Biomecánica y flujometría Doppler de la Unidad Utero

Biomecánica y flujometría Doppler de la Unidad Utero-placento-fetal
“Tres clases hay de ignorancia: no saber lo que debiera saberse,
saber mal lo que se sabe, y saber lo que no debiera saberse”.
Francois de la Rochefoucauld (1613-1680)
Dr. A. Sosa Olavarría
Marco teórico
Los adelantos tecnológicos alcanzados en medicina perinatal y orientados a evaluar el
bienestar fetal desde el punto de vista cardiocirculatorio, nos obligan a una
aproximación a los aspectos biomecánicos que determinan e influencian el
funcionamiento de la bomba cardiaca, que acoplada a la red vascular está obligada a
imprimir un movimiento al fluido sanguíneo que garantice la perfusión de todos los
tejidos del cuerpo fetal y de la placenta, es por ello que necesariamente debemos
entender de manera precisa que significa y como se produce el fenómeno del flujo,
cuales son las leyes que lo determinan y tipifican, que traducen sus modificaciones en
función del aporte de oxígeno y demás nutrientes a los tejidos, de que recursos
disponemos en la actualidad para evaluarlo y finalmente poder analizar los cambios que
se suceden tanto en circunstancias fisiológicas como en las patológicas a fin de asumir
conductas que garanticen la integridad de la unidad feto-placentaria.
Para lograr este propósito y emplear la técnica de la flujometría Doppler resulta
indispensable sistematizar nuestro estudio de la siguiente manera:
 Conceptos básicos en Mecánica de Fluidos. (Bomba-conductos-fluido)
 Sistema Cardiocirculatorio materno y fetal
 Física de los ultrasonidos
 Flujometría Doppler
Conceptos básicos en Mecánica de fluidos
Tradicionalmente se ha considerado que la materia se encuentra en la naturaleza bajos
tres estados: sólido, líquido y gaseoso, formando los dos últimos lo que se conoce como
estado fluido, aunque se ha hecho frecuente agregar un cuarto estado, el plasma.
Se entiende por líquido a toda materia que se adapta a la forma del recipiente que lo
contiene. Todos los fluidos son elásticos, es decir sufren modificación de su forma pero
son considerados como incompresibles. La mecánica de sólidos se ocupa del análisis
estructural mientras que la mecánica de los fluidos es la ciencia que trata del estudio del
los líquidos en movimiento (Hidrodinámica) y en reposo (Hidrostática), y de los gases,
analizando las magnitudes involucradas (tres dimensiones, el tiempo, los vectores de
velocidad y aceleración, gasto o caudal de masa), las fuerzas actuantes (presión,
tangenciales, gravedad, tensión, otras fuerzas externas), la temperatura y las propiedades
del fluido (densidad, peso específico, compresibilidad, viscosidad y tensión superficial)
La Biomecánica es la mecánica aplicada a la Biología. La biomecánica, término
acuñado por Lamarck (1744-1829), es en pocas palabras el estudio de las propiedades
mecánicas de los tejidos, órganos y sistemas fisiológicos de los seres vivos. La
complejidad de los sistemas biológicos necesita numerosas hipótesis simplificadoras
para su representación física y matemática, y sólo a partir de entonces puede lograrse su
desarrollo permitiendo un conocimiento cada vez más realista de un determinado
sistema.
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Antecedentes
”Nada es, todo fluye”. Heráclito
 Giovanni Alfonso Borelli (1608-1679) celebre matemático, astrónomo y amigo
de Galileo, se le atribuyó la escuela "iatrofísica" o "iatromatemática"
 Robert Hooke (1678): La deformación elástica producida es proporcional al
esfuerzo aplicado
 Isaac Newton(1642-1721): El esfuerzo de corte aplicado y la deformación
producida son proporcionales (1687)
 Stephen Hales (1677-1761): Primera mención al modelo “windkessel”
 Leonhard Euler (1775): Fluido perfecto o ideal cuya fricción interna o
viscosidad es estrictamente nula. Estudió la elasticidad y propagación de las
ondas en las arterias
 Jacques Bernoulli (1700-1782): El aumento de la velocidad del fluido conduce a
una disminución de la presión
 Jean Louis Poiseuille (1799-1869): Aumento de la velocidad de flujo con el
aumento de la presión. Inventó el manómetro de mercurio.
