en la interfase que cumple con la
ecuación 1.10.
Los tipos de ondas que pueden generarse al incidir una onda en la interfase pueden ser
determinados resolviendo las componentes de esfuerzo y desplazamiento de esta onda
incidente a lo largo de las coordenadas del límite. Estos requerimientos de esfuerzos y
desplazamientos fijan las condiciones de borde para la solución particular de la ecuación de
onda general, siendo posible de esta manera determinar los parámetros de las ondas
reflejadas desde la interfase y de las ondas transmitidas a través de la interfase.
3.1.7. Difracción.
Cuando un frente de ondas ultrasonoras pasa a través de ranuras estrechas, por los bordes de
cuerpos opacos, o es reflejado o transmitido desde superficies, el frente sufre una
modificación. Esta modificación del frente de onda es llamada difracción. Este fenómeno
causa la curvatura de las ondas alrededor de los objetos que se interponen en su trayectoria.
Las señales ultrasonoras que podrían ser normalmente recibidas en un cierto punto pueden
ser desviadas por difracción y, por lo tanto, ser recibidas en alguna otra posición.
Los efectos de la difracción son de interés en muchas aplicaciones ultrasónicas tales como
en la medición de atenuación del sonido en materiales, inspección no destructiva de
materiales, sonido bajo el agua, e imágenes.
3.1.8. Atenuación de una Onda Ultrasonora.
La atenuación se refiere a la disminución de la intensidad de un frente de onda cuando éste
avanza dentro de un medio. Entre los factores que contribuyen a esta atenuación están; la
propagación del rayo (spreading), la dispersión del rayo desde un obstáculo (scattering), la
conversión de modos de onda que ocurre al dividirse la energía en dos o más modos de
onda, y la atenuación debido a varios otros mecanismos.
3.1.9. Cavitación.
La cavitación es definida como la formación y colapso de cavidades o burbujas en líquidos,
ya sean llenas de gas o vapor. Estas burbujas luego colapsan cuando la presión es
incrementada.
La cavitación puede ser producida por acción térmica, química o mecánica. Los
ultrasonidos también pueden producir cavitación. Así, muchos de los efectos de la energía
ultrasonora están asociados con la cavitación.
Dentro de los efectos producidos por la cavitación se incluyen el incremento en la actividad
química (reacciones que no podrían ocurrir en la ausencia de cavitación), erosión de
superficies, ruptura o fragmentación de partículas suspendidas, emulsificación de mixturas
de líquidos y dispersión de pequeñas partículas en líquidos.
El comienzo o umbral de la cavitación ocurre a intensidades que dependen de factores
como el tamaño del núcleo de la burbuja, presión ambiente, cantidad de gases disueltos,
presión de vapor, viscosidad, tensión superficial y la frecuencia y duración de la energía
ultrasonora.
Cuando ocurre el fenómeno de cavitación, no sólo se disipa energía ultrasonora sino que
también se impide la transmisión del sonido. Cada burbuja es un lugar de dispersión, y la
sección transversal de la dispersión incluye la burbuja y el medio circundante que es más
directamente afectado por las oscilaciones de la burbuja.
La viscosidad afecta la velocidad de crecimiento y colapso de la cavitación de burbujas. Por
esta razón, viscosidades muy altas pueden impedir la generación de cavitación.
3.2. Generadores y Transductores de Ultrasonido.
3.2.1. Introducción.
Para provocar en determinado medio una onda ultrasonora son necesarios dispositivos
llamados generadores de ultrasonido. Los equipos de generación de ultrasonidos, constan
normalmente de un elemento primario o transformador llamado transductor, en contacto
con el medio, y de una fuente que proporciona la energía que ha de transportarse. El
término transductor se refiere a cualquier dispositivo que transforme el efecto de una causa
física en otro tipo de señal, normalmente eléctrica. Los transductores de ultrasonido,
convierten una energía dada, sea eléctrica, magnética o mecánica, en otra de tipo mecánico
que se propaga en forma de onda con una frecuencia característica en el rango ultrasónico.
Pueden también actuar a la inversa (transductores reversibles), es decir, transformar la
energía ultrasonora en otras formas de energía, tales como eléctrica, mecánica y térmica,
funcionando en este caso como receptores de ultrasonidos.
Entre los diversos tipos de transductores de ultrasonido, encontramos:
1) Osciladores cristalinos.
2) Osciladores magnetoestrictivos.
3) Generadores y receptores totalmente mecánicos.
4) Transductores electromagnéticos.
5) Transductores electrostáticos.
6) Transductores diversos.
En general, los transductores de ultrasonido de mayor uso pueden ser clasificados, de
acuerdo al tipo de energía original que se les suministra, en:
a) Aquellos que usan un campo eléctrico: piezoeléctricos, electrostáticos,
emisor de chispas, etc.
b) Aquellos
que
usan
un
campo
magnético:
magnetoestrictivos,
electromagnéticos, vibradores, etc.
c) Aquellos que usan energía mecánica: sirenas, emisores por frotamiento, etc.
Existe otro tipo de clasificación de los transductores[16], más usado en el ámbito clínico, de
acuerdo a la forma en que emiten el haz ultrasónico (Fig 3), estos son:
I. Transductor lineal. Las imágenes de este tipo de transductor son rectangulares. Son
sumamente útiles en obstetricia y en el estudio de la mama y del tiroides.
II. Transductor sectorial. Estas imágenes en abanico, casi triangulares se forman a
través de una ventana acústica muy pequeña. Este tipo de escáner se usa cuando se
dispone de pequeños espacios para realizar las exploraciones. Resultan sumamente
útiles en los exámenes de la mitad superior del abdomen, así como en los
ginecológicos y cardiológicos.
III. Transductor convexo. Produce una imagen situada a medio camino entre la del
transductor lineal y la del sectorial, por lo que resulta útil para examinar todas las
partes del cuerpo pero no para ecocardiografía especializada.
FIGURA 3. Transductores emisores de ultrasonidos.
Los receptores de ultrasonidos también pueden ser clasificados, de acuerdo a si su presencia
afecta o no el campo acústico, en:
a) Receptores terminales de líneas ultrasónicas. La presencia de este transductor
afectará el campo acústico, debido a que las dimensiones de sección recta de este
tipo de transductores se extienden a varias longitudes de onda.
b) Receptores insertados como sondas. Las sondas ultrasónicas se emplean para
investigar las características de los campos acústicos, y, por lo tanto, sus
dimensiones deberán ser lo suficientemente pequeñas para no afectar el campo.
3.2.2. Osciladores Cristalinos.
Dos son los tipos de cristal que se pueden utilizar para la generación de ondas ultrasonoras,
uno que hace uso del efecto piezoeléctrico y otro del efecto electroestrictivo. Su intervalo
de frecuencias tiene un límite superior que supera los 10 MHz y funcionan generando y
detectando energía ultrasonora en todos los niveles de intensidad. Dentro de las
aplicaciones de estos transductores están la medición de la velocidad ultrasonora, diagnosis
médica, pruebas no destructivas de baja intensidad y limpieza en alta intensidad.
3.2.2.1. El Efecto Piezoeléctrico.
Este efecto se produce en los cristales que tienen uno o más ejes polares o que carecen de
centro de simetría. Al someter dos láminas de este cristal, con sus superficies paralelas
normales a un eje polar, a un esfuerzo mecánico, aparecerán sobre estas superficies cargas
eléctricas iguales y opuestas. La magnitud de la densidad de estas cargas (o polarización
dieléctrica), es directamente proporcional al esfuerzo aplicado, siempre que el cristal no se
alargue más allá de su límite elástico.
El efecto inverso dice que al aplicar un campo eléctrico en la dirección de un eje polar la
lámina de cristal piezoeléctrico sufre una deformación mecánica, cuya magnitud es
proporcional a la intensidad del campo aplicado.
Entre los cristales en los que se produce el efecto piezoeléctrico está el cuarzo, siendo éste
el más utilizado para la propagación de ondas ultrasonoras.
3.2.2.2. El Efecto Electroestrictivo.
Al aplicar un campo eléctrico en una dirección determinada se produce una deformación
mecánica, cuya magnitud es proporcional al cuadrado de la intensidad del campo aplicado e
independiente del sentido del campo. Para un campo eléctrico aplicado sinusoidalmente, la
forma de la onda de deformación es idéntica a la de una corriente alterna rectificada, pero
no filtrada, y su frecuencia es igual al doble de la del campo aplicado. Este efecto es muy
observable en los dieléctricos llamados ferroeléctricos.
Un transductor ferroeléctrico es clasificado entre los piezoeléctricos, ya que presenta el
mismo efecto que un transductor piezoeléctrico. El titanato de bario, el metaniobato de
plomo y la mezcla de titanato y circonato de plomo son las sustancias más empleadas en
aplicaciones electroestrictivas. Debido a que estos materiales son policristalinos, presentan
la ventaja sobre las materiales piezoeléctricos naturales de que son isótropos y, por lo tanto,
no es necesario cortarlos a lo largo de ejes determinados. De esta manera, resulta posible
construir un transductor cóncavo modelado de tal manera que la radiación ultrasonora se
pueda enfocar sin la utilización de un sistema auxiliar de lentes.
3.2.3. Osciladores Magnetoestrictivos.
Estos se basan en el fenómeno de magnetoestricción, el cual también es reversible. Aquí el
límite de frecuencia superior es del orden de 100 kHz, sin embargo al utilizar transductores
de película delgada se logran generar frecuencias de decenas de miles de MHz Estos
transductores son usados principalmente para generar energía ultrasonora de alta intensidad,
teniendo como aplicación típica la limpieza ultrasónica.
3.2.3.1. Magnetoestricción.
Magnetoestricción es un término aplicado al cambio en dimensiones que sufre un material
magnético cuando un campo magnético impuesto sobre él es variado en magnitud.
El efecto de la magnetoestricción se produce en los materiales ferromagnéticos y en ciertos
materiales no metálicos denominados ferritas. Cuando una varilla o barra de material ferro
o ferrimagnético se somete a un campo magnético experimenta una variación de longitud.
Recíprocamente, un esfuerzo mecánico aplicado a una varilla o barra produce una variación
en la intensidad de imanación.
La magnetoestricción se produce en materiales como el níquel, hierro y cobalto.
3.2.4. Osciladores Mecánicos.
Los generadores mecánicos se utilizaron primitivamente para la propagación de
ultrasonidos de alta energía en fluidos. Dentro de esta clasificación encontramos
instrumentos tales como silbatos y sirenas, utilizados como generadores, y radiómetros o
discos de Rayleigh, que actúan como receptores. El límite superior de frecuencia de estos
transductores mecánicos es también de aproximadamente 100 kHz. Estos transductores son
utilizados para producir pequeñas partículas de espuma de líquidos usadas en equipos
contra incendio, en control de humedad, en limpiadores de moldes y en variados procesos
químicos.
En general, los generadores mecánicos funcionan en base al paso de un chorro de fluido a
través de una cavidad el cual provoca vibraciones en algún componente del generador o
cambios de presión en las cavidades del generador produciendo ondas ultrasonoras.
Los receptores mecánicos de ultrasonido, a grandes rasgos, constan de un disco suspendido
en el campo sonoro el cual, por efecto de las ondas sonoras, gira o se desplaza en un
determinado ángulo. La magnitud de este ángulo entrega la amplitud de velocidad de las
partículas del medio.
3.2.5. Dispositivos Electromagnéticos.
Los dispositivos electromagnéticos para generar energía vibratoria ultrasonora funcionan de
forma similar a un altavoz. Un simple dispositivo puede consistir de un inducido o
armadura (armature) montada sobre un móvil (stator) en un circuito magnético.
Los generadores electromagnéticos de bobina móvil, así como los de núcleo de hierro
móvil, son usualmente utilizados en aplicaciones de alta potencia a frecuencias ultrasonoras
inferiores (frecuencias superiores a 50 kHz), como en la recepción de ultrasonidos de
frecuencias del orden de los MHz.
3.2.6. Dispositivos Electrostáticos.
Estos son utilizados sólo para trabajos a baja frecuencia. Los dispositivos electrostáticos de
generación de vibraciones longitudinales y torsionales de baja amplitud han sido utilizados
a frecuencias superiores a 300 kHz y sobre amplios intervalos de temperatura. Además,
estos dispositivos presentan la ventaja de que la frecuencia se puede variar de una forma
continua.
Cuando se aplica una diferencia de potencial constante a través de dos láminas metálicas
paralelas, éstas experimentarán entre sí una fuerza de atracción. Si se superpone un voltaje
alterno de amplitud inferior a esta diferencia de potencial constante, la fuerza de atracción
variará sinusoidalmente con la misma frecuencia que la del voltaje aplicado. Ahora, si una
de las láminas posee un soporte libre, la otra vibrará a esta frecuencia.
Un transductor electrostático es reversible, siendo de esta manera utilizado también como
micrófono. La lámina en contacto con el campo sonoro vibra al excitarla, obteniendo de
esta manera una variación periódica de la capacidad. Si el micrófono se conecta en serie con
una resistencia elevada y se le aplica un voltaje de polarización, estas variaciones periódicas
de capacidad aparecerán como cambios periódicos de voltaje a través de la resistencia.
3.2.7. Transductores diversos.
3.2.7.1. Receptores Térmicos.
Un tipo de receptor térmico es el micrófono de alambre caliente. Cuando se coloca un
alambre calentado exactamente por debajo del rojo en una corriente fluida, el enfriamiento
resultante produce una disminución brusca de su resistencia. Si el flujo de fluido es
alternativo, hay dos componentes de la variación de resistencia. Una de ellas es periódica,
de la misma frecuencia que las ondas, y la otra presenta una disminución uniforme. A
frecuencias ultrasonoras únicamente se puede observar la caída de resistencia constante, ya
que el periodo de tiempo es demasiado corto para permitir cualquier respuesta a las
variaciones alternativas.
Otro tipo de receptor térmico es el llamado calorímetro acústico, el cual mide el efecto
calórico de la energía sonora. Cuando las ondas ultrasonoras pasan a través de un material
absorbente se libera energía calorífica. La cantidad de calor disipada en un punto de un
campo sonoro es proporcional a la intensidad.
3.2.7.2. Detectores Químicos.
Un efecto utilizado para el funcionamiento de los micrófonos ultrasonoros en disoluciones
electrolíticas diluidas es el llamado efecto electrocinético. Si se sumerge un alambre
cubierto con un material poroso o fibroso (preferentemente algodón) en una disolución
electrolítica diluida, a través de la cual se propagan ondas ultrasonoras, aparece entre el
alambre y la disolución una diferencia de potencial alterno de la misma frecuencia que la
que poseen las ondas. Debido a las pequeñas dimensiones del elemento receptor, se pueden
realizar sin dificultad medidas a frecuencias de unos cientos de kHz.
3.2.7.3. Transductores Ópticos.
Un haz paralelo de ondas ultrasonoras actúa como una rendija de difracción para la luz y la
disminución de intensidad del espectro de orden cero varía directamente con la intensidad
acústica. De esta manera, la intensidad espectral medida por una célula fotoeléctrica
determina la intensidad acústica del haz.
En el caso de generación de ondas ultrasonoras, es posible generar microondas ultrasonoras
en sólidos y líquidos dieléctricos por la interacción de dos haces ópticos coherentes, de
frecuencias f1 y f2, respectivamente, donde el valor f2 - f1 posee un orden adecuado de
magnitud. Dos haces similares, con las frecuencias anteriores y procedentes de un foco de
láser común, se desvían, cortándose en el interior del medio de propagación acústica en un
ángulo θ. La frecuencia de las ondas ultrasonoras generadas depende de los valores de f1, f2
y θ.
4. MODOS DE ULTRASONOGRAFÍA [3, 4, 5, 16]
4.1. Introducción.
A continuación se muestra una clasificación general de las configuraciones utilizadas en los
equipos biomédicos de ultrasonidos. Los instrumentos basados en los modos A, B y C
brindan información espacial sobre las regiones en estudio, mientras que el modo M y los
dispositivos basados en el efecto Doppler aportan datos sobre movimiento y velocidad.
El último punto del capítulo aborda la tecnología ecográfica tridimensional. Constituye el
más reciente modo ultrasonográfico; permite ver imágenes de distintos planos, almacenar
los datos de las exploraciones e investigar regiones del cuerpo difíciles de abordar con la
ecografía bidimensional tradicional.
4.2. Modo A.
Este modo, como todas las otras configuraciones (excepto el modo C y el Doppler), está
basado en la técnica de ecos, donde se emite un pulso de ultrasonidos desde un transductor
hacia el interior de la región a estudiar. Las reflexiones en cada interfase entre tejidos son
recibidas por el mismo transductor. El tiempo total desde el pulso inicial hasta el momento
de la recepción del eco es proporcional a la profundidad de la interfase. Esto hace posible
un mapeo unidimensional de las interfases entre tejidos a lo largo de la línea de propagación
del rayo de ultrasonidos.
Lo que distingue al modo A de los otros métodos es la forma en que se muestran los
resultados. En el modo A se grafican las amplitudes de los ecos recibidos. Es decir, un
voltaje proporcional a los mismos, proporcionado por el transductor, se muestra en una
pantalla similar a la de un osciloscopio.
La ventaja del modo A es que brinda información posicional de una manera rápida con un
equipamiento mínimo. Su desventaja es que sólo ofrece información unidimensional.
Se lo utiliza en electroencefalografía para la detección de la línea media cerebral
que, en personas sanas, se encuentra ubicada en el centro del cráneo en el plano sagital
medio. También se utiliza el modo A en oftalmología para la determinación del tamaño de
las estructuras del ojo.
FIGURA 4. Diagrama de funcionamiento de un equipo modo A simple. En la parte superior
se muestra el esquema de un transductor explorando la anatomía mientras que en la parte
inferior se muestra la forma en que grafican las amplitudes de los ecos recibidos.
4.3. Modo B.
El desarrollo de este modo puede comprenderse mejor considerando una línea de modo A
modificada de tal manera que la amplitud del eco no causa un desplazamiento vertical del
tubo de rayos catódicos del osciloscopio, produciendo en cambio un aumento o decremento
proporcional en el brillo (dado por la cantidad de electrones que colisionan contra la
pantalla fluorescente del osciloscopio). Es decir, los ecos modulan el brillo de los puntos de
la pantalla.
La modulación del brillo libera un eje de la gráfica para la presentación de otra información.
El eje a lo largo de la dirección del rayo aún corresponde a la profundidad de penetración o
distancia; pero en el modo B, el eje perpendicular al rayo se utiliza para mostrar distancia,
relacionando la dirección del rayo de ultrasonidos con la de la línea que se imprime en la
pantalla. Esto se realiza con dispositivos llamados transductores de posición.
FIGURA 5. Esquema de la obtención de una imagen ecográfica con un sistema en modo B.
En la parte inferior se muestra un diagrama de la exploración ultrasónica de la anatomía
usando un trasnductor, en la parte superior se aprecia un diagrama de la gráfica
bidimensional obtenida.
