revisión us-regional revista chilena de anestesia

8/2/2019 Revisin US-regional Revista Chilena de Anestesia

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Ttulo: Conceptos Bsicos de Ultrasonografa Aplicada a la Anestesia

Regional.

Autores: de la Fuente S. Ren*, Altermatt C. Fernando**, , Corvetto A.

Marcia*, Sierra A. Ricardo*, Petersen C. Kristina*, De la Cuadra F. Juan

Carlos**.

*Instructor Adjunto

**Profesor Asistente

Lugar: Departamento de Anestesiologa. Pontificia Universidad Catlica De

Chile.

Correspondencia: Dr. Ren de la Fuente S. Marcoleta 367, 3er piso.

Departamento de Anestesiologa, Pontificia Universidad Catlica de Chile.

Santiago 8330024, Chile. email: [email protected].


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Introduccin:

La incorporacin de la ultrasonografa en la anestesia regional ofrece una

oportunidad nica de visualizar directamente las estructuras nerviosas y sus

relaciones anatmicas, adems de observar en tiempo real la distribucin del

anestsico local y eventualmente corregir la posicin de la aguja1. Para que

estas ventajas se traduzcan en mayores tasas de xito de los bloqueos

regionales, menores complicaciones o menores tiempos de pabelln, se

requiere un adecuado conocimiento de los principios que permiten formar una

imagen a partir de ondas de sonido, lo que permitir aprovechar al mximo

nuestros equipos y al mismo tiempo reconocer sus limitaciones.

La presente revisin tiene como objetivo hacer un recorrido desde lo que

definimos como una onda de sonido hasta la visualizacin de estructuras

anatmicas en la pantalla del ecgrafo, con nfasis en aquellos detalles que

permitan mejorar la calidad de la imagen visualizada.

Onda de sonido:

Onda de vibracin mecnica compuesta de compresiones y rarefacciones de

molculas en un medio.

Las ondas de sonido las podemos caracterizar por los siguientes parmetros2

(fig 1):

Periodo: tiempo de duracin de un ciclo, para el ultrasonido es de 0,1-

0,5 segundos.


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Frecuencia (f) : nmero de ciclos por unidad de tiempo; se mide en

nmero de ciclos por segundo: Herzios (Hz)

Amplitud: es la altura mxima de una onda, hace referencia a la

intensidad del sonido, se mide en decibelios (dB)

Longitud de onda (!) : distancia que recorre un ciclo en un medio, en el

caso del ultrasonido se mide en milmetros.

Poder: cantidad de energa trasferida por la vibracin, medida en watt:

joules/segundo.

Ultrasonido: onda de sonido con frecuencia mayor de 20000 Hz, por lo tanto

fuera del rango auditivo de un ser humano. El ultrasonido usado en clnica est

en el rango de 2 a 15 mega hertz (MHz).

Comportamiento de las ondas de ultrasonido en tejidos

A partir de la longitud de la onda y el numero de ciclos por unidad de tiempo

(frecuencia) podemos conocer la velocidad de desplazamiento (c) de una

onda en un medio (fig. 2) . Por otra parte el sonido en el tejido se desplaza a

una velocidad constante de 1540 mm/seg, por lo tanto si conocemos la

frecuencia del sonido podemos conocer la distancia que recorrer por unidad

de tiempo.

Si bien una onda de sonido en un medio uniforme, mantiene una velocidad de

desplazamiento constante, su amplitud y poder disminuyen progresivamente

conforme penetra en profundidad, fenmeno que recibe el nombre de


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atenuacin e implica que a determinada distancia la onda tendr una amplitud

de 0 dB.

La atenuacin es directamente proporcional a la distancia recorrida, la

frecuencia de la onda y la densidad del medio; as por ejemplo para el agua es

0.002, para la grasa 0.5 y para el hueso es 4-10 dB/MHz cm, por lo tanto

mientras ms se absorba una onda menor ser su posibilidad de penetrar en

profundidad, lo cual representa una limitante en el uso clnico del ultrasonido,

pues al usar frecuencias del orden de los 3-12 MHz su capacidad de

penetracin es baja. En trminos prcticos una onda de ultrasonido de 12 MHz

perder 0,0024, 6 y hasta 120 dB por cms. recorrido, de medio acuoso, graso y

seo respectivamente.