 Adolf Fick (1829-1901) autor de la ley que rige la transferencia de masa
 Diederik Johanes Korteweg (1848-1941) y Horace Lamb (1849-1941)
escribieron excelentes trabajos sobre la propagación de ondas en arterias.
 Eugene Cook Bingham y Marcus Reiner (1928): proponen crear una ciencia
para abordar los problemas de los fluidos
 Claude Navier (1785-1836): Ecuación de movimiento vibracional en cuerpos
elásticos
 George Stokes (1819-1903): Ecuaciones básicas sobre mecánica de los fluidos
(1857)
 Osborne Reynolds (1842-1912): Creó el número relacionado con la aparición de
la turbulencia(1889) Propuso el modelo teórico del flujo turbulento
 Otto Frank (1865-1944): El mas grande fisiólogo cuantitativo que trabajó con el
sistema cardiovascular. Resolvió el problema “windkessel” “La fuerza de
contracción aumenta con el alargamiento de la fibra miocárdica” (Ley de FrankStarling)
 JR Womersley ( PS ): Solucionó la ecuación para el flujo en una arteria elástica.
Ecuación lineal que permite aplicar la descomposición de Fourier.
Reología: Ciencia que estudia la deformación y flujo de materia. Todo problema
relacionado con el movimiento de los fluidos puede ser definido en términos de longitud
(L), tiempo (T) y fuerza (F), o bien de longitud, tiempo y masa (M). Sinonimo:
Cinemática. Reología aplicada: Biorreología. Hemorreología
 Reometría: Medidas de las propiedades reológicas. Parámetros dimensionales y
adimensionales (numero de Reynolds, ) Newton: es la fuerza requerida para
acelerar 1 Kg de masa a un m/s2. Densidad de un fluido se define como masa
(M) por unidad de volumen (V). Densidad relativa: es la relación entre la
densidad de un fluido cualquiera y la del agua, la de la sangre es de 1gr/ml y la
del plasma de 1,03 gr/ml
 Cinemática: Sinónimo de reología
 Biorreología: Ciencia que estudia la deformación y el flujo de los materiales
biológicos, sólidos (biosólidos) y líquidos.
 Hemorreología: Ciencia que estudia las propiedades cinéticas de la sangre
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Importancia
La Biomecánica permite un estudio del sistema circulatorio desde dos diferentes
aspectos, la mecánica de medios continuos y la mecánica de los fluidos. Es decir que
el análisis lógico incluye por un lado el estudio de la paredes cardíacas y de los vasos y
por otro el de la sangre que es movilizada en su interior. Con la ayuda de la mecánica de
los medios continuos, la pared arterial, material heterogéneo y anisotrópico por
excelencia, se estudia como un material compuesto por fluido y tejido en el que se
consideran tres características principales: elasticidad, viscosidad e inercia. Es decir que
en los limites en los que se da el entrecruzamiento de tejidos anisotrópicos se originan
nuevas cualidades biomecánicas que terminan por conferir otra dimensionalidad la
viscoelasticidad.
Entender de manera precisa que significa y como se produce el fenómeno del flujo es
importante para el médico que desea entrenarse en tecnologías orientadas a su
evaluación, pues si ignora como se mueve la sangre que impulsada por la bomba
cardiaca fluye por la red vascular, jamás podrá analizar los cambios que en esta se
producen
Bomba Cardiaca
Eristrato de Alejandría en el año 300 a.C comparó al corazón con una bomba aspirante e
impelente, poco mas de tres siglos después Galeno (138-201 d.C) expuso que la diástole
era la fase activa del latido cardíaco en la que succionaba aire y se colapsaba
pasivamente en sístole expulsando aire y sangre, concepto que desapareció 15 siglos
después, cuando Harvey en 1628 demostró que la fase activa es la sístole y que las
aurículas se contraen antes que los ventrículos.