Los instrumentos de modo B representan muchos de los dispositivos utilizados
clínicamente. Esto se debe a la gran variedad de regiones anatómicas que pueden ser
escaneadas exitosamente y a la fácil interpretación del mapa bidimensional de tejidos que
produce.
4.4. Modo M
Esta configuración se utiliza para analizar cualitativa y cuantitativamente el movimiento de
las estructuras del cuerpo, como las válvulas del corazón. Este modo es un híbrido de los
modos A y B. Como en el modo B, el brillo de cada línea es modulado de acuerdo a la
amplitud de los ecos recibidos. Sin embargo, se parece al modo A en el sentido que los ecos
son recogidos en una sola dirección, a lo largo del recorrido del rayo. Estas señales son
presentadas en el eje horizontal del monitor.
La deflexión vertical de la pantalla se produce lentamente, de manera que las líneas
sucesivas son inscriptas en orden progresivo (como lo hace una impresora). Cualquier
movimiento de un objeto a lo largo del camino del rayo presentará un desplazamiento
horizontal del eco registrado en las líneas sucesivas.
FIGURA 6. Esquema del principio de sistemas de modo A y B con brazo articulado.
El tiempo en que se recorre una línea horizontal es el mismo al encontrado en los modos A
y B (13 μs por cada centímetro de profundidad). El barrido vertical es mucho más lento,
entre 2 y 3 segundos para cubrir toda la pantalla, de manera que pueden mostrarse varios
ciclos cardíacos.
Debido a que el eje horizontal de la pantalla está calibrado en términos de profundidad, el
desplazamiento espacial neto del objeto móvil se puede medir directamente. Como el eje
vertical está dado en unidades de tiempo, se puede medir la velocidad cuantitativamente
desde el monitor, en mm/s.
En la figura 7 se muestra un diagrama explicativo del funcionamiento del modo M. El
transductor emite las ondas que serán reflejadas por las interfases entre los tejidos. A la
derecha se ve una representación de la ecografía de modo M correspondiente. Los colores
se utilizan simplemente para relacionar los ecos con las distintas estructuras. Los equipos
clínicos de modo M son monocromáticos.
FIGURA 7. Esquema de un sistema ecográfico modo M.
4.5. Modo C.
Este método difiere de los anteriormente descritos en el sentido que no utiliza los ecos de
las ondas reflejadas en las interfases entre los tejidos. En cambio, el modo C aprovecha las
ondas transmitidas. El emisor de ultrasonidos se coloca sobre el objeto a estudiar y el
receptor en el extremo opuesto.
La exploración va acompañada de una traslación de dos transductores, emisor y receptor,
unidos mecánicamente entre sí (Fig. 8). Debido a que el movimiento de barrido se realiza
en un plano perpendicular al rayo, se puede obtener una imagen bidimensional similar a la
producida por los rayos X convencionales.
Pueden determinarse dos características de los tejidos mediante los scanner C. En primer
lugar, comparando la amplitud del pulso recibido con la amplitud del pulso emitido, se
puede lograr una medida de la atenuación total a lo largo del camino recorrido. Esta
atenuación no es debida sólo a la absorción de los tejidos, sino también a las reflexiones en
las interfases. En segundo lugar, comparando el tiempo entre la emisión del pulso y su
recepción (tiempo de vuelo), se obtendrán los datos necesarios para calcular la velocidad de
propagación acústica en el tejido.
Como el pulso de ultrasonidos debe atravesar toda la distancia a través del tejido, las
regiones de anatomía compleja son difíciles de estudiar, debido a las múltiples pérdidas por
reflexión.
El mayor éxito de los scanner C es la obtención de imágenes de partes anatómicas
relativamente homogéneas, como los pechos femeninos en la dirección lateral. Además,
actualmente se están utilizando tomógrafos por ultrasonidos sobre la base del modo C,
obteniendo registros en múltiples direcciones y "fabricando" la imagen a través de un
algoritmo de reconstrucción por computadora.
FIGURA 8. Diagrama explicativo de los sistemas de modo C.
4.6. Instrumentos basados en el efecto Doppler[2, 3, 4, 6, 7].
4.6.1. El Efecto Doppler.
El efecto Doppler es el cambio de frecuencia que experimenta una determinada onda
transmitida detectada por un receptor debido a ciertas condiciones de movimiento entre el
receptor, el transmisor, el medio y las superficies reflectantes. El cambio en la frecuencia se
produce por el efecto que produce el movimiento sobre la velocidad de la onda que se
propaga entre el transmisor y el receptor; es decir, el periodo de la onda que llega al
receptor puede ser comprimido o expandido, dependiendo de la naturaleza del movimiento
entre los involucrados.
En diagnosis médica, la aplicación a considerar es la medición de la velocidad de los
fluidos en movimiento dentro del cuerpo, como la velocidad de la sangre en los vasos o el
flujo aéreo en las vías respiratorias. En la medición transcutánea de flujo sanguíneo, por
ejemplo, los glóbulos rojos que fluyen con el plasma son los reflectores de las ondas.
La base de la ultrasonografía Doppler es el hecho de que las ondas ultrasonoras reflejadas
y/o dispersas debido a una interfase en movimiento experimentará un corrimiento de
frecuencia. En general la magnitud y la dirección de este corrimiento entregará información
relativa al movimiento de la interfase. La frecuencia del corrimiento Doppler resultante de
una fuente y un receptor móviles está dada por la siguiente expresión:
donde vR y vS son las velocidades a las que se mueven el receptor y el emisor, fS es la
frecuencia emitida por el emisor, fD es la frecuencia del corrimiento Doppler y c es la
velocidad de propagación de la onda.
4.6.2. Ultrasonido Doppler de Onda Continua.
Al transmitirse una onda continua de ultrasonido, es necesaria la utilización de dos
elementos transductores: uno para la transmisión y otro para la recepción. En el ámbito del
ultrasonido Doppler de onda continua la fuente y el receptor permanecen estacionarios. El
medio en el cual se refleja el haz ultrasónico emitido se mueve con una velocidad v, este
movimiento genera una dispersión del rayo reflejado. Adicionalmente, los transductores del
transmisor y del receptor pueden no estar en línea. Sea θt el ángulo entre el transmisor y la
dirección del movimiento y θr el ángulo entre el receptor y la dirección del movimiento
(Fig. 9), luego la velocidad de la dispersión relativa al transmisor será
y la velocidad de la dispersión relativa al receptor será
FIGURA 9. Representación del ultrasonido Doppler de onda continua.
El corrimiento Doppler resultante de la reflexión dispersiva del movimiento puede ser
calculada asumiendo que;
La reflexión dispersiva se mueve alejándose del transmisor con velocidad v cos(θt),
el receptor posee un movimiento aparente alejándose de la reflexión dispersiva con una
velocidad v cos(θr).
Esto es equivalente al receptor alejándose del transmisor con una velocidad v cos(θt) + v
cos(θr) aún cuando el receptor y el transmisor están estacionarios. Así, de la ecuación (2.1)
tenemos:
Para θt ≈ θr se tiene
donde v cos(θ) es la velocidad de la reflexión dispersiva relativa al receptor/transmisor. Esta
última ecuación muestra que:
fD ∝ fs Cuando se considera que la atenuación ultrasónica y la potencia de la señal
ultrasónica recibida se incrementan con la frecuencia y tomando en cuenta el ancho de
banda deseado, fS se escoge para asumir valores entre 2 – 20 MHz.
fD es dependiente del ángulo entre el haz del receptor y del transmisor y el vector de la
velocidad. En particular, si los haces del receptor y del transmisor están perpendiculares
respecto al flujo sanguíneo fD = 0.
Si v > 0, luego fD < 0 y si v < 0, fD > 0.
4.6.3. Bases de Operación.
En su forma básica, el transmisor de los flujímetros Doppler es excitado continuamente con
un voltaje sinusoidal. La señal del transductor de recepción es mezclada con una porción de
la onda transmitida en un dispositivo no lineal (como puede ser un diodo)
El contenido frecuencial a la salida del diodo mezclador puede hallarse considerando la
teoría de la mezcla (mixing theory), en la cual dos ondas senoidales de igual o distinta
frecuencia son mezcladas y luego pasadas a través de un dispositivo de comportamiento no
lineal. La salida del mezclador contendrá varias componentes senoidales que representarán
todas las posibles combinaciones de suma y diferencia de las señales originales. Para los
propósitos de este instrumento, sólo se retendrá, mediante un filtro pasabanda, la diferencia
de frecuencias.
A continuación se delinea las bases de la instrumentación requerida para detectar el
corrimiento Doppler en la recepción de ultrasonido. Sea la señal transmitida de la forma
y la correspondiente señal recibida de una reflexión dispersiva esté dada como
donde:
ωS = 2πfS
ωR = 2πfR
θ1 es un término relativo a la fase dependiente de la distancia entre la reflexión y el
transductor y los desfases producidos con el receptor.
Estas dos señales pueden ser multiplicadas electrónicamente resultando
Esta señal resultante es sometida a un filtro pasa bajos para remover la componente de
frecuencia 2fS dando la siguiente señal Doppler
Sin embargo, un procesamiento análogo de la señal podría ser requerido adicionalmente
debido a que la señal ultrasónica recibida consiste también de ultrasonido reflejado de gran
amplitud. Tales reflexiones ultrasónicas presentan un corrimiento Doppler de baja
frecuencia debido al movimiento de tejidos reflectantes como arterias pulsantes o el
movimiento de la sonda (exploración manual). Por esta razón algún tipo de filtro pasa altos
podría ser requerido para remover esta posible distorsión. Un procedimiento de tales
características significaría una inevitable pérdida de las señales Doppler de baja frecuencia
correspondientes a flujos sanguíneos lentos, lo que podría ser de importancia clínica.
FIGURA 10. Diagrama de bloque general de la instrumentación Doppler.
Si el espectro filtrado simplemente se amplifica y se lo reproduce mediante un parlante o
auriculares, la información Doppler se presentará al usuario como un tono audible. Esto se
debe a una circunstancia afortunada: el rango de frecuencias Doppler para la mayoría de
flujos corporales, cuando la frecuencia incidente está entre 2 MHz y 10 MHz, cae dentro de
la porción audible del espectro sonoro, desde 20 Hz hasta 10 kHz, aproximadamente. No
obstante, este método sólo ofrece información cualitativa que un operador experimentado
podría relacionarla con velocidades. Además, de esta manera no se puede saber la dirección
de circulación del flujo.
4.6.4. Discriminación de la Dirección del Flujo.
Los flujímetros Doppler descritos hasta aquí proveen sólo información espacial parcial
sobre las posiciones de los objetos móviles. Existen varias situaciones, sin embargo, donde
una resolución espacial más precisa sería de un importante valor clínico. Por ejemplo, en
una rama arterial o en otro sitio donde más de un vaso pueda encontrarse al mismo tiempo
en el campo de observación. En estos caso, es importante diferenciar las contribuciones de
flujo individuales.
Por otro lado, la frecuencia Doppler es básicamente una medida de la velocidad de la
sangre, no de su flujo volumétrico. Para convertir velocidad en flujo, deben conocerse el
área transversal de los vasos y el perfil de velocidades.
El equipamiento Doppler descrito hasta ahora no entrega información alguna relativa a la
dirección del movimiento. En las ocasiones en que el ultrasonido Doppler es usado para
examinar el flujo sanguíneo, puede ser de mucha significancia clínica la dirección de este.
Por ejemplo, en venas con válvulas incompetentes o malformaciones (fístulas) en venas y
arterias. La información direccional puede ser encontrada de tres formas:
filtrado de banda lateral (side-band filtering)
demodulación de la portadora (offset carrier demodulation)
demodulación de 0º-90º (in-phase/quadrature demodulation)
Para las siguientes descripciones se debe recordar que:
ωD > 0 implica que las componentes del vector velocidad a lo largo del haz están dirigidos
en dirección a la sonda.
ωD < 0 implica que las componentes del vector velocidad a lo largo del haz están alejándose
de la sonda.
4.6.4.1. Filtrado de banda lateral (Side-band filtering)[3, 18].
Este método es probablemente el más simple. La señal recibida pasa por dos filtros, el
primero deja pasar frecuencias dentro del rango ωS < ωD < ωS + ωm y el segundo filtrando
frecuencias dentro del rango ωS - ωm < ωD < ωS. Donde ωS es la frecuencia central de la
señal emitida por la fuente, ωD es la señal Doppler que se quiere analizar y ωm es la máxima
frecuencia presente en el espectro de la señal emitida. La salida de cada filtro pasa por un
multiplicador y un filtro pasa banda.
FIGURA 11. Diagrama de bloque del funcionamiento del filtrado de banda lateral.
4.6.4.2. Demodulación de la portadora (Offset carrier demodulation).
En este método de determinación de la dirección del flujo, la señal recibida es multiplicada
por una señal de referencia. Como se estableció antes, la señal recibida está dada por
y la señal de referencia está dada por
Multiplicando estas dos señales se tiene
donde ω1 se escoge tal que ω1 ≥ | ωD,max |. Esta señal se somete a un filtro pasa bajos para
remover la componente de frecuencia >2ωS. Luego:
ω1 + ωD > ω1 ═> voltaje de corrimiento Doppler positivo,
ω1 + ωD < ω1 ═> voltaje de corrimiento Doppler negativo.
FIGURA 12. Diagrama de bloque del sistema de demodulación de la portadora.
4.6.4.3. Demodulación de 0º-90º (In-phase/quadrature demodulation).
La señal recibida es sometida a dos multiplicadores distintos, el primero, señal de referencia
en fase, multiplica la señal (recibida) por
mientras que el segundo, señal de referencia en desfase de + π/2, multiplica la señal recibida
por
La señal en fase i(t), esta dada como
y la señal en desfase(de cuadratura), q(t), esta dada como
Ambas señales i(t) y q(t) son sometidas a un filtro pasa bandas y amplificadas resultando
La dirección del corrimiento Doppler, y por tanto la dirección del flujo, queda determinada
por la relación de fase entre if(t) y qf(t) , esto es
ωD > 0 implica que qf(t) posee un retardo de fase de π/2 respecto a if(t).
ωD < 0 implica que qf(t) posee un adelanto de fase de π/2 respecto a if(t).
FIGURA 13. Esquema de bloque del sistema de demodulación de 0º-90º.
4.6.5. Detectores Doppler de Flujo Pulsados.
Existen problemas asociados con la instrumentación Doppler de onda continua (CW)
convencional, particularmente cuando es usado como detector de flujos. La condición más
importante es que la onda continua (CW) no es capaz de entregar resolución de rangos. En
otras palabras, la onda continua (CW) no es capaz de separar las señales Doppler
provenientes de diferentes puntos a través del haz ultrasónico transmitido. Entonces, si dos
canales sanguíneos intersectan el haz ultrasónico, no será posible separar las velocidades de
los diferentes puntos a través del haz. El uso del Doppler Pulsado es capaz de superar este
problema. Las diferencias significativas entre el Doppler de onda continua y el pulsado son:
un solo cristal emite ultrasonidos en ráfaga siendo el eco captado por el mismo cristal,
el Doppler pulsado es a menudo incorporado como un paso adicional en el procesamiento
de una señal convencional de eco ultrasónico pulsado (frecuentemente conocido como
Doppler Dúplex),
se usan trenes de pulsos ultrasónicos periódicos,
el Doppler pulsado es, en general, sensible al flujo situado dentro de una región conocida
como volumen de muestreo.
La resolución de los distintos rangos en el Doppler pulsado es obtenida transmitiendo un
breve tren de pulsos ultrasónico. A continuación del tren de pulsos, la señal se mezcla con
una versión retrasada del tren transmitido que actúa como señal de referencia. El tiempo
transcurrido desde que el pulso ultrasonoro transmitido recorre la región de interés y retorna
es igual al retardo de la señal de referencia. Así, el volumen de muestreo puede ser
desplazado a diferentes posiciones dentro del haz cambiando este retraso. Las implicaciones
de este hecho son claras: los flujos a distintas profundidades o en distintos puntos de un
vaso pueden ser monitoreados selectivamente. El ancho del volumen de muestreo será
proporcional al ancho del haz ultrasónico transmitido, mientras que la longitud del volumen
será proporcional a la duración del tren de pulsos ultrasonoros transmitidos.
El inconveniente es que no permite medir la circulación sanguínea rápida en los vasos
profundos y que puede presentar erróneamente altas velocidades como si fueran bajas
(falseamiento de tiempo).
4.6.6. Doppler Dúplex.
En el sistema Doppler dúplex se localiza un vaso sanguíneo por ultrasonografía en modo B
y seguidamente se mide el flujo sanguíneo por la técnica Doppler. Esta combinación del
modo B y el Doppler permite dirigir con más precisión el haz Doppler hacia un
determinado vaso sanguíneo.
4.6.7. Doppler Color.
La necesidad de un método no invasivo que permita obtener mayor información
hemodinámica, no queda satisfecha con el Doppler dúplex que requería un tiempo de
procesado de imagen prolongado no permitiendo tener imágenes en tiempo real. A partir de
ello, en 1982 se logró obtener el Doppler color.
El Doppler color se desarrolló sobre la base del modo pulsado, con la diferencia que
incorpora un sistema de compuertas múltiples que es capaz de muestrear varios sitios al
mismo tiempo, llegando a conformar un mapa de flujo. El número de muestras por haz
determinará la resolución del sistema.
El Doppler color codifica la dirección del flujo en dos colores. Por convención, el color rojo
es el flujo que se acerca al transductor y el azul aquel que aleja del transductor. Los cambios
de tono indican, además, la velocidad circulatoria: los tonos brillantes indican alta
velocidad, los tonos apagados baja velocidad circulatoria. Cuando la velocidad de flujo es
demasiado elevada, el flujo laminar se convierte en turbulento(múltiples velocidades en un
mismo sitio al mismo momento), siendo representado en ese caso por el agregado del color
verde al rojo-amarillo o azul-blanco subyacente, generando así un patrón mosaico.
Así el Doppler color permite obtener imágenes en tiempo real, acortando el periodo
necesario para localizar flujos, ya que permite estudiar múltiples planos al mismo tiempo.
4.6.8. Doppler de Energía.
Desde principios de los años 90 existe una reciente tecnología, el Doppler energía
(angiografía de Doppler). Utiliza la información de la amplitud de las señales de Doppler en
vez de la información de la velocidad del flujo para visualizar los flujos más lentos en los
vasos sanguíneos más pequeños codificando en color el cambio de energía de la señal
ultrasónica en el vaso. Se caracteriza por ser mucho más sensible que el Doppler pulsado o
el Doppler color. Los exámenes de Doppler se pueden realizar vía escáner abdominal y
transvaginal. La energía emitida por estos dispositivos Doppler es generalmente mayor que
lo usado en una exploración 2D convencional. Los estudios actuales se centran en
demostrar su superioridad desde el punto de vista clínico.
