Complementario_Principios basicos de Ecografia 2

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Principios básicos de ecografía 
Miguel Ángel Granados Ruiz: Médico. Insituto Pediátrico del Corazón. Hospital 12 de Octubre. 
Madrid 
OBJETIVOS 
Introducir al alumno en los conocimientos básicos de ultrasonografía para interpretar 
correctamente las imágenes ecográficas, así como la información que se puede obtener con las 
técnicas Doppler. 
Dar al alumno herramientas para enfrentarse a un equipo de ecocardiografía y realizar un estudio 
básico, obteniendo información de calidad del mismo. 
INTRODUCCIÓN 
La ecografía es una técnica de diagnóstico por imagen basada en la utilización de ultrasonidos. 
Debido a su accesibilidad, a su carácter no invasivo y a la gran información que proporciona, es una 
herramienta fundamental en el estudio de los tejidos blandos. El conocimiento de los principios 
básicos en los que se fundamenta permite una correcta utilización e interpretación y explica el 
hecho diferencial que tiene lugar en la edad pediátrica en el estudio ecográfico de las estructuras 
que componen el mediastino. 
El sonido se define en física como una onda mecánica y longitudinal. Se trata de una onda mecánica 
porque se trata de un movimiento vibratorio, que se propaga por el medio aprovechando las 
propiedades elásticas del mismo, y es longitudinal porque la dirección de vibración es paralela a la 
de propagación. Se puede definir, por tanto, como una energía transmitida a lo largo de un medio 
elástico por la oscilación de sus partículas a una determinada frecuencia. 
El oído humano tiene capacidad para detectar sonidos con una frecuencia máxima de 20 000 
ciclos/segundos (20 KHz). Los sonidos con una frecuencia superior se denominan ultrasonidos y no 
son detectados por el hombre, aunque sí por otros animales (delfín y murciélago: hasta 200 KHz). 
La frecuencia utilizada para la obtención de imágenes ecográficas está en el rango de 1 a 10 millones 
de ciclos/segundo (1-15 MHz). 
CARACTERÍSTICAS FÍSICAS DEL ULTRASONIDO 
Frecuencia 
La frecuencia de una onda de ultrasonido es en el número de ciclos o cambios de presión que 
ocurren en un segundo. El hercio o hertz (símbolo Hz) es la unidad de frecuencia del sistema 
internacional de unidades y equivale a 1 ciclo/segundo. La frecuencia está determinada por la fuente 
emisora del sonido y por el medio a través del cual está viajando. 
Velocidad de propagación 
Es la velocidad a la que puede viajar el sonido a través de un medio. El promedio de velocidad de 
propagación en tejidos blandos es de 1540 m/s (330 m/s a través del aire). La propagación del sonido 
 
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supone un transporte de energía en forma de ondas mecánicas sin transporte de materia por lo que 
la velocidad de propagación está determinada por las características del medio, especialmente la 
densidad y la compresibilidad. La velocidad es inversamente proporcional a la compresibilidad: las 
moléculas en los tejidos más compresibles están muy separadas por lo que transmiten el sonido 
más lentamente. En general, el sonido viaja a mayor velocidad en los sólidos que en los líquidos y 
en los líquidos mayor que en los gases. En el aire la velocidad de propagación es tan lenta que las 
estructuras que lo contienen no pueden ser evaluadas por ultrasonido. 
Amplitud 
La amplitud es la altura máxima que alcanza una onda. Hace referencia a la intensidad del sonido y 
se mide en decibelios (dB). 
Longitud de onda 
Se define como la distancia entre el inicio y el fin de un ciclo. La unidad de medida es el milímetro 
(mm). La longitud de onda se obtiene dividiendo la velocidad entre la frecuencia. 
INTERACCIONES DEL ULTRASONIDO CON LOS TEJIDOS 
Reflexión 
Se denomina interfase al límite o zona de contacto entre dos medios que transmiten el sonido a 
distinta velocidad. Cuando el haz de ultrasonidos llega a una interfase experimenta un fenómeno 
de reflexión: una parte del haz vuelve a la fuente emisora (“eco”) y el resto continúa propagándose 
hasta la siguiente interfase. La producción y detección de ecos constituye la base del diagnóstico 
ecográfico. 
 
Interacciones del ultrasonido con los tejidos. En la atenuación participa el resto de interacciones. 
La impedancia acústica es la resistencia que oponen los tejidos al paso del ultrasonido y es igual al 
producto de la densidad del medio por la velocidad de propagación del sonido en dicho medio. Si 
dos materiales tienen la misma impedancia acústica, su límite no produce eco. Si la diferencia es 
 
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pequeña, se producirá un eco débil y la mayor parte del haz seguirá viajando a través del segundo 
medio. Si la diferencia es grande, se producirá un eco intenso. Si la diferencia es muy grande, todo 
el haz de ultrasonido será reflejado y el eco será máximo. Típicamente, en los tejidos blandos la 
amplitud del eco que se produce en su interfase es baja. Sin embargo, las áreas que contienen hueso 
o aire no permiten que el ultrasonido pase más allá de la interfase y producen unos ecos muy 
intensos. El operador debe evitar este tipo de zonas y utilizar ventanas ultrasónicas específicas que 
le permitan explorar estructuras más profundas. Por el mismo motivo, los transductores deben ser 
acoplados directamente sobre la superficie de la piel o empleando gel, evitando así el contacto con 
el aire. 
Valores de densidad y velocidad de propagación del sonido 
Tejido Velocidad (m/s) Densidad (g/cm2) 
Grasa 1470 0,97 
Músculo 1568 1,04 
Hígado 1540 1,05 
Cerebro 1530 1,02 
Hueso cortical 3600 1,73 
Agua 1492 0,99 
Aire 332 0,01 
 
Intensidad de reflexión 
Interfase Reflexión 
Tejido blando/tejido blando 1% 
Tejido blando/hueso 46-70% 
Tejido blando/gas 99% 
 
La intensidad de la reflexión se expresa en escala de grises, de manera que los ecos más intensos se 
representan en tono blanco (hiperecoico), los más débiles en diversos tonos de gris (hipoecoico) y 
cuando no hay reflexión, en negro (anecoico). 
Las estructuras del cuerpo están formadas por diferentes tejidos, lo que da lugar a múltiples 
interfases. El elemento que mejor transmite los ultrasonidos es el agua, por lo que esta produce una 
imagen ultrasonográfica anecoica (negra). En general, los tejidos muy celulares son hipoecoicos, 
dado su alto contenido en agua, mientras que los tejidos fibrosos son hiperecoicos debido al mayor 
número de interfases presentes en ellos. 
Refracción 
La intensidad con la que un haz de ultrasonido se refleja depende también del ángulo de incidencia. 
La reflexión es máxima cuando la onda incide de forma perpendicular a la interfase entre dos tejidos. 
Si el haz incide de forma oblicua, la interacción es más compleja. El eco se refleja en parte con un 
ángulo igual al ángulo de incidencia. El haz que se transmite se desvía de la línea recta en una 
proporción que depende de la diferencia de impedancias de los tejidos que componen la interfase 
y del ángulo de incidencia del haz sobre dicha interfase. Este proceso se conoce como refracción y 
es directamente proporcional a la diferencia de incidencias (a mayor diferencia de impedancias, 
 