Cuando se trata del uso del ultrasonido en clnica, ya no estamos frente a una

onda que se desplaza en un medio de densidad uniforme; sino que los tejidos

presentan estructuras de diferente densidad, lo cual genera nuevas

interacciones entre tejidos y la ultrasonido.

La onda de ultrasonido al chocar con una interfase de medios de diferente

densidad sufrir dos procesos: parte de la onda no pasar al otro medio pero

cambiar de direccin esto se llama reflexin; otra parte de la onda pasar al

siguiente medio y cambiar su direccin esto se llama refraccin, a

continuacin describiremoscada una de estas.

Reflexin: al encontrar una interfase parte de la onda de sonido se devuelve

en el mismo medio sin lograr pasar al siguiente. La proporcin de la onda

reflejada est determinada por la diferencia de impedancia entre los medios,

que es la resultante del producto de la velocidad de propagacin por densidad


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del medio. Con las dos impedancias podemos calcular un coeficiente de

reflexin que nos informar la fraccin de la onda que ser reflejada, as

cuando una onda se encuentra con una interfase grasa hueso que tiene un

coeficiente de reflexin (R) de 0,62 significa que un 62% de la onda no pasar

al otro medio.

Las caractersticas de la onda reflejada, aquella que retorna en el medio;

dependern adems del ngulo de incidencia, la relacin de tamao entre la

onda incidente/ la superficie y las caractersticas de la superficie; as podemos

identificar tres tipos diferentes de reflexin.

Reflexin especular: cuando la onda choca con una superficie lisa de mayor

longitud, las ondas reflejadas retornarn en forma organizada. Si el ngulo de

incidencia es de 90 (fig. 3b), la onda reflejada retorna en el mismo sentido con

una direccin inversa. Si adems la diferencia de impedancia entre los dos

medios es alta, poco o nada de la onda pasa al otro medio.

Cuando el ngulo de incidencia de la onda es diferente de 90, la onda

reflejada se aleja con un ngulo igual al anterior (fig. 3a).

Reflexin difusa: cuando la onda incidente choca contra una superficie rugosa

las ondas reflejadas sern en todas direcciones (fig. 4a).

Reflectores tipo Scattering: cuando la onda incidente es de mayor longitud

que el objeto contra el que choca, se producir un fenmeno llamado

scattering, en el cual las ondas se reflejarn en muchos ngulos distintos (fig.

4b).


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Refraccin: ya sabemos como se comporta la porcin de la onda que se

refleja, ahora veremos como se comporta la fraccin de la onda que contina

su desplazamiento en el siguiente medio (onda refractada). La onda que pasa

al otro medio, sufrir un cambio en su direccin de desplazamiento llamado

refraccin (fig. 5), este cambio estar determinado por el ngulo de incidencia y

la relacin de impedancia de los medios y se describe por la ley de Snell:

seno (ngulo de refraccin) / seno (ngulo de incidencia) = impedancia del medio 2 / impedancia medio 1

Por otra parte, tanto la onda que contina su trayecto luego de ser refractada,

como la onda reflejada continuar atenundose hasta que su amplitud llega a

cero o se encuentren con el transductor.

Los pasos de un medio a otro generaran diferentes ondas de reflexin, los

cuales llamaremos ecos; la recepcin y posterior anlisis de estos ecos es lo

que produce la imagen que veremos en la pantalla.

Transductores:

Como hemos revisado anteriormente la interaccin del ultrasonido con las

diferentes estructuras genera ondas de reflexin llamadas ecos, por lo tanto as

como necesitamos un emisor de ondas de ultrasonidos, necesitamos un

receptor de las ondas luego de interactuar con los tejidos; ests funciones las

cumple el transductor, el cual alterna entre la generacin y la deteccin de

ondas, ciclo que repite en forma constante.