4.7. Ecografía 3D.
Tradicionalmente la ecografía bidimensional (2D) se ha basado en la adquisición de
imágenes desde diferentes orientaciones y el buen nexo visual/manual del ecografista para
ayudar a reconocer las estructuras. La ecografía ha sido una de las pocas áreas de los
estudios de imagen en la que no se emplean orientaciones anatómicas estándar, sino que se
basa en el carácter interactivo de la adquisición de las imágenes para obtener la mejor
visión posible de la anatomía del paciente. Como el reconocimiento de referencias es
esencial para interpretar la anatomía, sobre todo para los médicos con menos experiencia,
una de las ventajas que ofrece la ecografía 3D es que los datos pueden revisarse en la
consola una vez que el paciente ha dejado la clínica. Como estos datos pueden reorientarse
en una posición estándar se facilita la comprensión y el reconocimiento de la anatomía.
Una parte importante de la ecografía 3D es la capacidad de revisar los datos del paciente de
manera interactiva. La flexibilidad para rotar, ampliar y ver los objetos desde perspectivas
que permitan valorar mejor la anatomía es esencial. La participación del médico en la
mejora de las herramientas necesarias para lograr este objetivo es muy importante para la
valoración de todas estas técnicas.
4.7.1. Métodos de adquisición.
La adquisición de la información necesaria para obtener una imagen ecográfica
tridimensional depende de la obtención de los datos de los ecos que atraviesen el volumen
de interés, así las principales diferencias entre las técnicas de ecografía 3D residen en el
método específico que emplean para localizar la posición de la imagen dentro del volumen
que se está investigando.
En general, los sistemas de ecografía 3D actualmente disponibles se basan en transductores
unidimensionales o conjuntos de transductores anulares cuya posición se conoce con
exactitud o es monitorizada por un sensor de posición. Los datos de posición pueden
obtenerse por motores en la cabeza del equipo, por dispositivos de traslación o rotación o
por sensores de posición electromagnéticos, acústicos o mecánicos. Durante la adquisición
se almacenan las imágenes 2D y los datos de posición en el ordenador para reconstruirlos
después en datos 3D. Según el tipo de adquisición empleada pueden obtenerse cortes en
cuña, series de cortes paralelos, rotaciones en torno a un eje central (por ejemplo, con
sondas endocavitarias) o cortes en orientaciones arbitrarias.
4.7.1.1. Sistemas Mecánicos de Localización.
Todavía no se dispone de sistemas de ecografía 3D en tiempo real que empleen dispositivos
de transductores bidimensionales, lo que hace que casi todos los métodos se hayan centrado
en el empleo de transductores convencionales unidimensionales (1D). Con esta técnica se
graba rápidamente una serie de imágenes 2D mientras se desplaza el transductor
convencional sobre el paciente. Estas imágenes 2D grabadas digitalmente se reconstruyen
después en datos 3D y se preparan para visualizarlas. Para evitar distorsiones geométricas e
imprecisiones se debe conocer con exactitud la posición relativa y la angulación de cada
imagen 2D. Para ello una posibilidad es emplear medios mecánicos que desplacen el
transductor convencional sobre la anatomía del paciente de una manera precisa y
preestablecida. Al mover el transductor, las imágenes 2D generadas por el equipo de
ecografía se adquieren a unos intervalos de posición predefinidos (en cuanto al ángulo o en
cuanto a la distancia).
Se han desarrollado diversas clases de sistemas de exploración mecánicos en los que el
transductor convencional está incorporado en un conjunto especial y es desplazado o rotado
por un motor. Cuando se activa el motor bajo el control del ordenador, el conjunto
mecánico rota o traslada rápidamente el transductor sobre la región a estudiar. El tamaño de
estos sistemas varía desde pequeñas sondas 3D integradas que albergan el dispositivo
mecánico y el motor a las que emplean una instalación externa conectada al transductor 2D
convencional. Los tres tipos básicos de movimiento son: lineal, de inclinación y de
rotación.
4.7.1.1.1. Sistemas mecánicos lineales.
En los sistemas lineales el transductor se desplaza linealmente sobre la piel del paciente de
manera que las imágenes 2D obtenidas son paralelas entre sí. Ello se consigue montando el
transductor convencional lineal o curvo en un conjunto en el que se alojan el motor y un
mecanismo conductor, como un tornillo de plomo, tal y como se muestra en la Figura 14.
Cuando se activa el motor el tornillo rota y mueve el transductor paralelamente a la
superficie cutánea. Las imágenes 2D pueden adquirirse a intervalos espaciales o temporales
regulares y pasan a estar disponibles para la reconstrucción. Si las imágenes 2D se
adquieren con un movimiento de traslación lineal uniforme a intervalos temporales
regulares se obtiene un juego de imágenes 2D paralelas separadas por intervalos regulares
espaciales. Si el intervalo temporal es fijo, puede variarse la velocidad de la traslación para
cambiar la distancia estudiada durante la adquisición. La opción de modificar el intervalo
estudiado es importante porque permite siempre ver el órgano en 3D con el intervalo
adecuado la resolución elevacional específica del transductor y a la profundidad.
Como las imágenes 2D son paralelas entre sí y el intervalo espacial se conoce de antemano,
pueden programarse muchos de los parámetros de la reconstrucción para que dure muy
poco. En menos de 0.5 s pueden reconstruirse tridimensionalmente 200 imágenes de 336 x
352 píxeles cada una con los sistemas lineales[6].
Los sistemas mecánicos lineales se han utilizado con éxito en diversas aplicaciones
vasculares en modo B, con Doppler color de las carótidas, tumor vascular, y con Doppler de
energía. Además de estas aplicaciones se ha demostrado su utilidad en ecocardiografía por
vía transesofágica en las exploraciones en el plano horizontal con retirada de la sonda.
FIGURA 14. Esquema de la exploración lineal.
4.7.1.1.2. Sistemas mecánicos con inclinación.
En este tipo de sistemas el conjunto mecánico inclina el transductor con respecto a un eje
paralelo al del propio transductor. Este tipo de movimiento empleando un dispositivo
externo permite colocar la cara del transductor en una única posición de la piel del paciente.
Activando el motor el transductor se inclina sobre un punto de contacto con la piel. Si se
emplea la sonda 3D que alberga el transductor puede alejarse el eje del movimiento de
inclinación de la superficie del paciente. En este caso la sonda se coloca sobre la piel y el
transductor se inclina y se desplaza en su interior produciendo un barrido angular.
La adquisición de las imágenes 2D a intervalos temporales fijos durante el movimiento de
inclinación o a intervalos angulares regulares conduce al almacenamiento en el ordenador
de un juego de plano de imágenes 2D dispuestos en abanico. Con este método se cubre una
región de interés grande con una separación angular fija preestablecida, como se muestra en
los esquemas de la Figura 15 (A y B).
Este tipo de sistemas mecánicos también puede emplearse con transductores
transesofágicos y transrectales (Figura 15C). Con este método se emplea un transductor
lineal con los elementos de un lateral tanto con el dispositivo de sujeción externa como con
la sonda 3D integrada. Cuando se activa el motor el transductor rota alrededor de su eje
mientras se digitalizan las imágenes. Después de una rotación de unos 90 grados las
imágenes 2D se distribuyen en abanico igual que la que se hace con las de los estudios
abdominales hechos con sistemas de inclinación. Este método se ha empleado con éxito
para explorar la próstata y en la criocirugía con control 3D.
La ventaja principal de la técnica de inclinación es que puede realizarse con un sistema
compacto fácil de manipular y en no más de 5-10 segundos. Al igual que ocurre con los
sistemas lineales, el juego de planos se adquiere con una geometría predeterminada pero a
intervalos angulares iguales. Por tanto muchos de los parámetros geométricos pueden
precalcularse, lo que permite realizar las reconstrucciones de manera inmediata o en poco
tiempo.
Como el intervalo angular entre las imágenes es fijo, la distancia entre los planos adquiridos
aumentará al hacerlo la profundidad. Cerca del transductor la distancia será pequeña,
mientras que lejos de él será grande. Este cambio de la distancia en función de la
profundidad se correlaciona con la degradación de la resolución elevacional de los
transductores 2D al aumentar la profundidad. Si se eligen unos intervalos angulares
adecuados (0.5-2 grados) puede ajustarse la distancia entre planos a la resolución
elevacional, de manera que no se aprecie mayor degradación de la resolución. Sin embargo,
la resolución resultante en los datos 3D no será isotrópica, sino que será peor en la
dirección de la inclinación y lejos del transductor, al sumarse los efectos de la peor
resolución elevacional y la distancia.
4.7.1.1.3. Sistemas mecánicos de rotación.
En los sistemas mecánicos de rotación el transductor se coloca en un conjunto externo o
incorporado a la sonda 3D mecánica. En ambos casos el motor rota el transductor más de
180 grados alrededor de un eje perpendicular al transductor y que lo divide como se
muestra en la Figura 16. Esta geometría permite que el eje de rotación sea fijo, mientras que
las imágenes adquiridas se disponen en un volumen cónico en forma de hélice. Igual que en
otros sistemas mecánicos, un intervalo fijo angular o temporal conduce a un juego de
imágenes 2D dispuestas como en la Figura 16.
FIGURA 15. Esquema de sistemas de exploración con inclinación.
En los sistemas con rotación las imágenes de entrecruzan en el eje de rotación central, y la
distancia entre las imágenes adquiridas será menor cerca del eje y mayor lejos de él. Con
ello la resolución de los datos 3D varía de una forma complicada. Será mayor cerca del
transductor y se degradará al alejarnos de este por la pérdida de resolución en la dirección
axial en las imágenes 2D originales y la reducción de la resolución elevacional al aumentar
la profundidad. Además, la distancia angular puede suponer una degradación añadida de la
resolución al alejarnos del eje central si no se optimiza.
FIGURA 16. Esquema de un sistema de exploración con rotación.
4.7.1.2. Técnica Manual con Sensores de Posición.
Aunque los métodos mecánicos de ecografía ofrecen rapidez y exactitud, en ocasiones el
tamaño de los equipos y su peso es un obstáculo para las exploraciones, sobretodo cuando
se estudian estructuras grandes. Para hacer frente a este problema muchos investigadores
han intentado desarrollar diversas técnicas manuales en las que el ecografista sostiene el
transductor unido a un sensor de posición y lo desplaza sobre la anatomía del paciente de la
manera habitual. Mientras se mueve el transductor se generan imágenes 2D convencionales
que quedan grabadas en el ordenador, junto con su posición y orientación. Como la
información geométrica acerca de la posición del transductor no está predefinida como en
los métodos mecánicos, deben conocerse con exactitud la posición relativa y la angulación
exacta de las imágenes 2D digitalizadas. Esta información se emplea posteriormente en el
algoritmo de reconstrucción para producir un volumen 3D de manera que se eviten las
distorsiones e imprecisiones. Además, por falta de predefinición de la posición relativa de
las imágenes, el ecografista debe asegurarse de que no queden espacios grandes sin
explorar. En las dos últimas décadas se han desarrollado diferentes sistemas de exploración
manual que emplean cuatro técnicas básicas de localización: acústica, brazos articulados,
campos magnéticos y métodos de correlación de la imagen.
4.7.1.2.1. Sensores acústicos.
El empleo de sensores acústicos fue uno de los primeros métodos de exploración manual
para obtener imágenes 3D. Se basa en la utilización de tres mecanismos emisores de sonido
incorporados al transductor, como sistemas de electrodos, y un conjunto de micrófonos fijos
que se disponen sobre el paciente. Para obtener los datos 3D el ecografista desliza
libremente el transductor sobre el paciente para explorar la región de interés. Durante la
exploración los dispositivos emisores de sonido están activados y los micrófonos reciben
continuamente pulsos de sonido al mismo tiempo que se van grabando las imágenes. La
posición y la orientación de las imágenes grabadas puede determinarse conociendo la
velocidad del sonido en el aire y el tiempo que tardan en viajar los pulsos de ultrasonidos
desde los emisores del transductor hasta los micrófonos fijos. Para ser capaces de
determinar la posición y la orientación de las imágenes, deben colocarse los micrófonos
sobre el paciente de manera que no haya obstáculos entre ellos y los emisores y lo
suficientemente cercanos como para que detecten los pulsos sonoros. Como la velocidad
del sonido varía con la temperatura y la humedad hay que hacer las correcciones necesarias
para evitar distorsiones en los datos 3D.
4.7.1.2.2. Brazos articulados.
El método más sencillo de exploración manual es montar un transductor en un brazo
mecánico multiarticulado. En las articulaciones de dicho brazo hay potenciómetros que dan
información acerca de la angulación relativa durante la exploración. Con este sistema el
ecografista puede manipular el transductor y explorar la región del paciente que desee,
mientras que el ordenador graba las imágenes 2D y la angulación relativa de los brazos. A
partir
de esta información pueden calcularse y monitorizarse de manera continua la
posición y la angulación del transductor y de cada imagen 2D. Después se reconstruye el
volumen 3D utilizando la serie de imágenes 2D y su información geométrica. Para evitar las
distorsiones y los errores en la imagen final los potenciómetros deben ser exactos y precisos
y los brazos no deben doblarse. Puede conseguirse una exactitud suficiente manteniendo los
brazos tan cortos como sea posible y reduciendo el número de articulaciones móviles. Sin
embargo, el aumento de precisión y exactitud en los datos 3D se consigue a expensas de
reducir la flexibilidad de la exploración y en el tamaño de volumen que puede estudiarse.
4.7.1.2.3. Sensores de campo magnético.
En la actualidad los métodos de localización manual más empleados y de más éxito son los
que utilizan un sensor de campo magnético de seis grados de libertad para medir la posición
y orientación del transductor. Este método emplea un transmisor, que produce un campo
magnético variable en el espacio, y un pequeño receptor que contiene tres antenas
ortogonales para medir la intensidad del campo magnético. La posición y la angulación del
transductor pueden determinarse midiendo la intensidad de los tres componentes del campo
magnético local.
Aunque los sensores de campo magnético plantean menos exigencias geométricas, son
susceptibles al ruido y errores. Estos mecanismos pueden sufrir interferencias procedentes
de fuentes como los monitores CRT, cables de corriente alterna y transductores ecográficos.
Además el hierro y los metales muy conductivos distorsionan el campo magnético y
provocan errores en la información geométrica grabada. Todos estos efectos pueden
combinarse y producir distorsiones importantes en los datos 3D y errores en las
reconstrucciones 3D. Además, puede haber errores al determinar la posición del transductor
si la velocidad de muestreo del campo magnético no es suficiente o si el transductor se
mueve demasiado rápido. Este artefacto de retraso puede evitarse empleando una frecuencia
de muestreo de 100 Hz o mayor. Si se evitan las interferencias eléctricas y los metales en
las proximidades del volumen a estudiar pueden obtenerse datos 3D de alta calidad con la
frecuencia apropiada.
4.7.1.4. Conjuntos de Transductores 2D.
Todas las técnicas de imagen 3D descritas hasta ahora realizan un barrido de la anatomía
del paciente con haz de ultrasonidos, empleando un transductor 1D, que se desplaza
mecánica o manualmente. Un método mejor sería mantener el transductor fijo y desplazar
electrónicamente el haz de ultrasonidos sobre el volumen. Ello puede lograrse con
dispositivos de transductores 2D que producen un haz de ultrasonidos que cubre el volumen
completo. Se han diseñado varios modelos, uno de los más avanzados es el desarrollado por
la Duke University para la ecografía 3D en tiempo real[5, 7].
En el modelo de la Duke University se transmite el haz de ultrasonidos con un transductor
formado por un conjunto de elementos 2D en fase y dicho haz barre un volumen piramidal
(Figura 17). Los ecos recogidos son procesados para obtener y mostrar múltiples planos del
volumen en tiempo real. Aunque no se muestra el volumen 3D completo, pueden
manipularse los planos interactivamente para que el investigador explore todo el volumen.
Este método se está probando en ecocardiografía 3D en tiempo real produciendo cerca de
20 imágenes 3D/s. Aunque todavía está en las primeras fases de desarrollo se han obtenido
útiles datos 3D. Sin embargo, antes de que este método sea práctico hay que solucionar
problemas relacionados con su coste y su baja rentabilidad, resultante de la fabricación de
un elevado número de piezas muy pequeñas y del ensamblaje y conexión de muchos cables
electrónicos. Estos problemas se están solucionando con conjuntos de menos elementos
capaces de producir imágenes útiles. Como los dispositivos 2D son pequeños,
aproximadamente 2 x 2 cm, su volumen es adecuado para las exploraciones cardíacas,
aunque no para órganos mayores.
FIGURA 17. Diagrama de un conjunto de transductores 2D empleado en los sistemas de
ecografía en tiempo real.
4.7.1.5. Reconstrucciones 3D.
Después de adquirir las imágenes 2D y determinar su posición y orientación relativa a partir
de una geometría predefinida o con métodos manuales, pueden reconstruirse los datos 3D
de la anatomía y supone colocar cada imagen 2D en su posición relativa correcta respecto al
resto de las imágenes. El proceso de reconstrucción 3D puede realizarse con dos métodos
distintos: uno basado en las características y otro en los vóxels (parrilla 3D de píxel).
En el primer método las imágenes 2D se analizan primero y se identifican y clasifican las
características deseadas en cada una de ellas. A las estructuras delimitadas se les puede
asignar un color o un valor y al resto de las estructuras les corresponde otro diferente o se
eliminan, generando después representaciones sólidas de las estructuras de interés. Otra
opción es emplear el juego de contornos para hacer una descripción de superficie de la
estructura, que puede mostrarse en 3D. Este método se ha usado mucho en ecocardiografía
para delimitar los bordes de los ventrículos manual o automáticamente.
El segundo método para realizar reconstrucciones 3D se emplea más a menudo y utiliza las
imágenes 2D para construir un volumen basado en los vóxel. Para ello se coloca cada píxel
de la imagen 2D en la localización correcta dentro de la matriz del volumen 3D empleando
su información geométrica relativa. Si en el curso de la exploración no se ha registrado un
vóxel determinado del volumen (ninguna imagen 2D pasa por él), se calcula su valor (en
color o en escala de grises) por interpolación a partir de los valores de los vóxel adyacentes
de la misma imagen o de imágenes contiguas.
4.7.2. Mediciones con Ecografía 3D.
Es posible medir la distancia, el área (incluyendo la de superficie), y el volumen en las
imágenes 3D, gracias a que ofrecen una representación completa del órgano. Aunque las
distancias y las áreas se pueden medir correctamente en las imágenes de ecografía 2D
convencional, en las 3D se puede seleccionar la visión de la anatomía más adecuada para
realizar la medición.
4.7.2.1. Distancia.
Como las imágenes de la ecografía son tomográficas, se puede medir la longitud en las
imágenes 2D. La exactitud y la precisión globales de estas medidas dependen de la
frecuencia del transductor, del campo de visión y de la resolución del equipo. Es posible
lograr una exactitud dentro de un porcentaje pequeño con una precisión de  0,1 mm.