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mayor refracción) e inversamente proporcional a ángulo de incidencia (a mayor ángulo de 
incidencia, esto es, cuanto más se aproxime a 90°, menor refracción). 
A diferencia de la reflexión, que es la base para la toda la instrumentación diagnóstica, la refracción 
añade complejidad a la interpretación de los ecos ya que el objeto analizado no se encuentra en la 
dirección original del haz de ultrasonidos. 
Atenuación 
La intensidad del haz de ultrasonidos va disminuyendo progresivamente a medida que incide en 
estructuras más profundas como consecuencia de un fenómeno conocido como atenuación. En la 
atenuación intervienen varios procesos como reflexión, refracción, dispersión y absorción. La 
dispersión es la reflexión de los ecos en múltiples direcciones cuando las ondas chocan con una 
superficie pequeña e irregular. Finalmente, el ultrasonido también pierde intensidad porque parte 
de la energía es absorbida por los tejidos y transformada en calor.La cantidad de atenuación varía con la frecuencia del ultrasonido. Un haz de alta frecuencia se 
atenúa más que uno con baja frecuencia. Ello quiere decir que para estudiar estructuras localizadas 
profundamente es necesario emplear transductores de baja frecuencia. Las frecuencias bajas, por 
el contrario, penetran poco pero permiten obtener imágenes con una resolución mayor. El resultado 
es que los ecos que se originan en los tejidos más profundos tienen menor amplitud que los que se 
originan en zonas superficiales. Los equipos de ecografía disponen de herramientas que amplifican 
los ecos provenientes de zonas más profundas (time gain compensation [TGC]). La atenuación 
también se puede contrarrestar utilizando los armónicos (múltiplos de la frecuencia del sonido 
reflejado) en lugar de la frecuencia original. De esta manera, mediante el segundo armónico se 
puede mejorar la calidad de las imágenes obtenidas de las estructuras más alejadas al discriminar 
mejor entre el ruido y las señales reflejadas. 
Los líquidos son considerados como no atenuadores; el hueso es un importante atenuador, 
fundamentalmente mediante absorción y dispersión de la energía, mientras que el aire absorbe de 
forma potente y dispersa la energía en todas las direcciones. 
INSTRUMENTACIÓN 
Los ultrasonidos se generan en un dispositivo llamado transductor, el cual contiene uno o más 
cristales con propiedades piezoeléctricas. Estos cristales, al ser sometidos a una corriente eléctrica 
alterna, vibran y emiten ultrasonidos de una frecuencia característica. Las ondas reflejadas en los 
tejidos vuelven al transductor donde interaccionan con los cristales produciendo una señal eléctrica 
que será analizada y transformada por el equipo. Esta capacidad de los cristales de transformar la 
energía eléctrica en mecánica y viceversa es lo que conocemos como efecto piezoeléctrico. Los 
ultrasonidos no reflejados continuarán avanzando a través de los tejidos para seguir enviando 
información de estructuras más profundas. 
Existen varios tipos de transductores que difieren tan solo en la manera en que están dispuestos sus 
componentes. Los transductores lineales presentan cristales en línea que emiten haces paralelos de 
ultrasonido por lo que se obtiene una imagen rectangular. Necesitan una amplia superficie de 
contacto y ofrecen una imagen amplia del campo cercano por lo que son ideales para pequeñas 
estructuras. Una variante de transductor lineal es el convexo, que se adapta mejor a la superficie 
 
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corporal y permite un amplio campo a distancia. Los transductores sectoriales tienen una ventana 
pequeña y emiten haces divergentes de ultrasonido con los que se obtiene una imagen en abanico, 
muy estrecha en las proximidades del transductor y que se va haciendo más ancha a medida que 
aumenta la profundidad. La ventaja de este tipo de transductores es que con una superficie de 
contacto pequeña se consigue un ángulo de escaneo ancho. Son de gran utilidad en ecocardiografía 
transtorácica, ya que se puede dirigir el ultrasonido hacia el corazón a través de los espacios 
intercostales. En cardiología, se emplean transductores sectoriales con frecuencias comprendidas 
entre 1 y 3,5 MHz para adultos y entre 4 y 12 MHz en niños. 
El transductor habitualmente no emite ultrasonidos de forma continua, sino que genera grupos o 
ciclos de ultrasonidos amanera de pulsos. Alterna de forma continuada, por tanto, dos fases: 
emisión de ultrasonidos y recepción de ecos. La frecuencia con la que el generador produce pulsos 
eléctricos en un segundo se llama frecuencia de repetición de pulsos y es mejor conocida por sus 
siglas en inglés (PRF, pulse repetition frequency). La frecuencia de repetición de pulso determina el 
intervalo de tiempo entre la emisión y recepción de los ultrasonidos. Este intervalo de tiempo debe 
ser el adecuado para que un pulso de ultrasonido alcance un punto a una determinada profundidad 
y vuelva en forma de eco al transductor antes de que se emita el siguiente pulso. La frecuencia de 
repetición de pulso suele variar entre 1000 y 10 000 KHz y está determinada por la profundidad a la 
que se encuentra la estructura en estudio. 
 
Frecuencia de repetición de pulso. 
Una vez recibidos los ecos en el transductor, los impulsos eléctricos generados (reversibilidad del 
efecto piezoeléctrico) acaban en un convertidor analógico-digital que adapta cada línea de barrido 
para obtener las imágenes que se visualizan en el monitor en tiempo real. 
CARACTERÍSTICAS DE LA IMAGEN ECOGRÁFICA 
La calidad es el aspecto más importante de una imagen ecográfica dado que determina su utilidad 
diagnóstica. Los parámetros que definen la calidad de una imagen están relacionados con la 
resolución. Se entiende por resolución la habilidad para distinguir. Los componentes de la resolución 
en imagen ecográfica son: resolución espacial, resolución temporal y resolución de contraste. 
 
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Resolución espacial 
La resolución espacial es la habilidad para distinguir entre dos objetos localizados en distinta 
posición. Se trata, en definitiva, de la capacidad para definir detalles. Tiene, a su vez, dos component 
es: axial y lateral. 
 
Resolución axial: capacidad para distinguir dos reflectores (identificarlos como distintos) que se localizan uno al lado del 
otro a lo largo de la longitud del haz. Resolución lateral: capacidad para distinguir dos reflectores (identificarlos como 
distintos) que se localizan uno al lado del otro en un eje perpendicular a la dirección del haz. 
La resolución axial es la capacidad para distinguir dos ecos que se originan en dos puntos que están 
colocados lado a lado, alineados secuencialmente a lo largo de la longitud del haz. Está 
inversamente relacionada con la longitud de onda (si la distancia entre dos puntos es menor que la 
longitud de onda, el equipo no tiene capacidad para distinguirlos), de manera que el único control 
que tiene el explorador sobre la resolución axial es la selección de frecuencia. Por tanto, a mayor 
frecuencia, mejor resolución axial. Teniendo en cuenta que el ultrasonido utilizado en diagnóstico 
(entre 1 y 10 MHz) tiene longitudes de onda entre 0,15 y 1,5 mm (0,15 mm para 10 MHz y 1,5 mm 
para 1 MHz), el rango de resolución axial de los equipos actuales se mueve ese margen. 
La resolución lateral es la capacidad para distinguir entre dos ecos que se originan en dos puntos 
que están colocados uno al lado del otro, en dirección perpendicular al haz de ultrasonido. En 
ecografía, la resolución axial es mejor que la lateral y además presenta menos variaciones. Esto 
significa que la resolución lateral es el aspecto más limitante de la resolución espacial. 
Los factores que afectan la resolución lateral son: anchura del haz de ultrasonido, la frecuencia, 
densidad de escaneo. El factor determinante de la resolución lateral es la anchura del haz, siendo 
mayor la resolución a menor anchura de este. Además, la resolución lateral es altamente 
dependiente de la profundidad, dado que la anchura del haz puede aumentar significativamente a 
lo largo del recorrido por efecto de la dispersión. El explorador tiene poco control sobre este 
parámetro ya que la anchura del haz en buena parte es función del diseño del transductor. Existe, 
sin embargo, un recurso técnico denominado foco que disminuye la anchura del haz a la 
profundidad a la que se encuentra el objeto que se quiere visualizar. 
 