El conocimiento de la física (propiedades hidrodinámicas y mecánicas) del sistema
cardiovascular, y su relación con datos fisiológicos y patológicos ha sido el objetivo de
varios científicos desde tiempos muy remotos. Aristóteles (384-322 a.C.) fue un
elocuente defensor de la relación entre la Física (que el entendía como la descripción
general del Universo) y el estudio de las cosas vivientes.
El músculo cardiaco se considera un material visco-elástico, con propiedades elásticas
pasivas en sus paredes (retroceso elástico o recoil ) y en sus cámaras (elastancia,
conductancia o complianza y ley de Fran-Starling), que pueden ser representadas en
relación tensión-deformación, volumen / presión o su recíproco, fuerza de contracción,
tensión o estrés de pared, etc. Por otra parte el miocardio posee propiedades tales como
la contractilidad iniciada por el estímulo eléctrico originado en el sistema de conducción
cardíaco y que conduce a la despolarización de la fibra miocárdica. En el corazón se
presenta un fenómeno periódico de activación eléctrica, generación de energía que se
transforma en dilatación (diástole) o reducción (sístole) sincronizada de sus cuatro
cámaras, variaciones estas que actúan como fuerzas o esfuerzos de deformación o
cizalla logrando vencer las fuerzas inerciales de la masa sanguínea generando un fluido
que se desplaza desde y hacia la bomba, a través de una red a la cual se encuentra
acoplada. Para que este desplazamiento se realice de una manera efectiva es necesario
un perfecto acoplamiento electromecánico en el que unas cámaras se llenan y otras se
vacían (diástole auricular simultánea a la sístole ventricular, sístole auricular simultánea
a la diástole ventricular. Figura No 1 ). El sistema de conducción eléctrica del corazón
con su estación principal (Nodo Sino Atrial de Keith- Flack) y su estación secundaria
(Nodo Atrio Ventricular de Ashof-Tawara) interconectados por fibras especializadas
(interatriales, His, Purkinge), garantizan una velocidades de despolarización que llevan
a la alternancia de llenado y vaciamiento de las cámaras, y que se encuentran
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representadas en el trazado del electrocardiograma (ECG), tal y como se muestra en la
figura No 2.
Figura No 1: Asincronismo del cardíacas llenado-vaciamiento de las cámaras
Figura No 2: Correlación de eventos representados en el ECG
Mediante la integración de un sistema eléctrico (sistema de conducción) acoplado a un
sistema viscoelástico (miocardio), la energía química es transformada en mecánica o
energía cinética, la bomba cardiaca se hace capaz de expeler o succionar la masa
sanguínea de una manera adecuada (volumen / minuto), esto se traduce en dos tipos de
trabajo cardiaco, el interno que está dado por el consumo de energía para sostener las
funciones propias (metabolismo celular, activación electro-química de las fibras,
generación de tensión de pared), mientras que el externo está dado por la energía
consumida en impulsar la sangre (vencer la inercia de la masa sanguínea), compensar el
factor elástico de la pared vascular y vencer las pérdidas derivadas de la fricciónviscosidad. Físicamente el trabajo cardíaco (W) es el producto de la presión alcanzada
(P) y el volumen de sangre en las cámaras durante la sístole. El trabajo externo es
transferido en forma de energía de presión que se descompone en energía cinética y
energía potencial, la primera impulsa la sangre a una velocidad (velocidad de flujo)
mientras que la energía potencial mantiene la presión requerida para cubrir las pérdidas
de energía de flujo y la dilatación vascular.