Para medir las distancias el ecografista tiene que seleccionar dos puntos. En las imágenes
3D no tienen que estar en la misma imagen adquirida originalmente, sino que pueden
localizarse en dos imágenes diferentes, cuya posición relativa se ha establecido en el
proceso de reconstrucción (Figura 18). Es evidente que para que la medición de la distancia
sea exacta tiene que serlo también el proceso de reconstrucción.
4.7.2.2. Área transversal.
Los datos 3D pueden presentarse en cortes en cualquier orientación (Figura 18), por lo que
es posible elegir el corte que se desee del órgano. Para medir la sección puede seleccionarse
el corte con el método de reconstrucción multiplanar, trazando después el contorno
manualmente con técnicas de planimetría o automáticamente. El área de la región se calcula
contando los píxeles en la región delimitada y multiplicándolos por el área del píxel.
4.7.2.3. Volumen.
Tradicionalmente se calculaban los volúmenes a partir de múltiples regiones en diferentes
planos porque la medición directa de los volúmenes no es posible con la ecografía 2D, dado
que no hay forma de conectar los cortes tomográficos adyacentes. Los algoritmos que se
están empleando para medir los volúmenes de los órganos se basan en el supuesto de que
este tenga una geometría elipsoidal. La mayoría de las determinaciones del volumen
realizadas con la ecografía 2D convencional tienen una exactitud dentro de un ± 5% si se
trata de órganos de forma regular (esférica) pero sólo del ± 20% si son irregulares.
En las imágenes 3D puede medirse el volumen de los órganos con técnicas manuales o por
ordenador. Sin embargo las técnicas computarizadas no se usan todavía de forma habitual
sino que se están desarrollando en los laboratorios. En la llamada planimetría manual se
parte de las reconstrucciones multiplanares para dividir la imagen 3D en una serie de
imágenes paralelas separadas a intervalos constantes. Para cada imagen 2D se traza
manualmente el contorno de la sección del órgano en la pantalla del ordenador, con un
ratón u otro dispositivo similar. Después se suman las áreas de todos los cortes y el
resultado se multiplica por la distancia entre cortes para obtener una estimación del
volumen del órgano (Figura 18).
Este método permite medir el volumen de objetos regulares, irregulares y sin conexión
entre sí con una exactitud mejor del ± 5%. En el caso de los objetos pequeños en los que la
resolución del equipo es un factor importante disminuirán tanto la exactitud como la
precisión relativas (normalizadas para el volumen). La mayor exactitud que ofrecen los
métodos ecográficos tridimensionales permite realizar determinaciones cuantitativas
exactas de las cavidades cardiacas, los vasos y el volumen de los órganos.
FIGURA 18. Esquema que muestra las mediciones posibles de distancia, área y volumen.
4.7.3. Fuentes de Error en las Mediciones.
Los datos de las imágenes de ecografía 3D ofrecen unas ventajas únicas para medir
distancias, áreas y volúmenes. Con la excepción de los sistemas que emplean sistemas de
transductores 2D, los datos del volumen se reconstruyen a partir de múltiples imágenes 2D
empleando sus posiciones y orientaciones relativas, que se han derivado de los parámetros
geométricos asociados a la imagen 2D. Cualquier error de los valores de los parámetros
empleados para la reconstrucción de las imágenes 3D producirá distorsiones y con ello
errores de la medición. Si no se puede definir el borde por la sombra acústica o por mal
contacto del transductor también surgen problemas a la hora de identificar correctamente
los detalles en las mediciones 3D, similares a los que se encuentran en las 2D.
4.7.3.1. Equipos mecánicos lineales.
En los equipos mecánicos lineales las imágenes 2D adquiridas son necesariamente paralelas
(Fig. 14). Por lo tanto deben conocerse con exactitud dos parámetros geométricos para
obtener mediciones exactas: la distancia (d) entre las imágenes 2D adquiridas y el ángulo de
inclinación (θ) entre ellas, además de la dirección de la exploración (Fig. 19).
El volumen es la suma de las secciones de múltiples cortes paralelos entre sí multiplicada
por la separación entre cortes (d) que está en la dirección elevacional y ortogonal al plano
de las imágenes 2D y se conoce con exactitud.
El error en la medición puede calcularse teniendo en cuenta que los errores debido al error
en la distancia d (∆d) y/o los errores en el ángulo (∆θ) conducirán a un error estimado del
volumen (∆V) en un volumen (V) arbitrario, con un error relativo (∆V / V) que será el
mismo que el error estimado del área (∆A) en un área arbitraria (A), con un error relativo del
área (∆A / A) dado por la fórmula[5]
Cuando se conoce con exactitud el ángulo de inclinación el porcentaje de error en el
volumen o el área será esencialmente igual a la que hay en d. Por ello, para asegurar que el
error del volumen es menor del 5% con una separación de imágenes adquiridas de d = 1mm
el error sistemático entre imágenes adquiridas, ∆d, debe ser menor de 0,05mm.
FIGURA 19. Visión de perfil con error del sistema mecánico lineal.
4.7.3.2. Equipos mecánicos con inclinación.
En esta geometría se inclina el transductor un ángulo θ rotándolo en torno a su eje, mientras
que se digitaliza una serie de imágenes 2D separadas N intervalos angulares (θ) iguales. Las
regiones digitalizadas en cada imagen 2D se pueden apreciar en las figuras 15 y 16. La
región 3D empleadas en las mediciones es un sector anular de un cilindro, con un ángulo 
en torno al eje de rotación, de altura H = |XY| = |ZW|, desde un radio interno R0 a uno
externo R0 + H, donde R0 es la distancia del eje de rotación hasta la parte más alta de la
imagen digitalizada. Para reconstruir y calcular correctamente el volumen 3D a partir de las
imágenes digitalizadas 2D se deben conocer con exactitud dos parámetros R0 y θ.
Si se considera un plano perpendicular al eje de rotación que atraviesa el abanico radial de
las imágenes 2D visto de perfil, como en la figura 20, que la región anular WXYZ de este
plano atraviesa n imágenes, con un ángulo θ = n / (N – 1) θ y que el radio interno R1 = R0 y
el externo R2 = R0 + H, correspondientes a las distancias de la parte alta de cada imagen
adquirida, se conocen con exactitud, entonces el área A de WXYZ es:
Puede calcularse el volumen multiplicando el área de las regiones axiales en los diferentes
cortes por la separación entre cortes, que varía con el radio de rotación, está en la dirección
elevacional, es ortogonal al plano de la imagen 2D y se conoce con exactitud. Los errores
de medición debidos a un error (∆R0) en R0 o (∆θ0) en θ0 conducen a un error relativo (∆V /
V) en un volumen arbitrario V que será igual al error relativo en el área A (∆A / A) de la
misma manera que con los equipos mecánicos lineales, según la fórmula[5]
donde R = (R2 + R1)/2 es el radio medio medido desde el eje de rotación.
Si se conoce con exactitud la localización del eje, el porcentaje de error en la medición será
igual al error en θ. Para asegurar un error de menos del 5% en el volumen para un ángulo θ
= 80°, ∆θ debe ser menor de 4°. Así, para un estudio de 100 imágenes 2D, la exactitud
angular debe estar dentro de 0,04°. Si se conoce con exactitud el ángulo de la exploración,
el porcentaje de error en el volumen será igual que el que hay en R. Por ello para que ese
error sea menor del 5% para R = 01mm, ∆R debe ser menor de 0,5mm. Para un análisis más
detallado de las distorsiones de la forma, la distancia, el área y el volumen debidas a estos
errores, de un método de calibración para eliminarlos prácticamente y de un método exacto
para calcular el radio R de un volumen, se recomienda consultar el artículo de Tong.[8]
FIGURA 20. Visión de perfil con error de los sistemas mecánicos con inclinación.
4.7.3.3. Equipos manuales.
Como en los sistemas manuales no está restringido el movimiento del transductor hay que
determinar individualmente la posición y orientación de cada imagen digitalizada. Esta
información puede obtenerse con diferentes técnicas, como los brazos mecánicos, intervalos
entre descargas eléctricas, sensores ópticos y sensores magnéticos.
Para lograr mediciones 3D de alta calidad deben evitarse tanto los errores aleatorios como
los sistemáticos. Sin embargo, el requisito más importante para la exactitud de las medidas
es la calibración el equipo. Ello se debe a que aunque los errores aleatorios son importantes
con vistas a la calidad de las imágenes, tienden a compensarse cuando se miden distancias y
volúmenes, de manera que los errores sistemáticos no conduzcan a errores de medición.
5. EXAMEN ULTRASONICO EN EL CUERPO
HUMANO [3, 4, 16, 17]
5.1. Introducción.
La propagación de las ondas describe la transmisión y difusión de las ondas ultrasónicas en
distintos tejidos. Las diferentes maneras en que interactúan los ultrasonidos con los tejidos
determinan el diseño del equipo ultrasónico, influyen en la interpretación de la imagen y
limitan la utilidad del método.
La velocidad de las ondas depende en mayor medida del estado físico de la materia. En un
medio altamente comprimible, una partícula tiene una considerable libertad de movimiento
antes de influir con las partículas adyacentes. En este medio, la velocidad de la onda será
más lenta y el movimiento de avance se retarda. Del mismo modo, cuando la densidad del
medio es más alta, hay más moléculas por centímetro cúbico, las partículas tienen
movimientos más cortos y la onda avanza más rápidamente.
La velocidad del sonido es mínima en los gases, dada su gran compresibilidad. En los
líquidos, el aumento de densidad va, por lo común, acompañado de un descenso
proporcional de la compresibilidad.
Las ondas ultrasónicas se propagan como ondas longitudinales en los tejidos blandos. Las
moléculas vibran y liberan energía recíprocamente, de esta manera la energía se propaga por
todo el cuerpo. La mayoría de los materiales orgánicos, a excepción del hueso, se
comportan de una manera muy similar a los líquidos (Tabla 1), no variando sustancialmente
la velocidad de propagación de los 1500 m/s característicos del agua destilada, cuando tiene
una temperatura de 26º C. La velocidad media de propagación en los tejidos blandos es
de1540 metros por segundo.
TABLA 1. Velocidad del sonido en materiales orgánicos[16].
Material
Velocidad (m/s)
Grasa
1450
Cerebro
1541
Hígado
1549
Riñones
1561
Bazo
1566
Sangre
1570
Músculo
1585
Cristalino
1620
Cráneo-hueso 4080
5.2. Enfoque y Foco Variable.
Las ondas ultrasónicas se pueden enfocar por medio de lentes y espejos o electrónicamente,
utilizando transductores compuestos. Del mismo modo que un haz de luz muestra con más
claridad un objeto que un haz disperso y desenfocado, un haz más estrecho y enfocado da
una imagen más detallada de un corte fino del tejido. Los mejores resultados se obtienen
enfocando a la profundidad del cuerpo más apropiada para el problema clínico que se trate.
Cuando se utiliza un escáner polivalente, esto implica normalmente la utilización de
distintos transductores para diferentes fines así como un ajuste apropiado de la zona focal
del aparato.
Muchos transductores tienen un foco fijo. Los transductores compuestos, como los
convexos y lineales y los de sector anular tienen una distancia focal variable que puede
ajustarse electrónicamente a la profundidad requerida. Sin embargo, la mayor parte de los
transductores son de distancia focal fija, al menos en un plano: solamente los transductores
de sector anular tienen un foco electrónico ajustable en todos los planos. Un enfoque
preciso permite obtener un haz acústico más estrecho y un corte más fino de la imagen, lo
cual se traduce en una mejor resolución de los detalles y una imagen más clara con más
información.
5.3. Interfases.
Los ultrasonidos pueden sufrir una reflexión o una refracción al pasar de un tejido a otro
diferente. Los tejidos varían mucho con respecto a sus efectos en los ultrasonidos. Así, por
ejemplo, el esqueleto o los gases presentes en los intestinos y el tórax se comportan de
manera muy distinta que los tejidos blandos. Cuando las ondas ultrasónicas encuentran
hueso o gases en el cuerpo se reflejan y refractan en gran medida, por lo que suele ser
imposible utilizar efectivamente los ultrasonidos si el intestino contiene mucho gas: así en
el examen de pelvis hay que procurar que la vejiga esté lo más llena posible a fin de que
eleve y aparte el intestino. Debido al aire que contienen, los pulmones normales escapan
por completo al examen ultrasónico, mientras que es posible visualizar el líquido pleural o
una masa que esté en contacto con la pared torácica.
El esqueleto refleja los ultrasonidos con tal intensidad que no es posible ver la arquitectura
interior de un hueso o de un tejido fuertemente calcificado. Por consiguiente, no es posible
obtener imágenes a través del cráneo o de otros huesos del adulto.
Una fracción de la onda incidente se refleja en un ángulo que es igual al ángulo de
incidencia. Otra fracción atraviesa la interfase y se refracta, prosiguiendo su camino en un
ángulo que difiere del de incidencia. Cuanto más se difieran las impedancias acústicas
características, mayor será la fracción reflejada. Cuanto más alto sea el cociente entre las
velocidades de propagación, mayor será la refracción. En la práctica, esta adquiere la
máxima importancia cuando el ángulo de incidencia es cero y la onda ultrasónica llega
perpendicularmente a la interfase.
Si la interfase reflectante es mucho más grande que la longitud de onda, actuará como un
espejo (reflector especular). Como ejemplos de reflectores especulares cabe citar el cráneo
fetal, el diafragma, las paredes de los vasos y el tejido conjuntivo.
Las ondas ultrasónicas se dispersan cuando la anchura de los reflectores (dispersores) es
menor que la longitud de onda del ultrasonido. Solamente una pequeña fracción de la onda
ultrasónica se dispersa hacia atrás en la dirección original. El hígado y el parénquima renal
son ejemplos de medios dispersores.
A causa de estos efectos que se producen de pasar de un medio al otro es necesario utilizar
en las exploraciones un “acoplador” para evitar que el aire retenido entre la piel y el
transductor impida el paso de las ondas ultrasónicas.
5.4. Refuerzo acústico.
Los ultrasonidos pueden atravesar directamente los líquidos claros sin gran alteración, de
manera que los ecos provenientes del tejido situado por detrás del líquido suelen estar
reforzados. A este fenómeno se le da el nombre de “refuerzo acústico”. Haciendo beber al
paciente bastante agua a fin de llenar el estómago y desplazar así el gas intestinal, se
obtiene una ventana acústica que resulta especialmente útil para visualizar el cuerpo y la
cola del páncreas.
5.5. Frecuencia y resolución.
La resolución óptica de un sistema de imágenes por ultrasonidos será mayor a medida que
la frecuencia del ultrasonido también lo sea. En cambio será menor la penetración de los
ultrasonidos en el cuerpo. El examen ultrasonográfico representa pues un compromiso y
siempre deberá usarse la frecuencia más elevada que sea a la vez suficiente para penetrar en
profundidad.
El fenómeno de absorción es el que limita la frecuencia máxima que puede utilizarse en los
equipos de imágenes por ultrasonidos. Este límite se encuentra entre 1MHz y 15 MHz. La
absorción, que representa una desventaja para la utilización de los ultrasonidos en
imágenes, es aprovechada para la producción de calor en músculos y articulaciones,
especialmente en el tratamiento de atletas.
5.6. Artefactos.
Se denomina artefacto a una imagen añadida, ausente o deformada que no se corresponde
con la imagen real de la parte examinada. Los artefactos no provienen del haz ultrasónico
primario ni de los ecos directos de la parte examinada sino de la deformación o atenuación
de la imagen y tienen muchas causas diferentes. Importa reconocer tales artefactos porque
pueden dar lugar a confusiones o incluso equívocos importantes que afecten al diagnóstico.
Otros artefactos pueden suministrar una información complementaria importante, por lo
que conviene saber reconocerlos y utilizarlos.
Existen numerosos factores que pueden ocasionar la aparición de un artefacto durante el
examen ultrasónico, el movimiento involuntario del paciente o del examinador, fallas
mecánicas o eléctricas de los sistemas ultrasonográficos, ángulos incorrectos de
posicionamiento de los transductores, aliasing, etc.
A continuación se dan a conocer los artefactos producidos durante la interacción del haz
ultrasónico con los cuerpos, tejidos e interfases presentes en la anatomía del paciente ya que
se asume que las fallas intrínsecas de los sistemas ultrasónicos de diagnóstico, que podrían
provocar distorsiones en las imágenes, han sido superadas por los fabricantes de cada
sistema en particular.
5.6.1. Quistes.
Se define quiste como una formación patológica, en forma de bolsa cerrada, provista de una
membrana que contiene una sustancia líquida o semilíquida. El quiste suele manifestarse
como una zona sin ecos y las estructuras adyacentes están reforzadas. En el interior de los
quistes no se producen ecos porque dentro del líquido no hay interfases de impedancia.
Como el líquido no absorbe los ultrasonidos en la misma medida que el tejido, los ecos que
se producen detrás del quiste quedan sobre compensados por el aparato y aparecen
reforzados (efecto de refuerzo posterior).
Si la ganancia es demasiado baja, una masa sólida puede presentar el aspecto de un quiste
sin ecos internos. No se observará efecto de refuerzo posterior. Si la ganancia es demasiado
alta, una estructura rellena de líquido puede almacenar ecos y presentar el aspecto de una
masa sólida.
En la pantalla puede aparecer un espacio (por ejemplo, quiste relleno de líquido claro)
exento de ecos. Las paredes del quiste reflejan los ultrasonidos en un ángulo tal que la
información no puede volver al transductor. Esto produce lateralmente sombras acústicas,
pero detrás de la zona quística los ecos estarán reforzados (efecto de refuerzo posterior).
En cualquier estructura quística (por ejemplo, vejiga urinaria o vesícula biliar) se pueden
observar artefactos que tienden a localizarse en la parte anterior, atenuándose en las
localizaciones más profundas. Estos artefactos pueden desaparecer o cambiar de carácter
cuando se mueve el transductor. Sin embargo, los componentes reales de un quiste, en
particular los tabiques, conservan sus relaciones independientemente de la posición del
transductor. Los coágulos sanguíneos, el pus o los restos necróticos, situados por lo general
en el fondo del quiste, pueden producir por reflexión ecos verdaderos; el material de este
tipo cambia de posición cuando no está adherido a la pared. En el interior del quiste puede
haber restos flotantes, perceptibles como un nivel que se altera cuando el paciente cambia
de posición.
5.6.2. Sombras.
Ciertos materiales densos como los huesos, las calcificaciones y los cálculos producen
sombra en las estructuras situadas por detrás, debido a que las ondas ultrasónicas no pueden
atravesarlos. Ese fenómeno se conoce por “sombra acústica”. Las costillas, por ejemplo,
pueden obstruir el campo de visión, en cuyo caso habrá que examinar oblicuamente las
estructuras subyacentes a través de los espacios intercostales.