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Resolución lateral: capacidad para distinguir dos reflectores (identificarlos como distintos) que se localizan uno al lado 
del otro en un eje perpendicular a la dirección del haz. Haz estrecho: los reflectores que están más separados entre sí 
que la anchura del haz son resueltos espacialmente. Haz ancho: los reflectores que están más próximos entres sí que la 
anchura del haz no son resueltos espacialmente. 
La frecuencia también influye en la forma del haz: a mayores frecuencias el haz se hace más 
estrecho. Por tanto, la resolución lateral aumenta con frecuenciasmás altas. Por último, el número 
de líneas de escaneo que componen la imagen contribuye a la resolución lateral: a mayor número 
de líneas de escaneo, mejor resolución lateral. 
Resolución temporal 
La resolución temporal es la capacidad para separar eventos en el tiempo o, lo que es lo mismo, 
para detectar que un objeto se mueve. La frecuencia a la que se producen las imágenes afecta la 
visualización de las estructuras en movimiento. El límite de la resolución temporal del ojo humano 
es aproximadamente 40 ms, lo que significa que eventos separados en el tiempo por más de 40 ms 
se identifican visualmente como ocurridos en diferentes momentos, mientras que sucesos que 
ocurren en un intervalo de tiempo menor de 40 ms se interpretan como simultáneos. Este nivel de 
resolución temporal determina que el número de imágenes por segundo (conocido como frame 
rate) necesario para diferenciar en tiempo real estructuras en movimiento debe ser igual o superior 
a 25 imágenes por segundo (una imagen cada 40 ms = 25 imágenes en 1000 ms). Si la frame rate 
está por debajo de 20, aparece un fenómeno llamado parpadeo como resultado de la capacidad del 
ojo humano de ver las imágenes separadas en el tiempo. 
Para generar una imagen, el ultrasonido debe viajar hasta la profundidad seleccionada en los dos 
sentidos a lo largo de las líneas de escaneo. La distancia total que tiene recorrer aumenta con la 
profundidad y con el número de líneas de escaneo. Además, el tiempo disponible para generar cada 
imagen está limitado por la frame rate seleccionada (a mayor frame rate, menor tiempo dedicado 
a cada imagen). Es evidente, por tanto, que la velocidad de propagación del ultrasonido en los 
tejidos (1540 m/s) constituye una limitación para la libre elección de parámetros que influyen en la 
calidad de las imágenes. 
 
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Resolución de contraste 
La resolución de contraste es la capacidad para distinguir entre tamaños de señal. Se trata de detectar 
pequeñas diferencias de intensidad en una imagen. La resolución de contraste puede mejorarse en el 
proceso de formación de imágenes modificando la compresión o rango dinámico. El rango de amplitud 
de los pulsos de ultrasonidos se expresa de forma logarítmica en un rango de decibelios que se 
denomina rango dinámico. La compresión elimina niveles de grises, tanto de alta amplitud de señal 
(blancos y grises claros) como de baja intensidad (negros y grises oscuros). El número de decibelios 
del rango dinámico se reduce por compresión. Una alta compresión con un rango dinámico estrecho 
(por ejemplo, 30 dB) crea una imagen de alto contraste. Por el contrario, una compresión baja con 
amplio rango dinámico (por ejemplo, 60 dB) muestra una imagen de bajo contraste y con muchos 
tonos de gris. La resolución de contraste también se puede mejorar mediante la adición de color ya 
que el ojo humano puede distinguir entre más tonos de color que tonos de gris. 
Optimización de las características de la imagen 
Resolución espacial/profundidad 
Las frecuencias altas se asocian con mejor resolución espacial (tanto lateral como axial), pero estas 
frecuencias también sufren mayor atenuación. El estudio de pequeñas partes a profundidades de 
hasta 4 cm puede realizarse usando frecuencias de 5 MHz en adelante. Sin embargo, para alcanzar 
mayor profundidad es necesario emplear frecuencias más bajas, a costa de comprometer la 
resolución espacial. El dilema de balancear la resolución espacial con la profundidad puede ser 
parcialmente abordado mediante el uso de transductores multifrecuencia, que combinan las 
ventajas de la alta resolución espacial de las altas frecuencias con las de la penetración en 
profundidad que permiten las bajas frecuencias. 
Frame rate/densidad de líneas de escaneo/profundidad 
La resolución lateral mejora con un mayor número de líneas de escaneo. Además, es preciso 
seleccionar una frame rate alta para visualizar estructuras en movimiento como sucede en cardiología. 
Sin embargo, el número de líneas de escaneo generadas por segundo está limitado por el tiempo 
requerido en producir cada una de ellas a una determinada profundidad. Si se precisa una frame rate 
alta, debe reducirse el número de líneas o la profundidad. Para una determinada profundidad, una 
frame rate alta solo puede mantener reduciéndose el número de líneas de escaneo. 
Resumen de conflictos y soluciones 
Para una resolución lateral alta: 
 La frecuencia debe ser alta. 
 El número líneas de escaneo debe ser alto. 
 La profundidad estará limitada. 
 La frame rate puede estar limitada. 
Para estructuras profundas: 
 La frecuencia debe ser baja. 
 
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 La resolución espacial se reduce. 
 La frame rate puede estar limitada. 
Para estructuras con movimiento rápido (frame rate alta): 
 El número de líneas de escaneo puede estar limitado. 
 La resolución lateral puede verse reducida. 
 La profundidad puede estar limitada. 
Ecogenicidad 
 Se denomina ecogenicidad a la capacidad de las estructuras para producir ecos. En función 
de la ecogenicidad, las imágenes ecográficas pueden clasificarse en: anecoicas, hipoecoicas 
e hiperecoicas. 
 Anecoicas: el haz de ultrasonido atraviesa un medio sin interfases. Se visualizan como 
imágenes negras (no hay ecos). 
 Hipoecoicas o hipoecogénicas: el ultrasonido atraviesa interfases con poca diferencia de 
impedancia. Se visualizan como imágenes grisáceas (ecos de poca intensidad). 
 Hiperecoicas o hiperecogénicas: el haz atraviesa estructuras con una gran diferencia de 
impedancia. Se visualizan como imágenes blancas (ecos de gran intensidad). 
ARTEFACTOS EN ECOGRAFÍA 
Como en otras áreas de la imagen, los sistemas de ultrasonido pueden generar información equívoca 
que puede conducir a falsas interpretaciones. Los artefactos son errores en las imágenes causados por 
procesos físicos que afectan al haz de ultrasonido. Aunque algunos de estos artefactos en realidad 
pueden proporcionar información útil o permitir nuevas interpretaciones, la mayoría son peligros 
potenciales que pueden confundir el examinador si no se tienen en cuenta. Los principales artefactos 
son: reverberación, imagen en espejo, sombra acústica, refuerzo posterior, anisotropía. 
El artefacto de reverberación aparece como múltiples líneas hiperecogénicas paralelas que van 
disminuyendo de intensidad. Se produce cuando ecos de gran amplitud son reflejados de nuevo a nivel 
del transductor y vuelven a entrar en el paciente. Típicamente se produce en interfases tejido blando-aire. 
 