Para lograr esto estn conformados por un conjunto de cristales pizoelctricos

que al ser expuestos a un campo elctrico se deformarn y al revs, al ser


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mecnicamente deformados generarn un voltaje. De esta manera

transformarn energa elctrica en energa mecnica y viceversa.

Un transductor est conformado por muchos cristales, que pueden ir de 65 a

512. Cada cristal al vibrar producir una haz de ultrasonido, el haz final emitido

por el transductor resultar de la combinacin de cada uno de estos, en lo que

llamaremos patrn de interferencias, dado que cada cristal genera una onda

esfrica que al chocar con la siguiente puede aumentar su amplitud o anularse

dependiendo del grado de desfase de los picos y valles de cada onda. Esta

interaccin determina que el haz final adquiera una distribucin que es

caracterstica, en la cual podemos reconocer las siguientes zonas (fig. 6):

Zona cercana o de Frensel: inicialmente el haz tiende a disminuir su ancho

hasta alcanzar un punto donde su dimetro es mnimo y su intensidad es

mxima, el que llamaremos punto focal o sencillamente foco; como veremos

luego este es el punto donde la resolucin lateral es mayor.

Zona lejana: pasado el punto focal el haz tiende a divergir, en un ngulo que

estar determinado por la longitud del pulso generado y el ancho del

trasductor. As en esta zona podemos distinguir un lbulo central y adems

lbulos laterales que son el resultado de compresiones y expansiones

derivadas de la combinacin de los diferentes ondas producidas por cada

cristral, estas zonas laterales contribuyen a los artefactos en las imgenes

obtenidas con el ecgrafo.

La emisin de seales acsticas se realiza como pulsos de ultrasonido,

cuando el transductor se encuentra en estado on. Cada pulso est


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conformado por tres a cinco ciclos que puede ser descrito por los siguientes

parmetros3:

Duracin: el tiempo en el cual el pulso es emitido, o sea, mientras el

transductor esta on (0,5 a 3 s).

Periodo de repeticin del pulso: tiempo desde el inicio del pulso hasta el

inicio del siguiente pulso (0,1 a 1 ms).

Frecuencia de repeticin de pulso: nmero de pulsos que se emiten en un

segundo, esta tiene una relacin inversa con la profundidad de exploracin del

haz.

Duty Factor: porcentaje de tiempo que el transductor acta como emisor de

ultrasonido (0,1 a 1%, esto ltimo implica que el 99% del tiempo el transductor

acta como receptor).

Longitud espacial del pulso: distancia desde el inicio al final de cada pulso

(0,1 a 1 mm).

Los transductores pueden clasificarse segn las caractersticas de estimulacin

de los conjuntos de cristales, as tenemos :

Transductores de matriz lineal en los que los subconjuntos de cristales son

estimulados en forma simultnea.

Transductores vectoriales o phased array en estos los cristales se

estimulan con pequeas diferencias temporales, los que permite modificar el

foco y direccin del haz.


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Resolucin

La podemos definir como la capacidad de reconocer como independientes dos

puntos muy prximos o bien como la mnima separacin que deben tener dos

estructuras para ser identificadas en la imagen como diferentes, por lo tanto

mientras mayor resolucin tenga nuestro equipo, ms estructuras podremos

diferenciar y con mayor detalle. Describiremos tres resoluciones espaciales (fig.