Los ultrasonidos no pueden atravesar los huesos a menos que éste sea muy delgado (p. ej.,
cráneo de un recién nacido). Para ver lo que hay detrás hay que modificar el ángulo de
examen.
5.6.3. Gas.
El gas refleja los ultrasonidos y oscurece los tejidos situados detrás por un efecto de
refracción y formación de sombra. El gas intestinal puede oscurecer el hígado, el páncreas,
los ganglios paraaórticos, el útero y los ovarios. A veces se puede desplazar fácilmente el
gas intestinal: por ejemplo, cuando la vejiga urinaria se llena suele ser más fácil ver el útero
y los ovarios porque los intestinos, al ser rechazados hacia arriba, quedan fuera del campo
de visión. En otros casos puede ser necesario utilizar proyecciones oblicuas, posteriores o
laterales con el paciente sentado o de pie.
5.6.4. Reverberación.
La reverberación se produce cuando el haz ultrasónico pasa de un tejido a otro con una
impedancia acústica muy diferente (p. ej., del gas intestinal al hígado o a las costillas, en
cuyo caso la reverberación puede oscurecer los tejidos situados detrás del gas).
Las reverberaciones pueden alterar por completo la imagen, produciendo líneas paralelas o
una imagen en espejo. Por ejemplo, las reverberaciones que se producen entre capas
paralelas de tejido subcutáneo pueden aparecer como líneas paralelas en la vejiga urinaria.
6. APLICACIONES CLINICAS DE LA
ULTRASONOGRAFIA [3, 4, 5]
6.1. Obstetricia.
6.1.1. Evaluación del embrión: primer trimestre.
La ecografía del primer trimestre suele realizarse con transductores transvaginales y, dadas
las limitaciones para moverlos, suele ser difícil obtener el plano de imagen deseado. Con la
tecnología de la ecografía 3D es posible examinar cualquier plano dentro de un volumen
adquirido con la sonda transvaginal.
Feichtinger[9] ha sugerido que la biometría fetal en el primer trimestre puede emplearse para
calcular con precisión la edad gestacional rotando la imagen del embrión hasta una posición
adecuada. También es posible medir con precisión el saco vitelino. La anatomía
embrionaria puede estudiarse al final del primer trimestre en algunos embriones, incluyendo
los esbozos de las extremidades, el estómago y la vejiga. Puede verse la inserción del
cordón umbilical en el abdomen y la cabeza puede rotarse para medir el diámetro biparietal.
Se puede rotar al embrión para colocarlo en la posición adecuada y medir el pliegue nucal.
En los gemelos puede medirse todo el volumen del saco y ver los dos embriones en el
mismo corte.
6.1.2. Evaluación del feto.
La ecografía fetal puede ofrecer información acerca del desarrollo y detectar anomalías
congénitas fetales. Además puede tranquilizar a las familias excluyendo anomalías, sobre
todo en las que tienen un riesgo aumentado.
La ecografía fetal es útil para detectar un amplio abanico de anomalías, entre las que están
las faciales, las esqueléticas, las torácicas, cardiacas y abdominales, las genitourinarias y
otras. Las ventajas que ofrece la ecografía 3D surgen de las imágenes y las representaciones
volumétricas derivadas de los datos del volumen estudiado.
Las ventajas de la ecografía 3D comparada con la 2D son:
Mejor comprensión de la anatomía fetal por parte de los familiares.
Estrechamiento de los lazos materno-fetales.
Mejor identificación de anomalías sospechadas o detectadas en planos y orientaciones que
no se pueden obtener con la ecografía 2D.
Mejor reconocimiento de las anomalías por parte de los médicos con menos experiencia
gracias a las imágenes multiplanares y representaciones tridimensionales.
Revisión retrospectiva o consulta con los especialistas si hay una anomalía sutil o difícil de
valorar una vez que ha finalizado la exploración de la paciente.
Aplicaciones en obstetricia:
Primer trimestre:
El tamaño del saco puede predecir el pronóstico.
Se puede medir con más exactitud el tamaño del embrión.
Detección más precisa de anomalías.
Detección de anomalías:
Faciales, sistema nervioso central, extremidades, musculoesqueléticas, cardiacas,
pulmonares, genitourinarias.
Valoración del crecimiento fetal.
6.2.Ginecología.
La principal utilidad de los exámenes ultrasonográficos en ginecología esta en la detección
de distintas afecciones. Se usan principalmente sondas transabdominales y transvaginales.
Además la ecografía 3D se suele emplear como un complemento de la ecografía 2D
pélvica, con el fin de evaluar una zona específica, como el útero o los ovarios.
Aplicaciones en el estudio de útero:
Anomalías congénitas.
Cáncer de endometrio:
Despistaje
Invasión.
Hiperplasia endometrial.
Localización y tamaño de los miomas.
Localización de dispositivos intrauterinos (DIU).
Histerosonografía.
La histerosonografía (HS) es una técnica en la que se introduce contraste, ya sea suero
salino (contraste negativo) o burbujas de contraste (contraste positivo) en la cavidad
endometrial, con el fin de distenderla y poder estudiarla. La HS es útil para evaluar los
miomas uterinos, los pólipos endometriales, la hiperplasia focal y generalizada, los
carcinomas y las adherencias.
Aplicaciones en el estudio de la patología anexial:
Masas anexiales.
Infertilidad:
Estimación del volumen folicular
Permeabilidad de las trompas de Falopio.
Embarazo ectópico.
6.3. Sistema genitourinario.
La utilidad de la ecografía para estudiar la patología renal, vesical y de los órganos
reproductores masculinos y femeninos está bien establecida.
Es una excelente técnica para demostrar la mayoría de las patologías renales de manera
rápida, indolora y no invasiva. Se pueden detectar y caracterizar las masas renales, mostrar
la patología renal difusa y medir el parénquima renal. Permite guiar con precisión las
biopsias y otras intervenciones renales.
La disminución del tamaño de los transductores ha permitido acoplarlos a catéteres e
introducirlos en diversas estructuras tubulares del cuerpo, como el uréter, la vejiga y la
uretra, habitualmente en el curso de exploraciones endoscópicas.
La ecografía convencional (2D) en tiempo real suele proporcionar imágenes satisfactorias
del uréter proximal y de la unión ureterovesical. Los cálculos en dicha localización se
detectan fácilmente, así como la dilatación uretral proximal, las masas retroperitoneales
grandes y las colecciones líquidas.
La obtención de imágenes ecográficas de buena calidad en la vejiga es relativamente fácil si
esta está moderadamente llena, porque entonces está más cerca del transductor y hay pocas
estructuras interpuestas que impidan su visualización. Es posible identificar la patología
intraluminal, mural y perivesical. También es posible valorar con mayor detalle la región
del trígono vesical y la porción distal de los uréteres por medio de la ecografía transrectal o
transvaginal.
Con la ecografía en modo B y con Doppler color se puede valorar la patología escrotal,
porque permite ver con gran detalle las lesiones intra y extratesticulares, también se puede
establecer si el flujo sanguíneo está aumentado o disminuido.
La ecografía 3D del tracto genitourinario (GU), incluyendo los riñones, los uréteres, la
uretra, la vejiga, la próstata, el escroto, el pene y las vesículas seminales, todavía está en las
fases iniciales de su desarrollo. Las imágenes de ecografía 3D obtenidas con equipos de
ecografía 2D intraluminales y endocavitarios suelen ser de mayor calidad cuando se
adquieren desde la superficie cutánea, dado que:
Pueden emplearse transductores de mayor frecuencia.
Las estructuras estudiadas están más cerca del transductor.
Se reduce la interposición de gas intestinal, grasa y huesos.
Las estructuras evaluadas suelen ser más pequeñas y técnicamente menos problemáticas.
El movimiento no plantea problemas.
El desplazamiento de los transductores intraluminales suele ser mecánico.
La ecografía 3D permite medir los volúmenes de forma más exacta y reproducible, lo que
tiene utilidad clínica en la valoración de la patología prostática, renal y vesical.
La próstata es el órgano GU que más se ha estudiado con la ecografía 3D, ya sea para medir
la próstata, para detectar el cáncer y otras patologías, para guiar la biopsia y otras
intervenciones y para el seguimiento de los tratamientos médicos.
Además, la ecografía 3D ofrece perspectivas que no se pueden obtener con la ecografía 2D
y que ayudan a establecer el diagnóstico y a guiar los procedimientos intervencionistas.
6.4.Abdomen.
En la exploración abdominal, la técnica manual es la más comúnmente usada, con distintos
tipos de transductores. Los escáners, sin embargo, están sometidos a gran cantidad de
artefactos, por el mismo hecho de realizar la exploración manual, por los órganos que
contienen gases como el estómago o los intestinos, los movimientos respiratorios, así como
los producidos por los vasos y el latido cardíaco.
Con 1500 gramos el hígado es el órgano más grande del cuerpo. La ecografía desempeña un
papel importante en el estudio de la patología hepática. En los países desarrollados la
tomografía computarizada (TC), la resonancia magnética (RM) y la ecografía son técnicas
complementarias en el estudio del hígado.
El hígado está parcialmente oculto por el gas intestinal, las costillas y los pulmones lo que
presenta una importante limitación. Además el gran tamaño de este órgano restringe la
exploración desde una única perspectiva. A pesar de esto, diversos estudios han mostrado
que la ecografía hepática 3D permite medir el volumen hepático de forma más exacta y
reproducible, lo que puede ser beneficioso en el manejo de algunas enfermedades hepáticas,
tanto como para establecer el pronóstico como para estimar el volumen de tejido residual
después de una resección o para discernir el tamaño más adecuado de los órganos donados.
Muchos procedimientos invasivos abdominales son guiados a través de la ecografía en
tiempo real.
Los estudios del bazo con ecografía 3D y Doppler de energía se obtienen con relativa
facilidad[10]. Cuando se presentan las imágenes tridimensionales sin los datos del modo B se
ve la vascularización del bazo, pero su utilidad clínica no se ha evaluado de momento. Este
tipo de imágenes puede ayudar a valorar los infartos y los traumatismos esplénicos.
En el estudio ecográfico de la vesícula y la patología biliar, los motivos más frecuentes para
realizar una exploración son la ictericia, las alteraciones de la función hepática, la
pancreatitis y la colecistitis crónica. Durante la exploración también pueden valorarse las
estructuras vecinas.
La técnica ecográfica permite estudiar el tracto gastrointestinal por el abordaje tradicional
percutáneo con transductores lineales o convexos o por vía endoluminal empleando
transductores de alta frecuencia (7.5-20 MHz) acoplados al endoscopio o un catéter.
La ecografía transabdominal es útil para estudiar la masa, las lesiones difusas de la pared
intestinal (p.e. enfermedad inflamatoria intestinal) y la patología intraluminal (p.e.
invaginación y cuerpos extraños radioopacos).
La ecografía intraluminal ofrece imágenes de las diferentes capas de la pared intestinal, lo
que permite valorar la profundidad de la afectación en diversas patologías.
Las representaciones volumétricas de los estudios con Doppler color y Doppler de energía
ofrecen unas imágenes atractivas, aunque falta por establecer su utilidad clínica.
6.5. Sistema vascular.
Una de las áreas más importantes en los estudios por imagen en medicina es la referida al
flujo sanguíneo y la anatomía vascular. La prevalencia y la severidad de la patología
vascular aumentan con la edad y a medida que siga creciendo la población por encima de
los 65 años también lo hará el número de ecografías vasculares realizadas. Otras pruebas
diagnósticas de imagen (angiografía con contraste, angio-RM, tomografía por haz de
electrones (THE), tomografía computarizada (TC) y sincrotrón) por lo general sólo ofrecen
imágenes de la luz permeable. La ecografía ha pasado a desempeñar un papel relevante en
el estudio vascular porque no es invasiva, es relativamente barata y gracias a los avances
tecnológicos y a los medios de contraste. En la actualidad la ecografía permite obtener una
información importante en diversas patologías vasculares y el número de exploraciones
realizadas está aumentando considerablemente.
Con la ecografía se puede medir la luz del vaso y su pared y a menudo medir y cuantificar
con precisión las placas de ateroma. Tanto en modo B como los estudios con Doppler color
y Doppler de energía tienen sus ventajas y desempeñan un papel cada vez mayor. Pueden
identificarse fácilmente los vasos que atraviesan el volumen estudiado.
Los métodos de ecografía 3D parecen muy prometedores para mostrar con detalle la
anatomía vascular y la dinámica del flujo, sobretodo desde la introducción de los contrastes.
Las ventajas de la ecografía vascular 3D en la clínica son:
Permite la medición y el análisis del volumen de la composición de las placas de ateroma.
Ayuda a decidir los procedimientos terapéuticos más adecuados.
Aporta información útil para planear el tratamiento y monitorizar y evaluar sus resultados.
Ofrece una información cualitativa excelente cuando se realizan estudios con Doppler.
Muchos cirujanos vasculares se basan únicamente en la información que ofrece la ecografía
para planear y llevar a cabo sus intervenciones y controlar sus resultados, sin recurrir a la
arteriografía.
Las dificultades técnicas incluyen sombra posterior, producida por estructuras que
contienen gas o por huesos, exactitud en la localización en los estudios intravasculares y
diferentes patrones de flujo, debido al gran número de vasos sanguíneos presentes en el
cuerpo, y además la sincronización cardiaca y respiratoria que puede introducir artefactos
debido al movimiento.
6.6. Sistema cardiaco.
La anatomía cardiaca es compleja y a menudo resulta difícil de visualizar o comprender. El
estudio de las estructuras complejas o anormales puede ser muy laborioso. A menudo es
necesario repetir la exploración para visualizar y entender la anatomía cardiaca.
La ecocardiografía es una herramienta muy útil para la evaluación de las cardiopatías en el
adulto. Permite ver mejor las aurículas y el tabique, la anatomía cardiaca global y las
cardiopatías congénitas. Si se incorpora la tecnología 3D y el Doppler color y de energía es
posible visualizar la insuficiencia valvular y el jet de regurgitación, así como la función y la
morfología de las valvas. En el caso de cardiopatías congénitas como los defectos del
tabique interauricular y el interventricular la ecocardiografía 3D ayuda a identificar la
localización y la extensión de los defectos. Además, ofrece una información útil en el caso
de tumores y masas y en la planificación de la cirugía, incluyendo la elección del mejor
abordaje antes de la intervención.
Los estudios en pediatría se ven limitados ya que en los niños más pequeños algunas sondas
transesofágicas son demasiado grandes o puede necesitarse anestesia, lo que complica el
estudio. El estudio de los pacientes pediátricos suele formar parte del seguimiento de una
cardiopatía congénita detectada prenatalmente o se indica para planear el tratamiento,
incluida la cirugía. Las exploraciones pueden realizarse con sondas integradas o con
técnicas manuales con sensores de posición.
El corazón fetal es difícil de estudiar con ecografía por varias razones, entre ellas:
el feto se mueve con frecuencia durante la exploración, por lo que las diferentes estructuras
deben valorarse con rapidez;
el corazón fetal no suele estar en la posición más adecuada para comprender de manera
intuitiva y clara la anatomía;
el corazón fetal late a unos 140 latidos por minutos, por lo que se valoran estructuras que
están en continuo movimiento;
los obstetras clínicos y los radiólogos que realizan la mayor parte de las ecografías
obstétricas no están familiarizados con los patrones complejos de las cardiopatías
congénitas.
Por lo general se requiere algún tipo de sincronización para obtener una información
detallada de la anatomía intracardíaca y de la función. Se han empleado métodos de
Fourier[11], en modo M y Doppler para determinar la frecuencia cardiaca fetal y obtener
imágenes cardiacas fetales sincronizadas con cada movimiento del ciclo cardiaco.
En resumen, las aplicaciones clínicas en adultos, niños y fetos son:
Se valoran mejor las cavidades y válvulas cardiacas, los vasos y el miocardio.
Con la sincronización se comprende mejor la anatomía cardiaca global a través de todo el
ciclo cardiaco.
Estudio de las cardiopatías congénitas
Medidas precisas de la longitud, área y volumen en todo el ciclo cardiaco.
Planificación de la cirugía.
Simulación de los abordajes quirúrgicos antes de la cirugía.
6.7. Mama.
En el estudio de la mama, las exploraciones bidimensionales ecográficas son útiles para
determinar si una masa es quística o sólida pero no lo son tanto para el despistaje del
cáncer. Recientes estudios sugieren que la ecografía 3D por sí sola o combinada con
Doppler de energía o Doppler color y con la utilización de medios de contraste puede
ayudar a diferenciar lesiones benignas de malignas, valorando tanto las características
superficiales como su arquitectura interna.
6.8. Oftalmología.
La ecografía es la técnica no óptica mas utilizada para obtener imágenes de la órbita.
Desempeña un papel fundamental en el diagnóstico de la patología oftalmológica y es la
modalidad de elección para valorar las enfermedades intraoculares. Además la ecografía 2D
es un buen método de despistaje de la patología intraorbitaria y extraocular, rápido y con
una buena relación coste-eficacia.
La ecografía en modo A (amplitud) se emplea para ver el tamaño y las características
internas de las lesiones oculares, mientras que la ecografía en modo B (brillo) describe su
localización y su contorno. Últimamente se están obteniendo imágenes 2D excelentes con
frecuencias de hasta 100MHz, lo que constituye la llamada biomicroscopía ecográfica.
Algunos oftalmólogos han empezado a emplear el Doppler color para valorar el flujo
orbital.
La ecografía 3D puede mejorar mucho el diagnóstico y el manejo de los pacientes con
enfermedades de la órbita. Es relativamente fácil obtener estudios 3D de gran calidad del
ojo. La órbita es superficial, de fácil acceso, pequeña y se puede inmovilizar durante la
exploración. El humor vítreo y el acuoso tienen unas propiedades acústicas excelentes[12] y
los transductores de alta frecuencia ofrecen unos datos ecográficos de buena calidad. El
acoplamiento del transductor es fácil; puede colocarse directamente sobre el párpado
cerrado o sobre el globo ocular. Puede ayudar a diagnosticar algunas enfermedades
oculares, a valorar la extensión y la severidad de otras, a planear la cirugía y a decidir el
tratamiento más adecuado de los tumores. A pesar de sus posibilidades, la aplicación de la
ecografía 3D al estudio por imagen de la órbita se está haciendo lentamente, y hasta la fecha
sólo unos pocos grupos han publicado sus resultados.