Artefacto de reverberación. Ecografía torácica de una paciente de 16 meses. Corte longitudinal. Los cartílagos costales 
aparecen hipoecogénicos. El artefacto de reverberación (flecha) está producido por la interfase pleura-aire. 
 
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El artefacto especular se produce cuando el haz de ultrasonido atraviesa una superficie altamente 
reflectante (diafragma, pericardio) e incide con una determinada angulación. La superficie actúa 
como espejo y refleja el ultrasonido hacia un segundo reflector (la imagen real). El camino de vuelta 
de estos ecos es mayor que camino de los ecos que inciden sobre la imagen real. El sistema cree 
que el segundo reflector está más allá de la primera superficie y es en ese lugar donde aparece en 
la imagen. 
 
Imagen en espejo. La vena cava inferior se representa en la pantalla a ambos lados del diafragma (flecha). 
La sombra acústica se produce cuando el ultrasonido se encuentra con una superficie altamente 
reflectante que “rebota” todos los ecos. Esa superficie (hueso, calcio, metal) es hiperecoica pero 
detrás de la misma se produce una sombra anecoica. 
 
Sombra acústica. Imagen de un cálculo en la vejiga. Una porción importante del haz es absorbida y produce una sombra 
negra homogénea. 
El refuerzo posterior (se produce cuando el haz de ultrasonido atraviesa estructuras con poca 
atenuación (sangre, líquidos) en comparación con los tejidos vecinos y que, por tanto, permiten su 
paso sin dificultad. Detrásde estas estructuras se produce un falso aumento de ecogenicidad con 
relación a las zonas vecinas a igual profundidad como resultado de la ausencia de atenuación. 
Típicamente se produce detrás de la vesícula biliar y de las estructuras quísticas. 
 
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Refuerzo posterior. Imagen de la vesícula biliar en un eje transversal y en un eje longitudinal. Falso aumento de 
ecogenicidad en relación con zonas vecinas. 
La anisotropía describe la dependencia angular de las fibras musculares con el haz de ultrasonidos. 
La orientación de las fibras con respecto al haz determina la cantidad de energía acústica que va a 
ser devuelta al transductor. De esta manera, cuando las fibras están paralelas al haz regresa menos 
energía que cuando se disponen perpendicularmente. 
MODALIDADES DE ECOGRAFÍA 
La información recogida por los equipos de ecografía puede representarse en cuatro modos 
distintos: modo A (amplitud), modo B (brillo), modo M (movimiento) y visualización en tiempo real. 
Modo A (modulación de amplitud) 
El modo A es el primero que se desarrolló y en la actualidad tiene escasas aplicaciones clínicas. La 
señal del ultrasonido reflejado en el objeto se muestra como una espícula vertical (amplitud 
proporcional al voltaje), la cual contiene información relativa a su ubicación y profundidad. 
 
Modo A. Modulación de amplitud. Espículas verticales. 
Modo B (modulación del brillo) 
En el modo B simple, las espículas son reemplazadas por puntos que brillan con una intensidad 
proporcional a la del eco. El modo B compuesto (modo 2D o bidimensional) incorpora el 
 
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almacenamiento de los puntos B mientras se mueve el transductor, lo que da lugar a una imagen 
constituida por muchas líneas individuales en modo B simple (imagen bidimensional estática). 
 
Modo B compuesto. Modulación de brillo. Puntos que brillan. 
Modo M (time motion mode) 
El modo M es una variante del modo B compuesto en la que se utiliza un solo haz de ultrasonido 
para obtener imágenes unidimensionales en movimiento. A lo largo de la línea que representa el 
haz se representan los ecos como puntos de brillo de distinta intensidad, a una distancia también 
proporcional al tiempo que tardan en ser recibidos. Se presenta en un trazado continuo sobre dos 
ejes: en el eje vertical se dispone la línea de puntos; y en el horizontal, el tiempo. Es de gran utilidad 
en cardiología dado que es posible la sincronización con el ECG y modificar la velocidad de barrido. 
Permite medir con precisión los diámetros de las cavidades y los grosores de las paredes en cada 
momento del ciclo cardiaco e identificar movimientos anormales (válvulas, paredes ventriculares). 
 
Modo M. Sección del corazón en la proyección paraesternal eje largo (arriba) e imagen ecocardiográfica de la proyección y 
trazado en modo M (debajo). La línea seleccionada corta transversalmente el ventrículo izquierdo inmediatamente distal al 
borde libre de los velos de la válvula mitral. Las líneas de brillo representan el movimiento en el tiempo de las distintas 
estructuras que reflejan el haz de ultrasonido a su paso (endocardio del septo interventricular, endocardio y pericardio de la 
pared posterior). En esta posición, es posible medir los diámetros diastólico y sistólico del ventrículo izquierdo y calcular así 
las fracciones de acortamiento y de eyección, y los espesores del septo y de la pared posterior. CAE Healthcare© 2015. 
 
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Visualización en tiempo real 
En esencia es el modo B dinámico. Es el modo más utilizado en el momento actual. Proporciona una 
imagen dinámica de alta calidad de las estructuras en estudio. La imagen se forma por la emisión de 
un número elevado de líneas de barrido B por unidad de tiempo de manera que el ojo humano la 
percibe como una imagen en movimiento. Permite estudiar estructuras en continuo movimiento 
como las paredes del corazón, las válvulas cardiacas… 
DOPPLER 
Efecto Doppler 
El físico austriaco Christian Johann Doppler enunció en 1843 el efecto que lleva su nombre y que 
describe el cambio de frecuencia que se produce en un sonido cuando existe movimiento relativo 
entre la fuente emisora y el receptor. Esta diferencia de frecuencia se denomina frecuencia 
Doppler. 
 
Los ejemplos de este fenómeno se reproducen numerosas veces en la vida diaria, siendo el más 
típico el cambio de tonalidad en la sirena de una ambulancia, que escuchamos con tono agudo 
cuando se acerca al punto del observador y con tono grave cuando se aleja del mismo. Si la fuente 
productora del mismo está en reposo, la frecuencia con la que se emitió el sonido (fo) será igual a 
la frecuencia de recepción (fr). Si la fuente productora se aleja del objeto receptor del sonido, este 
será escuchado con una frecuencia de recepción menor que la realmente emitida (fr < fo). Por 
último, si la fuente productora de sonido se acerca al objeto receptor, habrá una compresión de las 
ondas que hará que el sonido se escuche a una frecuencia mayor a la realmente emitida por el 
objeto (fr > fo). 
El efecto Doppler se aplica a todos los tipos de ondas (luz, ondas de radar…). En medicina, se 
utiliza fundamentalmente para estudiar el movimiento de la sangre. En este caso, el transductor 
emite ultrasonidos hacia el torrente sanguíneo y actúa como fuente estática. Los hematíes son 
los elementos formes más numerosos de la sangre y actúan como receptores del ultrasonido 
(reflectores). El cambio de frecuencia detectado por el transductor depende de la velocidad y 
 