7):

resolucin axial o longitudinal: es la resolucin en el eje paralelo al haz de

ultrasonido, est determinada por la longitud espacial de pulso, que a su vez,

depende de la relacin entre la longitud de onda del haz y la frecuencia; siendo

mejor con pulsos de menor longitud y mayor frecuencia. La mnima separacin

que deben tener dos puntos en para ser reconocidos como independientes el

eje axial debe ser la mitad de la longitud espacial de pulso. Esta resolucin se

mantiene constante en todo el recorrido del haz de ultrasonido.

resolucin lateral: es la resolucin en el eje perpendicular al haz de

ultrasonido, y es mejor en el punto ms estrecho del haz o punto focal. Esta es

directamente proporcional a la frecuencia y en los lbulos laterales de la zona

lejana donde el haz comienza a divergir empeora. Como vimos anteriormente,

los transductores actuales permiten secuenciar los pulsos de ultrasonido, con

lo cual el punto focal se puede modificar.

resolucin elevacional: se refiere a la discriminacin en el eje de altura del

transductor, por lo cual depende bsicamente del diseo de este, mejorando en

aquellos con curvatura fija.


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Formacin de la imagen:

Los tranductores reciben los ecos producidos por la reflexin del haz de

ultrasonido cuando choca con interfases de medios con diferente impedancia

acstica, dado que conocemos la velocidad de desplazamiento del sonido y el

tiempo transcurrido desde la emisin hasta su recepcin en el transductor,

luego de chocar contra la estructura que lo refleja; podemos calcular la

distancia a la cual se encuentra:

Distancia (mm)= Velocidad desplazamiento de onda (mm/s) por Tiempo s /2

Por otra parte, la amplitud de la onda reflejada ser mayor mientras mayor sea

la diferencia en ecodensidades de la estructura con respecto a su medio4,

podemos distinguir as estructuras Hiperecoicas que sern aquellas que

reflejan parte importante del haz incidente y estructuras Hipoecoicas aquellas

con impedancias menores que el medio donde se encuentran; es por esta

razn que las estructuras nerviosas se visualizan diferente segn su

localizacin, as las races del plexo braquial sern visualizadas como

circunferencias hipoecoicas al estar envueltas por varias capas de fascias, en

cambio el nervio citico se ver como una circunferencia hiperecoica al estar

rodeada de tejido adiposo.

En este momento sabemos que el transductor al actuar como receptor

pesquisar ecos de diferentes amplitudes dependiendo de la ecodensidad de

los objetos con respecto al medio, adems podremos calcular la distancia de

acuerdo el tiempo transcurrido desde la emisin del haz; con estos dos

parmetros podemos comenzar a realizar representaciones visuales del sector

explorado:


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Modo A o Amplitud (a): en el eje vertical representamos la distancia entre el

transductor y la estructura y en el eje horizontal una barra proporcional a la

amplitud del eco censado (fig. 8a).

Modo B o Brightness (b): manchas con brillo proporcional a la ecodensidad

de la estructura, con una posicin en el eje vertical proporcional a la distancia

del transductor. En este modo de representacin la ecogenicidad se

representar en escala de grises desde el negro para estructuras anecoicas

hasta el brillo mximo (blanco) para estructuras muy hiperecoicas (fig. 8b).

El modo B ser la base para representaciones ms tiles en clnica:

Modo bidimensional 2D (d): si obtenemos lneas de ecos de sectores

contiguos de una zona, podremos obtener una representacin bidimensional de

dicho sector (fig. 8c). Si ahora cambiamos sucesivamente cada una de estas

imgenes por las obtenidas en tiempos sucesivos, podremos observar los

cambios o movimientos como una secuencia temporal, a la manera de imagen

cinematogrfica, donde el movimiento est dado por el cambio sucesivo de

fotografas o cuadros (fig. 8d). La velocidad de cambio de cada imagen recibe

el nombre de framerate ( rate: tasa de cambio, frame: cuadro, marco)2.

Al incluir el tiempo como variable en la conformacin de imgenes, tambin

tendremos una resolucin temporal, que definiremos como la capacidad de

reconocer estructuras mviles, que ser mejor mientras ms cuadros cambien

por unidad de tiempo. Por lo tanto mientras ms profunda sea nuestra

exploracin ms tiempo tomar el eco en retornar al transductor y ms tiempo

demorar en armar el cuadro completo, lo que tambin pasar mientras ms

haces de ultrasonido participen en la construccin de la imagen; por lo tanto la


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resolucin temporal siempre mejorar a expensas de la resolucin espacial.