Varias son las propiedades fundamentales de la fibra miocárdica que contribuyen a la
eficiencia del trabajo cardíaco :
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Elasticidad: tendencia de una estructura a volver a su tamaño inicial luego de
haberse distendido.
Elastancia de la cámara: propiedad elástica pasiva que se puede evaluar
mediante la relación presión / volumen durante las diástole.
Elastancia de pared: que se representa mediante la relación tensión /deformación
durante la diástole.
Capacitancia o complianza: capacidad de acumular volumen sanguíneo sin
cambio considerable en la presión y que está determinada por la fórmula V /P
Contractilidad o inotropismo regulado por la ley de Frank-Starling: todo
aumento de volumen incrementa la fuerza de contracción.
Energía de flujo: energía generada por la contracción del corazón, que se
transforma en energía cinética al abrirse las válvulas sigmoideas y se
descompone en flujo axial que genera la onda de flujo que genera la onda de
flujo y en flujo radial que da origen a la onda de pulso.
Esfuerzo de Flujo: tensión por rozamiento que genera el flujo axial contra la
pared del vaso (fricción marginal) y entre las láminas (fricción interna)
Ritmo y frecuencia del ciclo cardíaco: Galileo Galilei (1564-1642) que fue
estudiante de medicina antes de trascender como un físico famoso. El descubrió
la constancia del periodo del péndulo y la utilizó para medir frecuencia cardiaca.
Lejumeau de Kergaradec descubrió los latidos cardíacos fetales y Von Winkle
estableció sus límites normales entre 120 y 160 latidos por minuto.
Desde los trabajos de Torrent-Guasp se ha venido revisando exhaustivamente todo
lo concerniente a la anatomía cardíaca y su funcionalismo. En primer lugar destaca
el concepto de la integración de ambas cámaras ventriculares por una “Banda
Miocárdica Helicoidal” única, que parte desde la base de la arteria pulmonar y
termina en el nacimiento de la aorta, que posee dos lazadas o asas, una basal y otra
apical, cada una con dos segmentos, en la primera: segmentos derecho e izquierdo y
en la segunda: segmentos descendente y ascendente. Esta descripción anatómica de
Torrent-Guasp ha sido comprobada por nosotros en corazones fetales (ver figuras A
y B).
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La contracción de dicha banda, conduce a tres fenómenos hemodinámicos
importantes, el primero es el derivado del desplazamiento apical de la unión atrioventricular, el segundo es el movimiento de torsión del miocardio (el asa basal en
sentido horario y el asa apical en sentido antihorario y el tercero es que la
contracción del segmento ascendente del asa apical conlleva a un estiramiento del
segmento descendente. El desplazamiento hacia la punta de la unión atrioventricular modifica las dimensiones de las aurículas aumentando su volumen y
generando una fuerza de succión que favorece a su llenado. La contracción del asa
basal conduce al vaciado del VD y la de la descendente lleva a la expulsión del
volumen adquirido del VI, que comienza a llenarse cuando el segmento descendente
se estira como consecuencia de la contracción del asa ascendente.
Ya en 1478 describió Leonardo da Vinci que el corazón durante la contracción
mostraba un movimiento de la base a la punta. La torsión ventricular, por su parte,
fué descrita en 1628 por William Harvey. Recién con las nuevas técnicas de
disección desarrolladas por Francisco Torrent Guasp y publicadas en 1980, se pudo
demostrar la arquitectura miocárdica permitiendo entender los diferentes
movimientos del corazón durante el ciclo cardiaco. A partir de esta estructura
arquitectónica es posible reconocer, que el ventrículo derecho tiene una función
predominantemente longitudinal y de torsión, mientras que el izquierdo, además de
la torsión, una preponderantemente radial.
En consecuencia la fase de llenado inicial del ventrículo es una función derivada de
la contracción del miocardio (segmento ascendente de la banda apical), el cual no ha
culminado su vaciamiento cuando comienza a llenarse. Este fenómeno garantiza la
continuidad de la columna hemática dentro de las cámaras cardíacas en las que por
razones de funcionamiento jamás pueden quedar totalmente vacías.