7. EFECTOS DEL ULTRASONIDO EN EL
ORGANISMO [3, 4, 13, 15, 17]
7.1. Introducción.
Han pasado alrededor de 35 años desde que el ultrasonido fue usado por primera vez en
mujeres embarazadas. A diferencia de los rayos X, la radiación ionizante no está presente
como causa de algún efecto relevante para el organismo. El uso del ultrasonido de alta
intensidad está asociado con los efectos de “cavitación” y “calentamiento” los cuales se
presentan tras largas exposiciones bajo condiciones de laboratorio. Sin embargo, efectos
celulares dañinos en animales o humanos no han podido ser demostrados a pesar de la gran
cantidad de estudios aparecidos en la literatura médica relativos al uso del diagnóstico
ultrasónico en el ámbito clínico. Aparentes efectos dañinos tales como bajo peso al nacer,
problemas de habla, de audición y de motricidad de la mano derecha publicados en algunas
investigaciones no han sido confirmados o substanciados en acabados estudios europeos. El
grado de complejidad de este tipo de estudios hace muy difícil interpretar los resultados.
7.2. Interacción del haz ultrasónico con células, tejidos y
órganos.
Para comprender mejor el estudio de las estructuras biológicas mediante ultrasonidos, es
necesario hacer una breve revisión de las propiedades generales de los distintos tipos de
tejidos. Este capítulo no es un intento de cubrir todos los detalles histológicos, más bien se
describirán las características importantes para la comprensión de la propagación de las
ondas acústicas.
7.2.1. La célula.
El bloque constructor universal de todos los tejidos vivientes es la célula. Las células del
cuerpo poseen una tremenda variedad de formas y medidas, aunque la mayoría tiene
dimensiones entre 10 μm y 100 μm.
Cada célula es capaz de realizar los procesos vitales en forma independiente, incluyendo la
reproducción (mitosis), la respiración y el metabolismo, la excreción de desechos, el
crecimiento y la auto reparación.
El efecto de los ultrasonidos sobre las células depende de la potencia de aquellos. A bajos
niveles de potencia (utilizados en diagnóstico), la célula experimenta poco trauma mecánico
y cambio de temperatura. A niveles muy altos, la pared celular puede ser dañada o aún
destruida, volcándose el contenido y destruyéndose la célula. También se pueden producir
daños a los organelos. Si se mueren muchas células por la exposición a los ultrasonidos, el
tejido puede no ser capaz de repararse suficientemente, ocurriendo un daño tisular severo.
Las células se organizan en grupos que constituyen los diversos tejidos del cuerpo. Estos
tejidos pueden clasificarse según su función en cuatro tipos básicos: epitelial, muscular,
nervioso y conectivo.
7.2.2. Tejido epitelial.
El tejido epitelial está formado por células que se ubican en capas para cubrir las diversas
superficies del cuerpo. Las funciones fundamentales de este tejido son de protección,
compartimentación y de regulación de secreciones y del intercambio de sustancias de los
órganos que cubre.
Como las capas de tejido epitelial son relativamente delgadas, el tejido epitelial,
normalmente, no es un factor importante en la determinación de las propiedades acústicas
de la mayoría de las regiones del cuerpo. Los tejidos conectivo y muscular conforman un
porcentaje mucho mayor del volumen de los órganos y vísceras.
7.2.3. Tejido muscular.
Las células del tejido muscular son unidades alargadas llamadas fibras, que usualmente se
encuentran organizadas en haces coherentes. La función del músculo es proveer
movimiento o control de las partes del cuerpo mediante su contracción. El tejido muscular
se clasifica en liso y estriado, dependiendo de su apariencia ante el microscopio óptico.
El músculo liso es controlado involuntariamente y se encuentra en las paredes del tracto
digestivo, en los conductos de las glándulas y en las paredes de las arterias y venas. El
músculo estriado se controla voluntariamente en el caso del músculo esquelético (utilizado
para generar fuerza y locomoción), e involuntariamente en el caso del músculo cardíaco,
que posee células musculares estriadas, especializadas para poder llevar a cabo la función
cardiaca continua.
Los valores de densidad, velocidad de transmisión de las ondas sonoras, impedancia y
atenuación del tejido muscular son todos mayores que los del agua y otros tejidos blandos.
Dichos valores dependen de si la dirección de propagación de la onda es paralela o
transversal al eje longitudinal de las fibras musculares. Por ejemplo, la atenuación de los
ultrasonidos en la dirección paralela a las fibras es el doble de la encontrada en la dirección
perpendicular.
7.2.4. Tejido nervioso.
El tejido nervioso se utiliza en el cuerpo para el control y la comunicación. Las células
nerviosas, llamadas neuronas, son usualmente largas y actúan como líneas de transmisión
recogiendo, transmitiendo y distribuyendo los impulsos nerviosos.
Se estiman unos 14 billones de células nerviosas en un ser humano, distribuidas en casi
todas las partes del cuerpo para el control local o la comunicación con los centros
nerviosos. Sin embargo, sólo en el cerebro y en la médula espinal la densidad de neuronas
es suficiente como para afectar la propagación acústica. Por otro lado, los nervios (conjunto
de axones) son delgados y se encuentran diseminados, no modificando apreciablemente las
propiedades acústicas de los tejidos básicos (como el muscular) que ellos inervan.
7.2.5. Tejido conectivo.
Esta es una amplia categoría encontrada a través de todo el cuerpo. El tejido conectivo llena
muchos de los espacios entre los órganos, proveyendo soporte y conexión de varias partes
del cuerpo, como su nombre lo sugiere. También sirve como material por el cual otras
células circulan, como el caso del plasma que transporta los eritrocitos, los glóbulos blancos
y el resto de los componentes sanguíneos.
Una manera de clasificar al tejido conectivo es según su densidad y el tipo de material novivo encontrado en la sustancia extracelular.
Tejido conectivo laxo: posee una estructura tipo red de células espaciadas (fibroblastos).
Contiene fibras proteínicas, pero no tantas como el tejido conectivo denso. Se lo encuentra
a menudo entre órganos y llenando espacios anatómicos.
Tejido conectivo denso: está caracterizado por una gran abundancia de fibras organizadas
para proveer resistencia o elasticidad según las necesidades. Los tendones y las cápsulas de
los órganos son ejemplos de este tipo de tejido.
Hueso: es un tipo de tejido conectivo en el que la sustancia extracelular se solidificó a
través de un proceso de calcificación, haciendo al hueso fuerte y rígido. Su función
principal es de soporte del esqueleto y de protección. El hueso también provee calcio para la
regulación de este ión en la sangre y otros fluidos corporales.
El hueso es más denso que los tejidos blandos, pero no demasiado (aproximadamente 1.7
veces), debido a la multitud de canales y espacios en su interior. Sin embargo, es mucho
menos compresible que el tejido blando, lo que lleva a mayor velocidad de propagación de
las ondas acústicas y mayor impedancia.
Sangre: es el fluido que lleva los nutrientes y quita los desechos de todas las regiones del
cuerpo. Por medio de sus glóbulos rojos, o eritrocitos, la sangre transporta el oxígeno desde
los pulmones hacia todos los tejidos para satisfacer los requerimientos metabólicos.
Además, la sangre puede llevar calor desde o hacia una región, siendo un contribuyente
importante para la regulación térmica del organismo.
La porción líquida de la sangre, llamada plasma, está compuesta de agua con muchos
electrolitos y proteínas disueltos. Una apreciable porción del total del volumen sanguíneo
(cerca del 40%), está ocupada por los glóbulos rojos.
Los eritrocitos son células altamente especializadas para el transporte de oxígeno que
poseen forma bicóncava, lo cual maximiza su relación superficie-volumen para incrementar
el intercambio de gases. Acústicamente, los glóbulos rojos actúan como pequeños
dispersores de los ultrasonidos, permitiendo así la medición de la velocidad del flujo
sanguíneo a través del efecto Doppler. Debido a que el tamaño de los eritrocitos es mucho
menor que la longitud de onda de los ultrasonidos, la dispersión de las ondas acústicas se
clasifica como dispersión de Rayleigh (la célula absorbe la energía de la onda acústica y la
re-emite como si fuera una antena).
7.3. Efectos biológicos del ultrasonido terapéutico.
Aparte de las distintas aplicaciones de la ultrasonografía, el ultrasonido es muy útil como
técnica terapéutica para la reducción del espasmo muscular y tendinoso, también se utiliza
para el tratamiento del dolor y de otros procesos patológicos por la capacidad de las ondas
ultrasónicas para introducir moléculas de sustancias químicas a través de la piel. Dado que
el agua es un medio conductor excelente, las técnicas subacuáticas con ultrasonidos
permiten tratar regiones difíciles de alcanzar con técnicas estándares (dedos, prominencias
óseas del codo, tobillo, muñecas, etc.).
7.3.1. Efectos fisiológicos del ultrasonido terapéutico.
1. Reacciones químicas: Las vibraciones ultrasónicas estimulan los tejidos para mejorar las
reacciones químicas y procesos que aseguran la circulación de los elementos necesarios y
radicales para la recombinación.
2. Respuestas biológicas: El ultrasonido aumenta la permeabilidad de las membranas,
mejorando la transferencia de los líquidos y nutrientes a los tejidos. Esta cualidad tiene
importancia en el proceso de penetración de las moléculas del medio conductivo (gel), que
se ven empujadas a través de la piel por las ondas ultrasónicas con fines terapéuticos.
3. Respuestas mecánicas: La vibración ultrasónica deforma la estructura molecular de las
sustancias con uniones flojas. Este fenómeno es terapéuticamente útil por los efectos
escleróticos producidos con el intento de reducir el espasmo, aumento de las amplitudes de
movimiento, debido a la remoción de adherencia de tejidos, rotura de los depósitos
calcificados y tejido cicatrizal.
Utilizando potencias elevadas o tiempos prolongados, se pueden colapsar las moléculas y
producir la destrucción de las sustancias debido al fenómeno de cavitación.
7.3.2. Efectos térmicos del ultrasonido terapéutico.
La agitación molecular producida por el ultrasonido ocasiona un incremento de la
temperatura en los tejidos. Esta acción térmica y la estimulación vibratoria de los plexos
nerviosos terminales, que regulan las reacciones vasculares, condicionan una hiperemia.
Es muy importante el hecho de que la mayoría del calor producido por el ultrasonido se
encuentra en una interfase donde dos tejidos diferentes están separados por un espacio
interpuesto común. Las zonas más frecuentes para la producción de calor son las del
periostio entre la superficie dura del hueso y las superficies adyacentes del periiostio, en
donde una capa muy delgada de aire, separa el hueso del periostio. Cuando el frente de onda
ultrasónica entra en el tejido y se acerca a esta capa de unión, el cambio en el medio desde
el tejido al periostio, al aire y al hueso, produce la refracción de la onda ultrasónica,
propagándose por la capa delgada de aire, aumentando excesivamente la temperatura.
7.4. Selección de publicaciones relativas a estudios sobre los
efectos del ultrasonido en el organismo[3, 14].
7.4.1. Introducción.
Distintos grupos de investigación alrededor del mundo han investigado el tema de los
efectos biológicos derivados del uso del ultrasonido de diagnóstico. Desde experimentos
específicos como exponer ratas y simios embarazados a distintas dosis de ultrasonido, hasta
vastos estudios epidemiológicos en varios países han sido llevados a cabo. El propósito
principal de estos estudios es el de establecer una base para determinar tiempos de
exposición y estándares dosimétricos para los equipos ultrasónicos médicos.
A continuación se presenta una selección de publicaciones de los más importantes grupos
de investigación de América y Europa involucrados en el tema.
Extracto de la declaración de la Conferencia para el Desarrollo de los Institutos
Nacionales de Salud. Febrero, 1984. EEUU.
La exposición a distintos dispositivos de imagenología en el pasado reciente ha sido a
través de escáner estáticos, equipo del tipo arreglo lineal de tiempo real, y escáner
mecánicos. El parámetro que se maneja con estos equipos es la intensidad. Los rangos de
intensidad promediados en el tiempo y el espacio están entre 0.1–60 mW/cm2 y 1-200
mW/cm2 (intensidad temporal-espacial pico).
Las intensidades promedio en tiempo del equipo Doppler obstétrico típico usado para
escuchar el latido del corazón fetal y para monitorear el ritmo cardíaco fetal en el período
de gestación tienen los mismos rangos que los equipos de onda pulsada. Estos sistemas
operan en el modo de onda continua; 0.2-2. mW/cm2 (intensidad temporal-espacial
promedio) y 0.6-80 mW/cm2 (intensidad temporal-espacial pico). El desarrollo de nuevas
tecnologías y aplicaciones podría implicar un aumento de los niveles de exposición.
La dosis es una medida cuantitativa de un agente dado o impartido y combina cantidades
tales como intensidad y tiempo de exposición. No ha sido identificado un valor para la dosis
en el ultrasonido.
La variación de las propiedades de los tejidos entre individuos tanto como las condiciones
en que se realizan los exámenes hacen de la dosis una cantidad difícil de precisar. Por esta
razón, no existen registros de las dosis aplicadas a la madre o al feto en experiencias
clínicas.
En particular, muchos de los estudios relativos a la seguridad del ultrasonido de diagnóstico
en humanos fueron considerados inadecuados debido a los problemas de carácter técnico
para conducir tales investigaciones.
Algunos de los más de 35 estudios en animales publicados sugieren que la exposición al
ultrasonido en el útero puede afectar el crecimiento prenatal. Cuando efectos teratológicos
han sido encontrados, las energías capaces de generar una hipertermia importante han
usualmente existido.
Cierta cantidad de efectos biológicos han sido observados monitoreando la exposición al
ultrasonido en varios sistemas experimentales. Estos incluyen reducción de la respuesta
inmunológica, variación en el intercambio de frecuencias de las cromátidas hermanas,
muerte celular, cambios en las funciones celulares de las membranas, degradación de
macromoléculas, libre formación de radicales libres, y reducción en el potencial reproductor
celular. Debería considerarse que (a) muchos de los estudios han empleado niveles de
energía mucho mayores de los utilizados en las aplicaciones clínicas; (b) las condiciones de
exposición in Vitro al ultrasonido usadas en muchos de los experimentos son difíciles de
poner en perspectiva para valorar los riesgos; (c) muchas de las observaciones no han sido
reproducibles, apuntando a refutar los descubrimientos originales. Sin embargo, muchos de
los efectos reportados no pueden ser ignorados o sobre valorados y merecen mayor estudio.
Informe de la Federación Mundial para el Ultrasonido en Medicina y Biología
(WFUMB) sobre los bio-efectos del ultrasonido en aplicaciones clínicas.
Una de las actividades importantes de la Federación Mundial durante los últimos 10 años ha
sido su liderazgo en evaluar las publicaciones relativas a los mecanismos de los bio-efectos
producidos por el ultrasonido y sus implicaciones en la seguridad del ultrasonido clínico.
En 1996, la WFUMB patrocinó un simposio sobre Seguridad del Ultrasonido Médico en
Kloster-Banz, Alemania. Entre los participantes se contaban muchos expertos
internacionales en el campo. El reporte del simposio, Conclusiones y Recomendaciones
sobre los Mecanismos de los Efectos Biológicos Térmicos y no Térmicos del Ultrasonido
fue revisado y aceptado por el Consejo Administrativo de la WFUMB en Marzo 1997. Este
reporte delinea un número importante de conclusiones y recomendaciones relativos a los
bio-efectos térmicos y no térmicos producidos por el ultrasonido. A continuación se
presenta un resumen de las conclusiones de este importante documento.
Cuestiones Térmicas.
Los siguientes postulados de seguridad fueron confirmados como políticas de la WFUMB
tras el simposio de 1991 sobre Seguridad del Ultrasonido Médico en Cuestiones Térmicas.
Las conclusiones del Simposio sobre Seguridad del Ultrasonido Médico de 1996 fueron que
no existe evidencia científica que induzca a alterar los postulados existentes relativos a
cuestiones térmicas. Por lo tanto, los postulados de seguridad sobre bioefectos térmicos de
la WFUMB son reiterados para completar la actual guía de seguridad.
Equipos Modo B.
Los equipos de diagnóstico ultrasónico conocidos, como los usados hoy de modo B, operan
con potencias acústicas de salida tales que no son capaces de producir incrementos de
temperatura dañinos. Su uso en medicina no es, por tanto, contraindicado en términos
térmicos. Esto incluye aplicaciones endoscópicas, transvaginales y transcutáneas.
Equipos Doppler.
Ha sido demostrado en experimentos con tejido no perfundido que varios equipos de
diagnóstico Doppler tienen el potencial de producir incrementos de temperatura
biológicamente significativos, especialmente en las interfases hueso-tejido. Los efectos de
estas elevadas temperaturas pueden ser minimizados si el tiempo en que el haz atraviesa por
cada punto del tejido es lo más corto posible. Cuando la potencia de salida pueda ser
regulada, el menor nivel disponible de ésta debería ser usada con tal que este nivel otorgue
la información diagnóstica deseada. Aun cuando los registros sobre estos efectos en seres
humanos no están asociados entre sí, está claro de los estudios en animales que las
exposiciones que no significan temperaturas mayores de 38.5ºC pueden ser realizadas sin
reservas en cuanto a los efectos adversos de calentamiento.
Recomendaciones.
A. Efectos térmicos.
Una exposición durante el diagnóstico que produzca un aumento de temperatura máximo in
situ de no más de 1.5ºC por sobre los niveles fisiológicos normales (37ºC) puede ser usado
en clínica sin reservas en cuanto al plano biotérmico.
Una exposición que durante el diagnóstico in situ incremente la temperatura del embrión o
del feto sobre 41ºC (4ºC más que la temperatura normal) por cinco minutos o más debería
ser considerada potencialmente dañina.
Para los sistemas de diagnóstico ultrasónico que son capaces de producir un incremento de
la temperatura de los tejidos mayor de 1.5ºC sobre lo normal, los usuarios deben ser
informados sobre las estimaciones del aumento de temperatura para cada modo de
operación.
El riesgo de sufrir efectos adversos de calentamiento aumenta con la duración de la
exposición. Entonces, el funcionamiento seguro debe incluir un apropiado factor de
duración.
Se debe tener cuidado de evitar riesgos innecesarios sobre el embrión y el feto derivados de
exámenes ultrasónicos en pacientes con fiebre.
Si la temperatura de la superficie de un transductor supera los 41ºC durante su
funcionamiento, tal equipo debe proveer información al usuario sobre la temperatura de este
durante su operación.
B. Efectos no térmicos.
Ha sido demostrado experimentalmente que la cavitación acústica puede alterar los tejidos
de los mamíferos. Es, por tanto, importante considerar su significancia en las aplicaciones
médicas del ultrasonido.
Los antecedentes animales actualmente disponibles indican que es prudente reducir la
exposición ultrasónica humana postnatal del pulmón al mínimo necesario para obtener la
información diagnóstica requerida.
Las evaluaciones de seguridad deberían incluir las características del lugar donde se realice
la exposición ultrasónica.
Los umbrales para los efectos biológicos no térmicos se ven minimizados en: a) tejidos que
naturalmente contienen cuerpos gaseosos, como pulmones e intestinos; y b) todos los
tejidos en presencia de cuerpos gaseosos introducidos, como agentes de contraste
ultrasónico.