Los equipos actuales permiten un cambio de cuadros de entre 15 y 60

imgenes por segundo, estimndose que para lograr la impresin de

movimiento continuo se requiere a lo menos una framerate de 16 cuadros por

segundo5.

Finalmente para lograr una imagen que sea til en clnica, los pulsos

recepcionados por el transductor se modifican segn el siguiente orden:

Amplificacin: aumento de todas las seales elctricas producidas por los

ecos.

Compensacin de ganancias: dado que en su trayecto los ecos provenientes

de zonas ms profundas pierden intensidad por absorcin, se amplificarn las

seales en forma proporcional a su distancia del transductor, de manera que

esta sea proporcional a la ecogenicidad de la estructura que lo gener y no a

su profundidad.

Compresin de rango dinmico: las seale recibidas tienen un rango muy

amplio, entre la seal de menor y de mayor intensidad, lo cual dificultara su

representacin; es por esto que se ajustan todas les seales a una escala

logartmica que estrecha el rango de intensidades.

Demodulacin: eliminacin de las seales muy pequeas.


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Conclusin:

Para lograr una imagen ptima que permita obtener todos los beneficios del

ultrasonido en la practica de la anestesia regional, algunos principios fsicos

deben ser manejados. En suma, la vibracin de los cristales pizoelctricos

inducida por una corriente elctrica, genera una onda de sonido que en ser se

trasmitir en los tejidos; donde ser reflejada, refractada y atenuada,

produciendo ecos que sern recepcionados por los mismos cristales, quienes

los convertirn en seales elctricas, que luego de ser procesadas por un

computador generarn una imagen bidimensional.

El real impacto de la ultrasonografa en la prctica de la anestesia regional est

an por dilucidarse, pero resulta innegable admitir que resulta una herramienta

muy til al momento de enfrentar situaciones, no ideales como: suplementar un

bloqueo fallido, reconocer estructuras cuando la anatoma est alterada o

realizar bloqueos cuando la neuroestimulacin no es una opcin.

Por otra parte, para obtener los beneficios de cualquier tcnica necesitamos

pasar por un periodo de aprendizaje cuya primera etapa siempre, es poseer los

conocimientos tericos bsicos, para luego enfrentar la prctica clnica; es en

este contexto que la presente revisin pretende ser un aporte que permita

acercarse al uso del ecgrafo en anestesia con mayor soltura y siempre

concientes de sus limitaciones.


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Bibliografa

1.- Gray A. Ultrasound-guided Regional Anesthesia. Current State of the Art.

Anesthesiology 2006; 104: 368-73.

2.- Muoz MJ, Mozo G, Ortega A, Hernandez PA. Anestesia Regional con

Ecografa. 1 edicin. Madrid: ERGON, 2007 pp. 5-20.

3.- Mathew JP, Ayoub ChM. Clinical Manual and Review of Transesophageal

Echocardiography. 1 edicin. New York: McGraw-Hill, 2005 pp. 1-7.

4.- Sites B.D, Brull R, Chan V.W.S, Spence B.C, Gallagher J, Beach M.L, Sites

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guided regional anesthesia. Part I: Understanding the basic principles of

ultrasound physics and machine operations, Reg Anesth Pain Med. 2007. 32

(5): pp. 412418.

5.-Aldrich, JE. Basic physics of ultrasound imaging. Critical Care Medicine.

2007. May 35 (5) Suppl: S131-S137.


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Figura 1.

Un ciclo de onda de sonido:

Amplitud

! : longitud de onda


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Figura 2

c = f x !


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figura 3:

a b


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figura 4:

a b


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figura 5:

medio 1

medio 2

onda reflejada

onda refractada

onda incidente


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figura 6:

Zona Lejana o Fraunhofer

lbulo laterallbulo lateral lbulo central

Zona Cercana o Frensel

Transductorcristales

pizoelctricos

Zona Focal


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figura 7:

elevacionallateral

ax

ia


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figura 8:

a b c d

revisión us-regional revista chilena de anestesia

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