Las teorías de Torrent-Guasp obligan a redimensionar los componentes del ciclo
cardíaco y agruparlos básicamente bajo los conceptos vaciado y llenado (expulsiónsucción) que tienen, la expulsión, como punto de partida el acortamiento de las
lazadas basal y segmento descendente de la apical, y el llenado (succión) la
contracción del segmento ascendente del asa apical con el resto de la relajación y
diastasis ventricular, coadyuvado por la contracción atrial.
El llenado atrial básicamente depende del cambio de volumen y descenso de las
presesiones en su interior a consecuencia del desplazamiento apical de la unión AV
coadyuvado por la relajación atrial, mientras que su vaciado (en dos tiempos) se
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produce cuando la unión AV retorna a su posición inicial, y secundariamente
(segundo tiempo) ayudado por la succión ventricular y por la contracción atrial.
El vaciado de los ventrículos depende de la contracción del ambas lazadas, mientras
que el llenado inicial arranca con el estiramiento del segmento descendente del asa
apical cuando ocurre la contracción final del segmento ascendente.El llenado final
involucra la relajación activa y la diastasis o estiramiento de la banda.
Torsión, acortamiento y elongación serían los tres movimientos principales de la
bomba cardíaca (ver figura).
El rendimiento del corazón en función de la relación presión (P) – volumen (V)
durante su ciclo operativo, puede compararse a la de una Bomba de Desplazamiento
Positivo (BDP), la cual es un dispositivo de tipo mecánico en el que la expulsión del
líquido se logra por reducción del volumen de la cámara, intercambia energía con el
fluido en forma de presión y en el que no varía el caudal con el comportamiento
hidráulico del sistema. En el ciclo operativo de este tipo de dispositivo se identifican
cuatro fases:
1. Compresión: Cierre de válvulas de entrada y disminución del volumen de la
cámara porque el embolo comprime el fluido. Reducción de cavidad por acción
del embolo. En el corazón cierre de las válvulas atrio-ventriculares y contracción
isovolumétrica (TCI), reducción de la cavidad por acortamiento de las fibras y
aumento del grosor de pared.
2. Descarga o Vaciamiento: Se abre la válvula de salida, expulsión del líquido a
presión constante, flujo de velocidad uniforme. En el corazón: Apertura de
válvulas sigmoideas, flujo sistólico a presión variable. Onda de flujo, onda de
pulso.
3. Descompresión: caída de la presión de manera progresiva, cierre de válvula de
salida, retroceso del pistón, disminución brusca de la presión. En el corazón,
caída progresiva de la presión intracameral, retroceso elástico, relajación
isovolumétrica (TRI), inicio de apertura de válvula AV.
4. Llenado: Apertura de válvula de llenado, aumento brusco de la presión. En el
corazón: Fase de llenado pasivo y fase de llenado activo, incremento progresivo
de presión intracameral (presión variable y ascendente).
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En el caso de la BDP(sólido inerte) el acoplamiento se hace a una red rígida o sólida, la
presión, el volumen y la frecuencia del ciclo llenado-vaciamiento de llenado son
constantes, mientras que el corazón (biosólido) está acoplado a una red visco-elástica y
los parámetros (presión, volumen y la frecuencia del ciclo llenado-vaciamiento) son
variables. En el corazón además, existen circunstancias de dificultad , resistencia o
impedancia al vaciamiento (poscarga) y de facilidades o dificultades para el llenado
(precarga), que tipifican como único el tipo de trabajo que este realiza.