Estudios In Vitro.
Debido a que las probabilidades de cavitación son mucho mayores en condiciones in Vitro,
se debe ser cuidadoso al aplicar los resultados experimentales in Vitro a un situación
clínica.
Agentes de contraste.
Los cuerpos gaseosos introducidos como agentes de contraste aumentan la probabilidad de
cavitación. El profesional debe tomar esto en cuenta al considerar la razón riesgo/beneficio
del examen.
Hemorragia capilar pulmonar.
Considerando el significativo hecho de que el ultrasonido induce extravasación de células
rojas y hemorragia capilar pulmonar, se debe tener en cuenta que estos efectos pueden
ocurrir también como resultado de carraspeo, y puede ocurrir espontáneamente en recién
nacidos. Para la mayor parte, a menos que exista una hemorragia considerable, la relevancia
clínica es despreciable, y su aparición sería difícil de detectar. Sin embargo, es prudente
reducir la exposición ultrasónica de los pulmones al mínimo necesario para obtener la
información diagnóstica requerida.
Equipos Modo B.
Cuando las interfases gas/tejido o los agentes de contraste no están presentes, el uso de los
equipos de modo B no necesita asesoría especial concerniente a la seguridad ultrasonora.
Este punto es
válido también para las aplicaciones endoscópicas, transvaginales y
transcutáneas. Cuando las interfases gas/tejido o los agentes de contraste están presentes,
los niveles y tiempos de exposición ultrasónica deben reducirse la mínimo necesario para
obtener la información diagnóstica requerida.
Doppler.
Cuando las interfases gas/tejido o los agentes de contraste no están presentes, y cuando no
hay riesgo de un aumento significativo de la temperatura, el uso de los equipos de Doppler
de diagnóstico ultrasónico no necesita asesoría especial concerniente a la seguridad
ultrasonora. Cuando algunas de las condiciones anteriores esté presente, los niveles y
tiempos de exposición ultrasónica deben reducirse la mínimo necesario para obtener la
información diagnóstica requerida.
Extracto del reporte del grupo de trabajo e investigación de anormalidades fetales del
ultrasonido de diagnóstico del Colegio Real de Ginecobstetras (UK) sobre seguridad
del ultrasonido en el embarazo, Octubre 1997.
Las dificultades de los estudios epidemiológicos relativos a los efectos biológicos del
ultrasonido están en los controles, dosimetría y en determinar los puntos de término. Los
aportes de los laboratorios sufren principalmente de los problemas asociados a la
interpretación de los antecedentes en el contexto clínico “real”. Aparentemente hay mayor
interés no en la aparición constante de nuevos antecedentes, sino en las características de las
pruebas, sus resultados y su uso clínico.
Epidemiólogos de distintos lugares han estado impedidos debido a la carencia de guías
sobre cuáles efectos investigar. Salvesen y Eik-Nes resumieron las conclusiones de
recientes estudios clínicos en cinco categorías:
Cáncer infantil,
Dislexia,
Desarrollo retardado del habla,
Peso de nacimiento reducido,
Motricidad de la mano derecha.
Mayor importancia se da a los recientes estudios debido a que apuntan a la influencia del
equipo y técnicas de exploración modernas las cuales se asocian con niveles de potencia de
salida mayores que los usados anteriormente.
Cáncer infantil.
Los dos grandes estudios epidemiológicos se han llevado a cabo fuera del Reino Unido
retrospectivamente utilizando antecedentes de niños con cáncer terminal de finales de la
década de 1970 y comienzos de la década de 1980. No se encontró asociación alguna entre
la exposición ultrasonora y el riesgo de desarrollar cáncer infantil. Sin embargo, estos
antecedentes se remontan a 25 años atrás.
Dislexia
La idea de que el ultrasonido puede conducir a un aumento del riesgo de dislexia ha sido
discutida en dos estudios. En el primero, Stark y colaboradores examinaron 425 niños de
edades entre 7 y 12 años que tuvieron exposición antenatal al ultrasonido y 381 niños de
control que no fueron expuestos. 16 consecuencias fueron analizadas, una de las cuales fue
la dislexia medida con un único test de lectura encontrándose una significativa correlación
(p menos que 0.01). El segundo estudio fue realizado en Noruega por Salvesen y
colaboradores quienes examinaron 2161 niños en dos controles de prueba aleatorios. Sus
evaluaciones fueron más extensas y acuciosas que las de Stark no encontrándose
correlación alguna. En vista de los ya conocidos problemas para definir y manejar la
dislexia, se hace razonable poner mayor énfasis en el segundo estudio debido a sus mejores
protocolos de evaluación.
Motricidad de la mano derecha
La investigación noruega encontró una correlación entre la exposición al ultrasonido y los
problemas de motricidad de la mano derecha. El 19% de los niños expuestos sufrían tales
problemas comparados con el 15% de los niños de control. A pesar que estos resultados han
sido reportados como significativos, la correlación es relativamente pobre y está siendo
objeto de actual investigación por el mismo grupo.
Desarrollo retardado del habla
Este es otro caso en el cual ha habido un primer reporte positivo y un segundo
descubrimiento negativo. El estudio original fue desarrollado en Canadá y continuado por
un grupo noruego. Muchas críticas han surgido en torno al primer estudio incluido su
pequeño tamaño, la posibilidad de sesgo y controles pobremente adaptados. El segundo
estudio implicó mayores números, mejorada aleatoriedad y controles. En este estudio, no se
encontraron diferencias significativas entre niños expuestos al ultrasonido y no expuestos.
Peso de nacimiento reducido
La inquietud sobre la posibilidad de que el ultrasonido influya en una reducción del peso
del neonato ha abarcado la atención más que otros puntos. Esto se debe seguramente a la
existencia de evidencia de tal efecto en roedores o a la posibilidad de su rápida y fácil
medición. Existen 11 estudios a la fecha. Sólo tres de estos once estudios en encontraron
una relación estadísticamente significativa entre la exposición al ultrasonido y la reducción
del peso de nacimiento. De estos tres, dos encontraron una disminución de 41g (Moore et
al) y 25g (Newnham et al) y uno encontró un aumento de 42g (Waldenstrom et al). Moore
et al concluyó que sus descubrimientos fueron probablemente afectados por otros factores,
mientras que Waldenstrom concluyó que pudo existir sesgo matemático. La información
del estudio de Newnham fue diseñada actualmente para medir diferentes hipótesis lo cual
ha generado gran cantidad de críticas. El seguimiento de hasta un año no revela diferencias
de peso entre grupos. Así, los resultados de estos estudios no pueden considerarse como
fuerte evidencia de daños y no deben tomarse como única referencia.
Resumen de la evidencia epidemiológica
Los diferentes estudios han tenido de diseños experimentales insuficientes, dosimetría
pobre o ambos. No quedan evidencias epidemiológicas firmes de daño, no obstante está
claro que existe un amplio campo de trabajo adicional. Como es imposible excluir la
posibilidad de efectos dañinos, nunca será posible probar la ausencia de daño. La única
forma de superar este problema sería a través de amplios estudios en los cuales las
asociaciones a buscar fueran establecidas de antemano, y en el cual los ajustes estadísticos
fueran hechos para el número de asociaciones propuestas.
Antecedentes bibliográficos disponibles actualmente no indican riesgos específicos de daño
físico derivado del uso del ultrasonido. El ultrasonido in Vitro puede producir cavitación,
pero no hay evidencia de que pueda causar daño al cuerpo humano in Vivo. Los efectos
térmicos parecen ser los que causan mayor preocupación, por tanto se deben tomar las
precauciones necesarias en la práctica para evitar aumentos significativos de temperatura.
Los análisis a gran escala de controles experimentales aleatorios sobre efectos adversos
muestran que existe sólo una tendencia significativa a los problemas de motricidad de la
mano derecha en los hijos de mujeres sometidas a escáneres con ultrasonido; la
complejidad del estudio hace que la observación sea difícil de interpretar. Sin embargo, es
necesaria una continua vigilancia particularmente en las áreas de mayor preocupación tal
como el uso del Doppler de onda pulsada en el primer trimestre de gestación.
Federación Europea de Sociedades para Ultrasonido en Medicina y Biología
(EFSUMB); Informe sobre Seguridad Clínica del Ultrasonido de Diagnóstico (1998;
1999; 2000; actualizado Enero 2001).
El ultrasonido de diagnóstico ha sido ampliamente usado en la medicina clínica por muchos
años sin pruebas de efectos nocivos. Sin embargo, mientras el uso del ultrasonido aumenta,
con la introducción de nuevas técnicas, el incremento de las indicaciones médicas de
exámenes ultrasónicos y el aumento de las exposiciones, es esencial mantener continua
vigilancia para su uso seguro.
Un vasto rango de exposición ultrasónica es usado en las diferentes modalidades de
diagnóstico actualmente disponibles. Los equipos Doppler y las técnicas de medición
pueden requerir mayores exposiciones que las usadas para los modos B y M, donde las
técnicas de Doppler de onda pulsada tienen los mayores niveles de potencia.
Los equipos modernos están sujetos a regulación. Las recomendaciones incluidas en este
informe asumen que los equipos de ultrasonido utilizados son diseñados de acuerdo a los
requerimientos internacionales y que son manipulados por personal calificado.
Modos B y M.
Basados en la evidencia científica a la fecha sobre efectos biológicos inducidos por
ultrasonido, no existe razón para impedir la exploración en modo B o M para cualquier
aplicación clínica, incluidos los exámenes de rutina.
Monitoreo cardíaco fetal vía Doppler (CTG)
Los niveles de potencia utilizados para el monitoreo cardíaco fetal (CTG) son lo
suficientemente bajos para establecer que esta modalidad no es contraindicada, en términos
de seguridad, aún cuando sea usado por largos períodos.
Modos Doppler (Doppler en color, Doppler de onda pulsada y Doppler de energía)
Las exposiciones usadas en los distintos modos Doppler son mayores que aquellas en
modos B y M. Existe una considerable diferencia entre los rangos de exposición que pueden
ser usados para Doppler en color y de energía, y para las técnicas de Doppler de onda
pulsada. El usuario debe estar al tanto que los máximos niveles de potencia del Doppler en
color y de onda pulsada tienen el mayor potencial para generar efectos biológicos.
En general, el uso informado de los equipos Doppler de ultrasonido no es contraindicado.
Sin embargo, cuando los parámetros de funcionamiento están al máximo, existen
significativos efectos térmicos en la superficie ósea que no pueden ser excluidos. El usuario
es aconsejado para que haga uso de toda la información entregada por el fabricante para
tomar conciencia de las condiciones máximas de salida, y actuar prudentemente para limitar
la exposiciones de estructuras críticas, incluidos los huesos y las áreas donde exista gas.
8. FUTURO DE LA ULTRASONOGRAFIA
MEDICA [5, 16]
8.1. Aplicaciones intervencionistas y avances en la ecografía 3D.
En la última década se ha experimentado una tendencia creciente hacia procedimientos
diagnósticos y terapéuticos menos agresivos. Han ganado popularidad la laparoscopia, la
endoscopia, la artroscopia, la ecografía intraoperatoria, las biopsias y drenajes percutáneos y
las intervenciones quirúrgicas guiadas con métodos de imagen. Por el contrario, el número
de cirugías radicales ha disminuido. No hay signos de que esta tendencia vaya a frenarse y,
de hecho, parece ir en aumento.
Es de prever que las aplicaciones de la ecografía 3D tengan un alcance mayor que la
ecografía 2D, a medida que se empleen con más frecuencia dispositivos especializados,
como catéteres intravasculares, sondas de alta frecuencia y conjuntos de transductores 2D.
En la actualidad estos aspectos están aún en fase de investigación, lo que si queda claro es
que las áreas de aplicación de la ecografía 3D han superado las expectativas iniciales y es
de esperar que ello siga ocurriendo al aumentar la experiencia clínica. Es esencial llevar a
cabo ensayos clínicos bien controlados para valorar el impacto de la ecografía 3D en el
diagnóstico y manejo del paciente y consolidar su utilización y aceptación.
La ecografía tridimensional se va ha desarrollar en aplicaciones clínicas especializadas,
entre las que se incluyen algunas estudiadas hasta la fecha:
Vasculares, que mejoran con la combinación de la ecografía 3D y el empleo de medios de
contraste e imágenes armónicas.
Musculoesqueléticas.
Estudio del cerebro neonatal, con imágenes en orientaciones no disponibles con la ecografía
convencional 2D.
Estudios dinámicos: dinámica vascular, patología de la fonación, cinemática articular.
Dermatológicas.
Tiroideas.
Estudios de impacto psicológicos, que facilitan la comprensión de la enfermedad por parte
del enfermo y su implicación.
8.2. Animación.
Las secuencias de animación, como la rotación, el modo cine sincronizado y la realidad
virtual incorporadas a la ultrasonografía 3D representarán un importante aporte a las
aplicaciones clínicas.
La representación de las reconstrucciones volumétricas sin la animación ofrecida por el
procesado en tiempo real plantea dificultades al médico a la hora de extraer la información
3D a partir de las imágenes 2D. Hay que ver el movimiento a velocidad normal, reducida o
aumentada para facilitar la comprensión. Además, el análisis de la función dinámica puede
aumentar el valor diagnóstico de muchos estudios.
Los métodos interactivos de representación de volúmenes permitirán seguir estructuras
curvas que no se pueden ver en ninguna otra orientación planar. La rotación de la anatomía
hasta una presentación estándar facilitará la identificación de diferencias anatómicas sutiles
al aclarar la situación relativa de estructuras superpuestas. La visión interactiva de las
imágenes en estéreo con movimiento incorporado permitirá separar las estructuras,
identificar su continuidad y mejorar la visualización anatómica.
9. CONCLUSIONES
A partir de la información recopilada sobre el estudio de la imagen ultrasonográfica en
medicina, se obtuvo un texto que reúne la teoría básica sobre la captación y aplicación de
imágenes a partir de ultrasonidos en el ámbito clínico. La visión general de la
ultrasonografía médica contenida en este texto será una guía para futuras investigaciones
teóricas o prácticas orientadas a profundizar áreas específicas del tema abordado. Se
constituye además un interesante acercamiento de dos disciplinas que el ingeniero y el
médico no suelen relacionar de manera habitual; la acústica y la medicina.
El campo de aplicación de la ultrasonografía en el ámbito clínico y médico es notable,
debido a sus peculiares mecanismos de actuación que permiten abordar zonas anatómicas
en las cuales otros tipos de técnicas de imagen no logran un buen desempeño, o su
utilización resulta poco práctica o es contraindicada.
Dentro de las características descritas de los distintos modos de ultrasonografía y sus
principales aplicaciones clínicas, destacan por su conveniencia el modo B, los diferentes
modos Doppler y el modo tridimensional. En la práctica los equipos de diagnóstico por
ultrasonidos utilizados en los centros de atención médica públicos y privados incorporan
varios modos en un solo aparato y ofrecen la posibilidad de combinar algunos de estos.
Estos equipos, en general, no suelen incluir los modos A y C debido a su poca utilidad
práctica. La cantidad y la modernidad de los equipos depende de cada centro hospitalario en
particular. Como ejemplo, el Hospital Regional de Temuco cuenta con siete equipos de
ultrasonografía los que incorporan los modos B, M, Doppler de onda continua y de pulsos y
Doppler color, pudiéndose combinar los modos Doppler con el modo B o el modo M. El
uso que se les da a los equipos depende de los transductores disponibles y el modo (o la
combinación de modos) que se elija depende de la aplicación específica a realizar. No se
tiene conocimiento de centros médicos que posean equipos de ultrasonografía 3D en Chile.
Llama la atención que a pesar de toda la extensa investigación sobre los efectos del
ultrasonido en el organismo, específicamente en el campo de la obstetricia, aún no ha sido
posible relacionar de manera directa su uso con el desarrollo de determinadas afecciones en
los recién nacidos, tales como el peso reducido de nacimiento o problemas de motricidad de
la mano derecha. Los progresos de las investigaciones relativas al tema no sólo se basarán
en evidencias epidemiológicas, sino que se necesitará un conocimiento acabado de la
interacción de las ondas ultrasónicas con el cuerpo en desarrollo. Fundamental resulta
entonces la comprensión del ultrasonido y sus propiedades, para lo cual se requiere de
profesionales capacitados en la materia. Este último aspecto constituye un interesante
campo para los ingenieros relacionados con la materia.
Otro aspecto que salta a la vista es el hecho de que no exista una normativa internacional
relativa a la dosimetría del ultrasonido de diagnóstico. Nuevamente la falta de resultados
decidores en las múltiples investigaciones realizadas impiden crear una normativa estándar.
De momento las entidades avocadas al tema se limitan a entregar recomendaciones sobre
niveles de potencia y tiempos de exposición. Se reitera, entonces, la necesidad del
conocimiento acabado del ultrasonido para continuar las investigaciones.
10. REFERENCIAS
Ensminger Dale. Ultrasonics: Fundamentals, Technology, Applications. Marcel Dekker.,
New York, N.Y.,1988.
Salort B. Rodrigo. Ultrasonido Teoria y Aplicaciones. Tesis de Licenciado en Acústica.
Escuela de Ingeniería Acústica, Facultad de Ciencias de la Ingeniería, Universidad Austral
de Chile. Valdivia 1999.
http://www.ob-ultrasound.net. A comprehensive guide to ultrasounds scans in pregnancy.
http://www.bioingenieros.com. Bioingenieria on the net.
Nelson TR, Downey DB, Pretorius DH. Ecografía 3D. Marban Libros, S.L. Madrid,
España. 2000.
http://ej.rsna.org/ej3/0079-98.fin/doppler.htm
http://www.tocogineconet.com.ar/revisiones/dopplerobstetricia.htm Ecografía Doppler en
obstetricia, aplicaciones clínicas.
Tong S, Cardinal HL, Downey DB, Fenster A., Analysis of linear, area and volume
distortion in 3D ultrasound imagimg. Ultrasound Med Biol 1998; 24: 355-373.
Feichtinger W. Editorial: transvaginal three-dimensional imaging. Ultrasound Obstet
Gynecol 1993; 3: 375-378.
Downey DB, Fenster A., Vascular imaging with a tree-dimensional power Doppler system.
AJR 1995; 165: 665-68.
Nelson TR, Pretorius DH, Skalansky M, Hagen-Ansert S., Three-dimensional
echocardiographic evaluation of fetal heart anatomy and function: acquisition, analysis and
display. J Ultrasound Med 1996; 15: 1-9.
Byrne SF, Green RL. Ultrasound of the eye and orbit. St. Louis: Mosby, 1992.
http://www.e-morales.com.ar/ultrasonido.html. Electromedicina Morales.
http://www.ncbi.nlm.nih.gov. National Center for Bioyechnology Information web page.
http://www.flebovision.com.ar/us.html El ultrasonido en el diagnóstico de la patología
venosa.