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dirección del flujo, del ángulo entre el haz de ultrasonido y la dirección del flujo y de la velocidad 
de transmisión del sonido en los tejidos. La ecuación Doppler describe matemáticamente esta 
relación: 
fD = 
2v f cos ϕ
c
 
fD: diferencia de frecuencia observada o frecuencia Doppler; f: frecuencia emitida; v: velocidad de la sangre; c: velocidad 
del sonido en tejidos humanos a 37 °C (1560 m/s); φ: ángulo entre el haz de ultrasonido y la dirección del flujo 
sanguíneo. 
La diferencia de frecuencia o frecuencia Doppler generalmente está en el rango de los KHz (KHz = 
1000 ciclos/s) y, por tanto, produce una señal audible. Esta señal Doppler consiste en un espectro 
de frecuencias (para cada hematíe la ecuación Doppler calcula una diferencia de frecuencia y no 
todos los hematíes se mueven a la misma velocidad) que pueden ser electrónicamente procesadas 
y representadas gráficamente. Para representar la señal Doppler, desglosándola en sus 
componentes individuales, es necesario realizar lo que se conoce como análisis espectral. La 
representación gráfica del análisis espectral es bastante compleja y requiere la utilización de un 
algoritmo matemático llamado transformación rápida de Fourier (fast Fourier transform [FFT]) con 
el cual se consigue descomponer la señal en las frecuencias simples que la componen. De esta 
manera, se obtiene una gráfica o curva en la que la frecuencia Doppler o velocidad se muestra en el 
eje vertical y el tiempo en el horizontal, mientras que la amplitud o potencia de cada componente 
del análisis se presenta en escala de grises. Dado que la potencia de la señal es proporcional a la 
densidad de células sanguíneas, un punto brillante en un gráfico de análisis espectral significa que 
en ese instante se detectó un gran número de células con esa determinada frecuencia Doppler o 
velocidad, mientras que una zona negra significa que no se detectaron elementos con esa velocidad. 
Por convención, las señales de los flujos que se acercan al transductor aparecen representadas 
sobre la línea de base del espectro y las que se alejan, por debajo. 
 
Espectro Doppler obtenido en el tracto de salida de ventrículo izquierdo de un paciente normal. Curva en la que la 
velocidad se muestra en el eje vertical y el tiempo en el horizontal. Los puntos brillantes significan que en ese momento 
se detectó un gran número de hematíes con esa determinada velocidad. Las zonas negras dentro de la curva reflejan 
que no se detectaron elementos conesa velocidad. El flujo se aleja del transductor, por lo que la señal aparece 
representada por debajo de la línea de base del espectro. 
 
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Cuando el flujo dentro del corazón o en un vaso sanguíneo es laminar, los hematíes se mueven con 
velocidades muy similares. En esta situación, la diferencia de frecuencias Doppler es uniforme y 
produce un sonido en la salida de audio del equipo de alta frecuencia, musical, y una banda de 
frecuencias Doppler estrecha en la pantalla gráfica. Sin embargo, cuando el flujo es turbulento, los 
hematíes se mueven en múltiples direcciones y distintas velocidades, de manera que el espectro 
está compuesto por múltiples frecuencias Doppler y el sonido que se produce es áspero, duro. 
La ecuación Doppler permite calcular la velocidad del flujo sanguíneo despejándola a partir de la 
fórmula original. De esta manera: 
fD = 
2v f cos ϕ
c
 v = 
fDc
2 f cos ϕ
 
Para una velocidad determinada, la máxima diferencia de frecuencia (o, lo que es lo mismo, la 
velocidad máxima) se obtiene cuando el ángulo de incidencia (φ) es 0° o 180°, dado que el coseno 
de 0° es 1 y el de 180°, -1. Con ángulos < 20°, el coseno de φ es lo suficientemente cercano a 1 como 
para poder asumirse el error (coseno 20° = 0,94; error: 6%). 
Teniendo en cuenta que podemos calcular la velocidad del flujo determinando la frecuencia Doppler 
(fD o diferencia de frecuencia), hablamos indistintamente de frecuencia Doppler y velocidad. 
Tipos de Doppler e instrumentación 
Existen básicamente tres tipos de Doppler para el estudio del flujo de la sangre: continuo, pulsado 
y color. 
Doppler continuo 
Los transductores de Doppler continuo contienen dos cristales, uno para emitir continuamente con 
una frecuencia constante y otro para recibir continuamente los ecos reflejados. La señal obtenida 
con un sistema de emisión continua puede ser extremadamente compleja, debido a que en ella se 
suman las frecuencias Doppler de todos los flujos que el haz de ultrasonido se encuentra a su paso. 
Además, el Doppler continuo no ofrece información acerca de la profundidad a que se encuentra el 
reflector. No es posible, por tanto, estudiar la velocidad de flujo selectivamente en una posición 
determinada. La ventaja del Doppler continuo es que no tiene límites en la detección de velocidades 
máximas. 
Doppler pulsado 
En los sistemas de Doppler pulsado un único cristal emite ultrasonidos y recibe la señal de forma 
alternante. De esta manera, un pulso corto de ultrasonido es transmitido a una profundidad 
seleccionada por el operador con una frecuencia denominada pulse repetition frequency (PRF). La 
diferencia de frecuencia tiene que ser analizada en una ventana de tiempo entre pulso y pulso. Dado 
que la velocidad de conducción del sonido en tejidos humanos es constante, el tiempo entre la 
emisión de un pulso y el siguiente condiciona la profundidad a la que se puede producir el muestreo. 
La ventana de análisis seleccionada recibe el nombre de volumen de muestra. Su anchura está 
determinada por la anchura del haz de ultrasonido y su longitud por el intervalo de tiempo 
seleccionado para detectar los ecos de retorno. El límite inferior de este intervalo de tiempo es la 
duración del pulso de ultrasonido. 
 
16 
La principal ventaja del Doppler pulsado es la posibilidad de estudiar el flujo en una zona específica 
cuya localización y profundidad puede variarse. Sin embargo, la principal desventaja es que existe 
un límite máximo de frecuencia para cada profundidad. 
Dado que un cristal no puede emitir y recibir a la vez, existe un límite en cuanto a la frecuencia con 
que puede ser “pulsado”. La frecuencia de repetición de pulso máxima (PRFm) está limitada por la 
profundidad máxima a la que queramos explorar (R) y por la velocidad del ultrasonido en el medio 
(c), según la siguiente ecuación: 
PRFm = 
c
2P
 
El factor 2 tiene en cuenta el recorrido del haz, desde la sonda al reflector y desde el reflector a la 
sonda. A mayor profundidad, por tanto, menor PRF. 
Los sistemas de ultrasonido emplean como mínimo dos pulsos de la señal para determinar sin 
ambigüedad la frecuencia de un reflector. Es decir, se requiere un mínimo de dos muestras para 
determinar que la amplitud ha oscilado por encima o por debajo de 0 en el intervalo de tiempo de 
un periodo. Este límite en la detección de la velocidad se conoce como límite Nyquist para el Doppler 
pulsado y determina que la frecuencia máxima, fD max, que puede detectarse corresponda a la mitad 
de la frecuencia de repetición de pulso o, lo que es lo mismo, que la frecuencia de repetición de 
pulso deba ajustarse para que sea al menos el doble de la frecuencia máxima que queramos 
detectar. 
Límite Nyquist = fDmáx = 
PRF
2
 
Por tanto, para estudiar reflectores que se mueven a una velocidad elevada es preciso trabajar con 
frecuencias de repetición de pulso altas (aumentar el PRF) o extender el límite Nyquist. 
Por tanto, para estudiar reflectores que se mueven a una velocidad elevada y que producen un gran 
cambio de frecuencia, es preciso trabajar con frecuencias de repetición de pulso altas. 
La frecuencia de emisión del transductor también determina la capacidad para detectar la velocidad 
máxima del reflector. La siguiente formula relaciona la profundidad (R) con la frecuencia del 
transductor (f), el ángulo de incidencia (φ) y la velocidad máxima del reflector (Vmáx): 
Vmáx=
c2
8fP cos ϕ
 
Se puede deducir que con transductores de baja frecuencia es posible detectar velocidades más 
altas y que a medida que aumenta la profundidad, la velocidad máxima que puede medirse 
disminuye. 
La siguiente tabla relaciona la velocidad máxima detectable en función de la profundidad y 
frecuencia del transductor para un ángulo incidencia de 0°. 
 
 
 
17 
Límite máximo de velocidad 
Profundidad (cm) 2 MHz 5 MHz 10 MHz 
1 1480 590 295 
5 295 120 60 
10 150 60 30 
15 100 40 20 
20 75 30 15 
 
Se pueden emplear dos métodos para extender el límite Nyquist (esto es, para aumentar la 
velocidad máxima que puede ser detectada): el desplazamiento del cero y la frecuencia de 
repetición de pulsos elevada (high pulse repetition frequency [HPRF]). 
Con el desplazamiento del cero en un sentido u otro de la línea de base, el sistema puede mostrar 
cambios en la frecuencia desde cero hasta la frecuencia de repetición del pulso (en lugar de PRF/2). 
Si se emplea una frecuencia de repetición de pulsos mayor, el sistema está enviando cada pulso 
antes de que el pulso precedente haya retornado desde la profundidad seleccionada. Para ello el 
sistema utiliza múltiples volúmenes de muestra situados en fracciones armónicas del volumen 
principal de muestra (algunos equipos lo hacen automáticamente y cambian al modo HPRF cuando 
la velocidad detectada está en torno a los 150-200 cm/s). Sin embargo, dado que se puede detectar 
flujo en cada volumen de muestra, las exploraciones realizadas con HPRF pueden mostrar múltiples 
frecuencias en el espectro de señales y generar confusión. 
Cuando las frecuencias detectadas exceden el límite Nyquist, el equipo corta la señal y la representa 
de forma ambigua en la dirección opuesta. Este fenómeno se conoce como aliasing. Se trata de un 
fenómeno complejo como resultado de que las frecuencias elevadas son inadecuadamente 
muestreadas por el sistema de ultrasonidos. Como consecuencia, estas señales están siendo 
detectadas como señales de baja frecuencia y por lo tanto mostradas así en el análisis espectral. El 
problema del aliasing puede corregirse incrementando la frecuencia de repetición de pulso. 
 
Ilustración del proceso del muestreo y su relación con el aliasing. Las líneas verticales indican el intervalo de muestreo. 
1) Sobremuestreo: más de dos líneas por periodo. 2) Muestreo crítico: solo dos líneas por periodo. 3) Inframuestreo: 
menos de dos líneas por período; la línea de puntos muestra el componente falso (alias) que se genera. 
 
 
 
18 
 
Espectro Doppler obtenidoen el tracto de salida de ventrículo izquierdo de un paciente con anemia. La velocidad del 
flujo es superior a 160 cm/s. La curva aparece amputada y se representa de forma ambigua en la dirección opuesta 
(aliasing). El muestreo se está haciendo con una frecuencia menor que el doble de la frecuencia máxima en la señal que 
se está adquiriendo (frecuencia de Nyquist). 
Un ejemplo de aliasing ocurre en las películas de cine, cuando, por ejemplo, las ruedas de una 
carreta en una película del Oeste parecen moverse hacia atrás. Se trata de un aliasing óptico, 
causado por el hecho que el ritmo de las imágenes de la cámara (24 frames por segundo) no es lo 
suficientemente rápido para resolver la posición de los radios de las ruedas. 
Doppler color 
El color o imagen de flujo en color (color-flow imaging) es un modo de exploración que incorpora 
información sobre los flujos codificada en color sobre la imagen en bidimensional en tiempo real. 
Esta información se obtiene de la misma manera que con Doppler pulsado, interrogando al mismo 
tiempo múltiples volúmenes de muestra de forma secuencial en una superficie seleccionada por el 
operador que se denomina caja de color. Esta caja está compuesta por una serie de unidades 
homogéneas de color (píxeles), codificados con un color distinto en función de la dirección del 
movimiento detectado (habitualmente rojo para los flujos que se acercan al transductor y azul para 
los que se alejan) y cuya saturación de color es proporcional a la frecuencia media de los ecos 
procedentes del volumen que equivale a esa unidad o píxel (los reflectores que se mueven a 
velocidad alta se representan con un color más brillante y los lentos más oscuro). 
Para obtener una adecuada estimación de la frecuencia media, la sonda debe enviar un mínimo de 
ocho a diez pulsos por cada línea de color y ello tiene importantes repercusiones sobre el número 
de imágenes por segundo que se pueden mostrar (frame rate). 
El Doppler color permite la visualización rápida de gran cantidad de información, lo que es de gran 
interés en el estudio hemodinámico: identifica la presencia de flujos y las características de los 
mismos, detecta alteraciones en los flujos y permite definir la orientación de los jets. Sin embargo, 
este modo no representa la velocidad máxima, con la que se suele estar más familiarizado, sino la 
media de velocidades. Además, el límite Nyquist se alcanza con facilidad incluso con flujos normales 
lo que hace que aparezca aliasing con velocidades no excesivamente altas. 
 
19 
GRADIENTES DE PRESIÓN Y ESTIMACIÓN DE PRESIONES INTRACARDIACAS 
La introducción de la ecocardiografía-Doppler en la práctica clínica ha supuesto un antes y un 
después en la capacidad para estimar de forma no invasiva la repercusión hemodinámica de una 
cardiopatía estructural. Con la ecocardiografía en modo M y bidimensional, la valoración de la 
repercusión solo puede hacerse en base a las consecuencias hemodinámicas (dilatación de 
cavidades, hipertrofia…). Sin embargo, el estudio de los flujos de la sangre (velocidad y dirección) 
mediante ecocardiografía-Doppler se puede utilizar para calcular directamente la gravedad de una 
lesión. 
Medición de gradientes de presión 
En situaciones normales, los diferentes componentes de la sangre se mueven homogénea y 
linealmente en forma de capas concéntricas, aunque con velocidad menor en la periferia por efecto 
de la viscosidad del fluido. Cuando este flujo se acerca a un orificio restrictivo, se produce una 
aceleración lineal de manera que aumenta progresivamente su velocidad en dirección al centro del 
orificio. Existe, por tanto, un área de aceleración gradual del flujo antes de que el jet alcance su 
máxima velocidad en un área conocida como vena contracta. El jet penetra en la cámara receptora 
y la inercia del flujo supera la fuerza de cohesión entre las capas, haciendo que las líneas de flujo se 
fragmenten y se formen vórtices con trayectoria variable. La posición de la vena contracta con 
relación al orificio restrictivo depende de la geometría del mismo: si el flujo alcanza el orificio de 
forma progresiva, la vena contracta se localiza cerca del mismo; si lo hace abruptamente, el jet 
continúa reduciéndose más allá de la estenosis. 
 
Flujo a través de un orificio estrecho: si el flujo alcanza el orificio abruptamente, el área de flujo continúa disminuyendo 
más allá de la estenosis. La zona ubicada entre la estenosis y la pared del vaso presenta flujo con velocidades muy bajas 
(zona muerta). Más allá de la estenosis existe una zona de separación entre el flujo y la pared en la cual se forman los 
vórtices o remolinos. 
La ecuación de continuidad establece que el flujo en un tubo rígido, si no existe pérdida de fluido, 
ha de permanecer constante. El flujo en un punto determinado es el producto de la superficie de la 
sección del conducto por la velocidad con que flujo el fluido. 
 