Delabat GR, Gonzalez RJ, Muñoz BC. Tecnología Radiológica. Ed. Paraninfo S.A.
Madrid, España. 1996.
http://www.viatusalud.com. Consulta médica en la red.
Lathi BP. Introducción a la teoría y sistemas de comunicación. Ed. Limusa S.A. México,
D.F., 1999.
ANEXOS
Glosario de términos.
Acoplador: liquido o gel utilizado para rellenar el espacio entre el transductor ultrasonico y
la piel, a fin de que no interfiera el aire en la transmision de los ultrasonidos.
Albúmina : Proteína soluble en agua y soluciones salinas no muy concentradas, que se
coagula por la acción del calor.
Alopecías: Pérdida o caída de pelo de cualquier zona del tegumento. Existen formas
congénitas (raras) y adquiridas; estas últimas son las más frecuentes. Pueden ser no
cicatriciales, es decir, que cursan sin dejar cicatriz y son recuperables; o cicatriciales, que
son irreparables
Analgesia: Eliminación de la sensación de dolor mediante el bloqueo artificial de las vías
de transmisión del mismo y/o de los mediadores dolorosos, o por desconexión de los
centros del dolor
Anaplasia: Alteración de las células que modifica su proceso de diferenciación y provoca
que adopten un aspecto primitivo y desdiferenciado. Los procesos anaplásicos son
frecuentes en los tumores malignos, aunque en grados variables. Se suele reservar a los
tumores con pérdida casi total de la diferenciación celular y, por tanto, habitualmente
agresivos.
Anecogénico: sin ecos o exento de ecos, por ejemplo la orina y la bilis normales son
anecogénicos (es decir, carecen de ecos unternos).
Anisotropía: Refringencia variable según la dirección. Este fenómeno se observa en los
estudios mediante ultrasonidos de algunas estructuras, en las que cambia la ecogenicidad
dependiendo del ángulo de incidencia de las ondas de ultrasonido. Es consecuencia de que
la reflexión de las ondas se produce en dirección perpendicular a la superficie que refleja,
por lo que, si la estructura es paralela al transductor-receptor, este podrá captar las ondas
reflejadas y mostrar la ecogenicidad real del tejido. Si la estructura está situada en forma
oblicua, al reflejarse las ondas en dirección perpendicular a la estructura y no volver hacia
el transductor-detector, se manifiesta como ausente de reflexión (hipo o anecóica).
Anoxia: Ausencia de oxígeno. A veces se designa como anoxia lo que no es sino hipoxia.
Se habla de hipoxia o anoxia tisular cuando no existe aporte de O2 a los tejidos, o se realiza
en cantidad insuficiente. El daño tisular, si la situación anóxica se prolonga, conduce a la
necrosis.
Artefacto: imagen que aparece en una ultrasonografia y que no corresponde ni representa
una estructura anatómica o patológica real ni en forma ni en dirección ni en distancia. Por
ejemplo, las reverberaciones son artefactos. Algunos artefactos pueden facilitar la
interpretacion de la imagen, pero otros pueden ser muy equívocos.
Ateroma: Placa de degeneración grasa que se localiza en las paredes de las arterias, lesión
característica de la arteriosclerosis.
Axón: proyección larga del citoplasma de la neurona que conduce los estímulos nerviosos.
Biopsia: Extracción de una muestra de tejido de un organismo vivo para su estudio y
análisis microscópico posterior, con la ayuda del instrumento adecuado en cada caso:
trócares especiales, incisiones quirúrgicas, pinzas quirúrgicas, sondas, agujas finas o
gruesas. Dependiendo de la situación y del órgano, puede hacerse con la observación directa
quirúrgica de un órgano interno (biopsia abierta), con control radiográfico, a ciegas, etc.
Carcinoma: Tumor canceroso.
Cardiopatía: Cualquier trastorno o enfermedad cardiaca.
Catarros: Coriza común. Comienza con malestar general predominante, que está asociado
a cosquilleo, quemazón y sequedad de las fosas nasales y faringe. En pocas horas da paso a
la fase catarra, en la que hay obstrucción nasal con secreción acuosa y empeoramiento de
los síntomas generales. Por último, en pocos días se experimenta una mejoría en el cuadro
general, con secreción nasal mucosa o mucopurulenta, si existe sobreinfección.
Ciáticos: Perteneciente al nervio ciático.
Cromátide: Cualquiera de los dos filamentos idénticos de DNA que se observan en los
cromosomas durante la división celular, como resultado de la replicación del DNA en la
fase S previa.
Diatermia: Calentamiento profundo del cuerpo mediante radiaciones electromagnéticas en
la gama de las frecuencias de 106-1010 Hz. Existen dos tipos de diatermia: diatermia por
onda larga, o clásica, y diatermia por onda corta. Se utiliza como tratamiento sobre los
tejidos de partes blandas o, en cirugía, como sistema de corte o termocoagulación. El efecto
térmico se produce como consecuencia de la transformación energética en la zona tratada.
Efecto de espejo: reflexión de todas o casi todas las ondas ultrasónicas por ciertos tejidos o
interfases de tejidos (por ejemplo, la interfase diafragma-pulmón). El efecto de espejo
produce a veces un artefacto consistente en una imagen especular que aparentemente
duplica la imagen.
Efecto de lente: estrechamiento del haz ultrasónico cuando atraviesa ciertos tejidos. El
efecto de lente puede causar a veces una imagen escindida.
Efecto de pared posterior: eco brillante emitido por la pared posterior de un quiste a
consecuencia de la escasa atenuación del haz por el líquido intraquístico y su reflexión por
la pared posterior cóncava.
Electroencefalografía:
Disciplina
médica
instrumental
que
estudia
el
electroencefalograma.
Endometrio: Mucosa de revestimiento del útero.
Enfoque: ajuste del haz ultrasónico para que converja a una profundidad determinada a fin
de mejora la resolución. El enfoque puede obtenerse por medios electrónicos o con una
lente conectada al transductor.
Epífisis: Porción distal de los huesos largos, generalmente más ancha que la diáfisis,
desarrollada a partir de un centro secundario de osificación durante el periodo de
crecimiento, o bien formada por completo de cartílago, o bien separada de la diáfisis por el
cartílago de crecimiento o fisis. Se divide en proximal y distal, y está formada por tejido
óseo esponjoso, con médula ósea roja entre sus trabéculas. También se suele dar el nombre
de epífisis a la glándula pineal.
Eritema: Enrojecimiento inflamatorio de la piel.
Esclerosis: Proceso de endurecimiento de un órgano o tejido, como consecuencia de
diferentes procesos patológicos (inflamatorios, degenerativos, distróficos), que tienen en
común la cicatrización con formación de tejido conectivo, habitualmente fibroso, que
sustituye al tejido previo. Orta definición es la inyección de sustancias procoagulantes en el
interior o en la periferia de lesiones sangrantes o vasculares, con el fin de provocar una
trombosis local de arterias y venas que impida un nuevo sangrado o que corte una
hemorragia activa. Las patologías que se tratan con esclerosis son varices esofágicas,
varices pequeñas de las piernas, hemorroides internas y lesiones sangrantes digestivas
(úlceras, etc.).
Esclerótica: Membrana blanquesina que cubre gran parte del globo del ojo.
Esplénico: Relativo al bazo, cuya designación latina es splen.
Extravasación: Líquido que se sale de los vasos sanguíneos.
Fantoma: Dispositivo utilizado para comprobar y calibrar el equipo de ultrasonografía.
Tiene la misma gama de densidades que los tejidosdel cuerpo. El "tejido" del fantoma suele
contener cordel y otro material de reflectividad conocida en ciertos puntos.
Fístula: Conducto anormal abierto en la piel o en las mucosas.
Folículo: Saquito o pequeña bolsa; esta designación, que atiende a la etimología del
término, se utiliza para varias formaciones anatómicas que figuran a continuación.
Frontera: línea situada en la periferia de los tejidos que no propagan ultrasonidos de la
misma manera, definida por la zona de ecos en la interfase.
Fulguración: Procedimiento quirúrgico que produce destrucción de los tejidos mediante
aparatos que emiten calor en forma de chispas. Efecto que ejerce el rayo sobre el
organismo. Muerte que se produce por el rayo o por la electricidad atmosférica.
Hematología: Especialidad mixta, junto a la hemoterapia, con aspectos clínicos y de
laboratorio, íntimamente relacionados, cuyos contenidos son: la fisiología y la patología de
la sangre y de los órganos hematopoyéticos; la fisiología y la patología del sistema
hemostático, en sus vertientes hemorrágica y trombótica; la obtención de la sangre y sus
componentes, así como su administración.
Hemodinámica: Estudio de los aspectos físicos relacionados con el movimiento de la
circulación sanguínea a través del sistema cardiovascular.
Hiperecogénico (hiperecoico): término aplicado a los tejidos que producen ecos más
brillantes que los tejido adyacentes, por ejemplo los huesos, la grasa perirrenal, las pareds
de la vesícula biliar y el hígado cirrótico (en comparación con el hígado normal).
Hiperemia: Exceso de sangre, ya sea considerada globalmente o en algún órgano o parte
del cuerpo. Se distingue entre hiperemia activa y pasiva. La primera está motivada por una
dilatación de las arteriolas; la segunda, por una obstrucción del flujo sanguíneo de retorno.
Hiperplasia: Aumento cuantitativo de un tejido por un incremento del número de células
que conservan su normalidad anatómica y funcional. También se denomina hipertrofia
numérica o hipergénesis.
Hipoecogénico (hipoecoico): término aplicado a los tejidos que producen ecos más
apagados que los tejidos adyacentes, por ejemplo los ganglios linfáticos, algunos tumores y
los líquidos. Conviene tener muy en cuenta que los líquidos no son el único material
hipoecogénico.
Hipoestesia: Trastorno de la percepción que consiste en una distorsión sensorial a causa de
una disminución de la intensidad de las sensaciones, de tal forma que los estímulos se
perciben de una forma anormalmente atenuada. Por ejemplo, la insensibilidad o
sensibilidad reducida al dolor (analgesia o hipoalgesia) que se produce en la histeria o
durante emociones intensas (soldados en el campo de batalla), o la atenuación de todas las
percepciones que se produce en el paciente depresivo.
Ictericia: Color amarillo de la piel y de las mucosas, debido al aumento de la concentración
de la bilirrubina en la sangre. Es un síntoma de distintos procesos: hepáticos, vías biliares y
de la sangre; así como, a veces, del uso de ciertos fármacos. Habitualmente se observa
primero en los ojos.
Imagen axial : véase Imagen transversal.
Imagen longitudinal (imagen sagital): imagen obtenida en sentido vertical a lo largo del
eje principal del cuerpo. El término "sagital" suele aplicase a las imágenes de la línea
media, especialmente en el cerebro. Los puntos de referencia para obtener una imagen de la
línea media son la nariz, la sínfisis del pubis y la columna vertebral. Cuando no se pasa por
la línea media, la imagen puede denominarse "para-sagital". El término "longitudinal" se
aplica más a las imagenes del abdomen o del cuello. Puede obtenerse una imagen
longitudinal con el paciente en bipedestación o en decúbito supino.
Imagen sagital: véase Imagen longitudinal.
Imagen transversal (imagen axial): imagen ultrasonográfica tomada en ángulo recto al eje
principal del cuerpo. En general, el término "axial" se aplica a las imágenes del cerebro,
mientras que a las del abdomen o del cuello se les denomina "transversales". El haz puede
dirigirse perpendicularmente o en ángulo muy abierto a la cabeza o pis del paciente. Puede
obtenerse una imagen transversal con el paciente en bipedestación o en decúbito supino,
prono o lateral.
Intersticial: Que está relacionado con el tejido de sostén de los órganos.
Invaginación: Introducción anormal de una porción del intestino en otra contigua.
Formación sacular en la pared de un conducto o una cavidad.
Masa compleja (masa mixta): masa que comprende a la vez zonas sólidas y líquidas. En
los exámenes ultrasonográficos pueden aparecer formada por zonas ecogénicas y
anaecogénicas; la imagen puede presentar a la vez ecos no homogeneos y espacios exentos
de ecos (patrón hiperecogénico y patrón hipoecogénico).
Metástasis: Diseminación de las células neoplásicas a territorios a veces lejanos del asiento
del tumor. La diseminación se hace en unos tumores por vía linfática y en otros por la
sangre.
Microvellosidad: Protuberancia o evaginación, en forma digital, que aparece en las células
con un alto poder de absorción. Se localiza en la superficie citoplasmática del polo
absortivo de determinadas células epiteliales, como en los enterocitos de la mucosa
intestinal y en el epitelio de los túbulos renales. Constituye el llamado ribete en cepillo de
dichos epitelios. Contiene diversas enzimas y posee propiedades de transporte activo.
Mioma: Tumor uterino benigno de origen muscular. Se denomina también leiomioma o
fibromioma. Es el tumor ginecológico más frecuente. Pueden ser múltiples y, en ese caso,
se hablará de útero miomatoso. Con frecuencia son asintomáticos, pero si producen
hemorragias, dolor o crecen, deben tratarse quirúrgicamente.
Neoplasia: Tumor producido por la multiplicación incontrolada de células. Según el grado
de diferenciación de sus células y la capacidad invasiva y metatársica se dividen en
benignas y malignas.
Neurastenia: Trastorno neurótico que se caracteriza por la presencia de quejas continuas,
de un molesto cansancio tras el esfuerzo mental o de debilidad física ante esfuerzos
mínimos. Se acompaña con frecuencia de dolores musculares, mareos, cefaleas de tensión,
trastornos del sueño, incapacidad para relajarse, irritabilidad y dispepsia.
Nodos: Pequeña masa de tejido o células.
Organelos: Estructuras intracelulares, delimitadas por una o dos membranas. Cada una de
ellas realiza una determinada función, permitiendo la vida de la célula. Por la función que
cumple cada organelo, la gran mayoría se encuentra en todas las células, a excepción de
algunos, que solo están presentes en ciertas células de determinados organismos.
Parénquima: Tejido propio de un órgano (sostenido por la red trabecular del mesénquima).
Patrón de interferencia: distorsión de los ecos ultrasónicos por reflexiones procedentes de
otros tejidos o por la suma de pequeñas ondas producidas por reflectores adyecentes en un
medio de dispersión, tal como el parénquima hepático. El resultado es una imagen
artefactual superimpuesta en el patrón normal. Esta interferencia puede evitarse de
ordinario efectuando el examen en ángulos diferentes.
Periostio: Membrana mesenquimatosa que envuelve los huesos, excepto en las superficies
articulares. Durante el periodo de desarrollo, permite el crecimiento en grosor de los huesos
y, en el caso de fracturas, es el encargado de formar el callo óseo. Está ricamente inervado,
por lo que posee una buena sensibilidad, sobre todo, para el dolor.
Piorrea: Flujo de pus. Se suele aplicar esta designación a la inflamación purulenta del
periostio alveolar.
Placas de Ateroma: Acumulación de lípidos de baja densidad en las paredes venosas.
Plano coronal: plano situado en ángulo recto con el plano medio siguiendo a lo largo del
cuerpo el eje longitudinal (de la cabeza a los pies). Para obtener imágenes en esta plano, se
coloca el transductor a un lado del cuerpo en dirección al otro lado y se mueve a lo largo del
cuerpo. Es posible obtener una imagen coronal con el paciente en bipedestación o en
decúbito supino, prono o lateral.
Plexos: Red formada por nervios o por vasos; como el plexo nervioso. Unos están
formados, principalmente, por nervios somáticos (plexo braquial, plexo lumbar y plexo
lumbosacro) y otros son exclusivamente vegetativos. Estos se encuentran en la proximidad
de las vísceras que van a inervar (plexos pulmonar, cardiaco, celíaco, etc.) o bien dentro de
la pared de la víscera (plexos intramurales).
Pólipo: Tumor, pediculado o sésil, que se desarrolla a expensas de los elementos de una
membrana mucosa. Puede corresponder a una tumoración, a una inflamación del tejido de
granulación o a una hiperplasia. Se produce en los órganos huecos, en las cavidades
paranasales y en los órganos dentarios.
Queratina: Proteína fibrosa e insoluble, formada por cadenas polipeptídicas paralelas en
conformaciones a-helicoidal o lámina ß. Es el principal constituyente del pelo y de las uñas.
Queratinización: Proceso de formación de la queratina.
Quiste: Estructura (masa) de finas paredes rellena de líquido. Un quiste sencillo se
caracteriza por tener un contenido anecogénico (exento de ecos), con fuertes reflejos de
pared posterior y amplificación de los ecos por detrás. El quiste puede ser benigno o
maligno desde el punto de vista histológico.
Reflector especular: Tejido reflectente que es liso y ancho en comparación con la longitud
de onda de los ultrasonidos (por ejemplo, paredes vasculares o membranas tisulares). Según
el ángulo en que el haz ultrasónico incida en el reflector, éste podrá reflejarlo en parte en su
totalidad.
Restos sólidos: Masa sólidas ecogénicas (de diferentes tamaños y formas, con bordes
irregulares) en el interior de una masa llena de líquido. Pueden ser móviles y cambiar con la
posición o el movimiento del paciente.
Retroperitoneo: Región anatómica abdominopélvica, localizada por detrás del peritoneo,
que contiene, entre otros órganos, el páncreas, los grandes vasos abdominales, los riñones y
las glándulas suprarrenales.
Seborreas: Producción exagerada de sebo.
Sístole: Movimiento de contracción del corazón y de las arterias, para empujar la sangre
que contiene.
Sólido: Término aplicado a un tejido que no contiene líquido ni espacios vacíos (p. ej.,
tumores sólidos, hígado, músculos o corteza renal). Se observan múltiples ecos internos y
una atenuación moderada del haz ultrasónico.
Teratología: Ciencia que estudia las causas y efectos de las malformaciones congénitas.
Test de Apgar: Método utilizado en la evaluación del recién nacido. Se conceden puntos
hasta un máximo de diez en consonancia con un número de apartados. La puntuación se
realiza al minuto y a los diez minutos del nacimiento, teniendo un valor pronóstico sobre el
niño.
Tisular: Término relativo a cualquier tejido orgánico.
Trígono vesical: Trígono delimitado por los orificios de los uréteres y el de la uretra. El
origen de esta mucosa (que no es rugosa como en el resto de la vejiga) corresponde al
conducto mesonéfrico, en tanto que en el resto es derivada de la cloaca. También se
denomina trígono de Lietaud.
Ventana acústica: Tejido o estructura que apenas obstaculiza las ondas ultrasónicas y que,
por consiguiente, puede usarse para para obtener imágenes de una estructura más profunda.
Por ejemplo, la vejiga llena de orina constituye una excelente ventana acústica a través de la
cual pueden obtenerse imágenes de las estructuras pelvianas. De igual modo, el riñon
derecho se visualiza mejor a través del hígado que a través de la gruesa musculatura del
dorso; en este caso, el hígado es la ventana acústica.