20 
 
Ecuación de continuidad. 
La aceleración de flujo que se produce a través de la estenosis se denomina aceleración convectiva 
(transforma la energía potencial en energía cinética) y se alcanza por la caída en la presión a través 
del área de obstrucción (de acuerdo con el principio de conservación de la energía). La ecuación de 
Bernoulli muestra la relación entre la caída de presión y la velocidad: 
 
P1: presión en localización 1; P2: presión en localización 2; ρ: densidad de la sangre (1060 kg/m3); V1: velocidad en 
localización 1; V2: velocidad en localización 2; dV: cambio de velocidad en el período de tiempo determinado; ds: distancia 
a través de la cual se produce la caída de presión; R: resistencia viscosa del vaso; V: velocidad del flujo sanguíneo. 
Por tanto, la caída de presión que se produce cuando atraviesa un orificio restrictivo depende de 
tres factores: 1) la aceleración convectiva, es decir, la conversión en energía cinética de la fuerzas 
convectivas a medida que el flujo aumenta su velocidad a través de la estenosis; 2) la pérdida de 
energía resultante de la aceleración inicial que se produce cuando el flujo se acerca al orificio 
restrictivo; 3) la pérdida de energía que se produce como resultado de la fricción del fluido contra 
las paredes del orificio o vaso. 
Dado que la velocidad proximal al jet es mucho más pequeña (inferior a 1 m/s) que la velocidad 
máxima del jet, V12 se puede despreciar. La caída de presión por fricción es también menor en la 
mayor parte de situaciones clínicas que se pueden presentar en cardiología. Finalmente, la densidad 
de la sangre es 1060 kg/m3. 
De esta manera, la ecuación de Bernoulli puede simplificarse a: 
P1 - P2 = ½ (1060 kg/m3) (V22) 
Velocidad en m/s; presión en Pa. 
Empleando el sistema internacional de medidas, el gradiente de presión calculado aparecería en 
pascales (Pa). Teniendo en cuenta que 1 Pa equivale a 0,00750061 mmHg, la ecuación puede 
presentarse también como: 
P1-P2 = 4 (V22) 
Velocidad en m/s; presión en mmHg. 
 
21 
La ecuación de Bernoulli simplificada puede utilizarse para calcular el gradiente de presión a través 
de una válvula estrecha, de un orificio de regurgitación o de un defecto septal. Es necesario emplear 
una técnica meticulosa a la hora de registrar el pico de velocidad del jet (V2). En este sentido, la 
alineación del haz de ultrasonido con respecto al jet es fundamental. Un ángulo de incidencia 
prácticamente paralelo al jet asegura un cálculo correcto. Además, la determinación es más fiable 
cuando la estimación del gradiente se ha hecho desde distintas proyecciones. 
La velocidad que se determina mediante ecocardiografía Doppler es la velocidad máxima 
instantánea, por lo que el gradiente que se obtiene aplicando la ecuación de Bernoulli simplificada 
es el gradiente máximo instantáneo. Este gradiente máximo es siempre mayor que el gradiente pico 
a pico medido en el laboratorio de hemodinámica. El gradiente pico a pico en la estenosis aórtica, 
por ejemplo, es la diferencia de presión entre el pico de presiónen ventrículo izquierdo y el pico de 
presión en aorta ascendente, picos que no se producen de forma simultánea y, por tanto, no reflejan 
una medida fisiológica. La diferencia es más marcada en pacientes con obstrucción leve o moderada 
en los que la presión arterial se incrementa más durante la sístole. 
El gradiente medio es el promedio de los gradientes de presión durante todo el periodo. Este 
gradiente se puede obtener también mediante ecocardiografía Doppler a partir de la curva de flujo 
Doppler. Trazando el área bajo la curva, el equipo mide la velocidad máxima instantánea y calcula 
el gradiente máximo instantáneo cada 3-5 ms. La media de estos gradientes es el gradiente medio. 
Se ha demostrado que este gradiente calculado mediante ecocardiografía-Doppler tiene una 
excelente correlación con el gradiente pico a pico medido de forma invasiva. 
 
 
 
 
 
 
 
 
Registro de presión simultáneo en ventrículo izquierdo y aorta ascendente en paciente con estenosis aórtica valvular 
grave (arriba). El gradiente máximo instantáneo es mayor que el gradiente pico a pico. Curva Doppler simultánea (abajo). 
El gradiente máximo estimado corresponde con el gradiente máximo instantáneo. El gradiente medio se calcula 
trazando el área bajo la curva. 
 
 
22 
 
La ecuación de Bernoulli simplificada, sin embargo, tiene algunas limitaciones derivadas de los 
supuestos asumidos (velocidad proximal a la obstrucción y fricción por viscosidad) y de los errores 
técnicos en la determinación de la velocidad máxima del jet. En la práctica clínica, las velocidades 
proximales a la obstrucción no suelen estar por encima de 1 m/s y pueden ser ignoradas asumiendo 
un mínimo error. Sin embargo, cuando la velocidad proximal es mayor, el gradiente máximo de 
presión debe ser calculado con la ecuación de Bernoulli expandida: 
P1-P2 = 4 (V22 – V12) 
Velocidad en m/s; presión en mmHg. 
Esta situación se produce en caso de: 1) doble lesión valvular; 2) estenosis asociada a cortocircuito 
intracardiaco (por ejemplo, comunicación interauricular y estenosis valvular pulmonar); 3) 
obstrucción en serie (por ejemplo, estenosis valvular aórtica y coartación de aorta); 4) estimación 
de gradientes con el ejercicio; 5) estados de gasto cardiaco aumentado (por ejemplo, fiebre, anemia, 
hipertiroidismo, fístula arteriovenosa sistémica). 
La caída de presión como resultado del efecto de la viscosidad es directamente proporcional a la 
longitud del segmento estenótico e inversamente proporcional al cuadrado del radio de dicho 
segmento. Se ha demostrado que los gradientes calculados mediante ecocardiografía-Doppler 
pueden estar infraestimados en determinadas situaciones clínicas: segmentos largos (> 10 mm) y 
estrechos (diámetro < 3,5 mm). 
Estimación de las presiones intracardiacas 
Según la ecuación de Bernoulli, la velocidad de la sangre a través de un orificio en el sistema 
cardiovascular se relaciona directamente con la diferencia de presión entre los extremos proximal 
y distal del orificio. Por tanto, la determinación de la velocidad de los flujos se puede utilizar para 
estimar las presiones intracardiacas (ventrículo derecho, arteria pulmonar, ventrículo izquierdo, 
aurícula izquierda). 
La velocidad de la insuficiencia tricúspide refleja la diferencia de presión sistólica entre el ventrículo 
derecho y la aurícula derecha. Por tanto, la presión sistólica del ventrículo derecho puede calcularse 
a partir de la siguiente fórmula: 
PSVD - PAD = 4 (V22) 
PSVD = 4 (V22) + PAD 
PSVD: presión sistólica en ventrículo derecho; PAD: presión en aurícula derecha; V: velocidad máxima del jet 
de insuficiencia tricúspide. 
 
La presión de la aurícula derecha es la presión venosa central y puede estimarse en base a datos 
clínicos (hepatomegalia…) o ecocardiográficos (colapso inspiratorio de la vena cava inferior). En 
condiciones normales, se suele estimar una presión venosa central de 10 mmHg. Si no hay 
 
23 
obstrucción en el tracto de salida del ventrículo derecho, la presión sistólica en la arteria pulmonar 
debe igual a la presión sistólica estimada en ventrículo derecho. La velocidad de la insuficiencia 
tricúspide varía con el ciclo respiratorio por lo que se aconseja medirla en inspiración. 
En pacientes con comunicación interventricular, la presión sistólica del ventrículo derecho puede 
estimarse determinando la velocidad máxima del jet a través del defecto. El gradiente sistólico 
máximo entre el ventrículo izquierdo y el ventrículo derecho se calcula mediante la ecuación 
simplificada de Bernoulli: 
PSVI - PSVD = 4 (V22) 
PSVI: presión sistólica en ventrículo izquierdo; PSVD: presión sistólica en ventrículo derecho; V: velocidad máxima del 
jet a través del defecto. 
Si no existe obstrucción en el tracto de salida del ventrículo izquierdo, puede asumirse que la presión 
sistólica en ventrículo izquierdo es la presión sistólica arterial: 
PAs - PSVD = 4 (V22) 
PSVD = PAs - 4 (V22) 
PAs: presión arterial sistólica (medida de forma no invasiva o de forma invasiva); PSVD: presión sistólica de ventrículo 
derecho; V: velocidad máxima del jet a través del defecto. 
La curva de insuficiencia pulmonar representa la diferencia de presión diastólica entre la arteria 
pulmonar y el ventrículo derecho. Por tanto, la presión telediastólica de la arteria pulmonar puede 
obtenerse con la siguiente fórmula: 
PTdAP - PTdVD = 4 (V22) 
PTdAP: presión telediastólica en arteria pulmonar; PTdVD: presión telediastólica en ventrículo derecho; V: velocidad 
del jet de insuficiencia pulmonar en telediástole. 
En condiciones normales puede asumirse que la presión telediastólica del ventrículo derecho es 
igual a la presión en la aurícula derecha: 
PTdAP - PAD = 4 (V22) 
PTdAP = 4 (V22) + PAD 
PTdAP: presión telediastólica en arteria pulmonar; PAD: presión en aurícula derecha; V: velocidad del jet de insuficiencia 
pulmonar en telediástole. 
La presión media en la arteria pulmonar se correlaciona bien con el gradiente diastólico máximo 
entre la arteria pulmonar y el ventrículo derecho al principio de la diástole. Por tanto, la presión 
media en la arteria pulmonar puede estimarse con la siguiente fórmula: 
PmAP = 4 (V22) 
PmAP: presión media en arteria pulmonar; V: velocidad máxima del jet de insuficiencia pulmonar. 
 
24 
La presión arterial sistólica determinada de forma invasiva o no invasiva (manguito de presión) 
corresponde con la presión sistólica del ventrículo izquierdo en pacientes normales. En pacientes 
con estenosis valvular aórtica, la presión sistólica del ventrículo izquierdo puede calcularse 
determinando la velocidad del jet a través de la válvula y tomando simultáneamente la presión 
arterial: 
PsVI - PsAo = 4 (V22) 
PsVI = PAs + 4 (V22) 
PsVI: presión sistólica en ventrículo izquierdo; PsAo: presión sistólica en aorta; PAs: presión arterial sistólica; V: 
velocidad máxima del jet de estenosis aórtica. 
En presencia de insuficiencia aórtica, puede calcular la presión telediastólica del ventrículo izquierdo 
determinando la velocidad telediastólica del jet de insuficiencia: 
PdAo - PTdVI = 4 (V22) 
PdAo: presión diastólica en aorta; PTdVI: presión telediastólica en ventrículo izquierdo; V: velocidad del jet de 
insuficiencia aórtica en telediástole. 
Si utilizamos la presión arterial diastólica como presión diastólica en aorta: 
PAd - PTdVI = 4 (V22) 
PTdVI = PAd - 4 (V22) 
PAd: presión arterial diastólica; PTdVI: presión telediastólica en ventrículo izquierdo; V: velocidad del jet de insuficiencia 
aórtica en telediástole. 
La presión en la aurícula izquierda puede determinarse en pacientes con insuficiencia mitral, 
siempre y cuando no exista obstrucción en el tracto de salida del ventrículo izquierdo. La velocidad 
máxima del jet de insuficiencia mitral se emplea para calcular el gradiente máximo sistólico entre 
ventrículo izquierdo y aurícula izquierda: 
PSVI - PAI = 4 (V22) 
PSVI: presión sistólica en ventrículo izquierdo; PAI: presión en aurícula izquierda;V: velocidad máxima del jet de 
insuficiencia mitral. 
Asumiendo que la presión sistólica en ventrículo izquierdo es la misma que la presión arterial 
sistólica: 
PAs - PAI = 4 (V22) 
PAI = PAs - 4 (V22) 
PAs: presión arterial sistólica; PAI: presión en aurícula izquierda; V: velocidad máxima del jet de insuficiencia mitral. 
 En presencia de comunicación interauricular, la presión en la aurícula izquierda puede 
estimarse determinando el gradiente medio del jet a través del defecto: 
 
25 
PAI - PAD = IVT 
PAI = PAD + IVT 
PAI: presión media en aurícula izquierda; PAD: presión media en aurícula derecha; IVT: gradiente medio a través del 
defecto. 
Estimación de las presiones intracardiacas mediante ecocardiografía-Doppler 
Insuficiencia tricúspide: 
velocidad máxima 
Presión sistólica en VD 
Presión sistólica en AP 
Insuficiencia pulmonar: 
velocidad máxima 
Presión media en AP 
Insuficiencia pulmonar: 
velocidad en telediástole 
Presión telediastólica en AP 
Insuficiencia mitral: 
velocidad máxima 
Presión en AI 
Insuficiencia aórtica: 
velocidad en telediástole 
Presión telediastólica de VI 
Patrón de flujo: 
Flujo mitral 
Flujo de venas pulmonares 
 
Presión en AI 
Presión telediastólica de VI 
Comunicación interauricular: 
velocidad media 
(cortocircuito AI-AD). 
Presión media en AI 
AD: aurícula derecha; AI: aurícula izquierda; VD: ventrículo derecho; VI: ventrículo izquierdo. 
PUNTOS CLAVE 
 La ecografía nos presenta en una pantalla secciones en dos dimensiones de estructuras 
tridimensionales. 
 En ecocardiografía se emplean transductores sectoriales (imagen en forma de abanico), que 
permiten que el ultrasonido acceda al corazón a través de los espacios intercostales. 
 Los transductores de alta frecuencia (4-12 MHz) penetran menos y tienen mejor resolución, 
por lo que se emplean para el estudio de neonatos, lactantes y niños pequeños. 
 Los transductores de baja frecuencia (1-3,5 MHz) tienen peor resolución, pero penetran más 
y tienen mejor señal Doppler. Se emplean para el estudio de niños mayores, adolescentes y 
adultos. 
 Las áreas que contienen hueso o aire no permiten que el ultrasonido pase más allá de las 
mismas. 
 El modo bidimensional o 2D es la base de toda exploración ecocardiográfica. 
 Los equipos disponen de herramientas sencillas (profundidad, anchura del sector, ganancia, 
compensación de ganancia temporal, compresión, foco, zoom) para optimizar la imagen 
bidimensional obtenida y con las que el clínico debe estar familiarizado. 
 Sobre la imagen bidimensional se activa el resto de modos de ecocardiografía (modo M, 
Doppler color, Doppler pulsado y Doppler continuo). 
 El modo M utiliza un solo haz de ultrasonido para obtener imágenes unidimensionales (una 
línea de puntos) en movimiento. 
 
26 
 Las modalidades de Doppler se utilizan para estudiar la velocidad y dirección de los flujos 
(Doppler pulsado y color: flujos de baja velocidad; Doppler continuo: flujos de alta 
velocidad). El análisis de la información obtenida permite conocer la situación 
hemodinámica del paciente. 
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