Fluido:
Sustancia que se deforma continuamente (velocidad) al ser sometida a un esfuerzo
cortante o cizalla (fuerza motriz o impulsiva) por muy pequeña que esta sea. Está
compuesta por moléculas en movimiento constante y es infinitamente divisible (un
continuo). Los fluidos pueden ser viscosos y no viscosos, compresibles o no
compresibles y su movimiento puede ser laminar, transicional, turbulento, uniforme y
pulsátil. Cuando la relación entre esfuerzo y deformación es directamente proporcional
se habla de líquido newtoniano (aire, agua, plasma y gasolina), mientras que se
denomina como liquido no newtoniano aquél en el que la deformación no es
proporcional al esfuerzo (sangre completa, aceites lubricantes, algunas suspensiones).
Los fluidos no newtonianos se clasifican como pseudoplásticos (cuando la línea de
tendencia de la deformación en respuesta al esfuerzo se ubica por debajo de la unidad) y
dilatantes si la pendiente es mayor a la unidad. En conclusión el plasma es un fluido
newtoniano, mientras que la sangre completa es no newtoniano dada su condición de
suspensión (plasma mas contenido celular). Por otra parte los fluidos pueden ser
compresibles (gases) o no compresibles (agua, aceite, plasma) y dependiendo de esta
característica la deformación bajo un determinado esfuerzo cizalla variara. Aplicada la
fuerza motriz se inicia la deformación y la masa comienza a desplazarse (energía
cinética) estableciéndose una relación entre la fuerza de deformación y el movimiento
de la masa, la energía originada se transforma originando un vector radial que da origen
a la onda de pulso y otro axial que origina la onda de flujo, entre la aplicación de la
fuerza y el inicio del desplazamiento existe un período de tiempo que se consume en
vencer la fuerza inercial, y que es conocido como momentum.
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Diagramas que muestran la relación entre el esfuerzo de cizalla, esfuerzo y
deformación y compresividad
Propiedades de los fluidos
Presión, temperatura, módulo volumétrico de elasticidad, viscosidad y tensión
superficial
Viscosidad
 Es una medida de la resistencia al fluir de un líquido y se relaciona con las
fuerzas intermoleculares. Sinónimo: Fricción interna. La viscosidad de la sangre
se mantiene relativamente constante en los grandes vasos (3,5 x 10 -2 Poise o
3,5 x 10 -3 Pascal-segundo). La viscosidad relativa de la sangre de adulto con
hematocrito entre 38-40% varia entre 3-3,3. En neonatos de menos de 37
semanas es de 3,48 y en los de término es de 3,90. La viscosidad del plasma es
de 1,5, cuando aumenta el hematocrito se eleva la viscosidad relativa. Son tres
los factores básicos capaces de modificarlas: el hematocrito, la temperatura y la
velocidad de flujo.
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La ecuación de Hagen-Poisseuille predice que, cuando todas las demás variables
son constantes, la velocidad del flujo cambia en la misma proporción en que
cambia la viscosidad , es decir que si la viscosidad se reduce a la mitad, la
sangre fluye al doble
desplazamiento del fluido está
 Viscosidad-Fricción: La resistencia al
determinada por el frotamiento contra las paredes (fricción marginal) y la
fricción entre las capas (fricción interna), la lámina limítrofe posee un flujo
estacionario (velocidad constante en función del tiempo)
Presión-Momentum
 Fuerza (F) que se aplica a un área (A) de sección transversal de la superficie del
líquido y que se calcula mediante la fórmula: F (Newtons)/A(m2) y se expresa
en Pascales (Pa)
 Momentum: transferencia de impulso lineal que conduce al transporte de la
masa. Se relaciona con la viscosidad
Tipos de fuerzas:
 Fuerzas superficiales: Son aquellas que actúan sobre las fronteras del medio a
través del contacto directo (paredes ventriculares)
 Fuerzas volumétricas: son las que actúan sin contacto físico y se distribuyen
sobre el volumen de fluido
Velocidad de Flujo:
Deformación continuamente incrementada de un material por la acción de fuerzas
finitas, en la cinemática cardiovascular las mas usadas se expresan en cm/s o m/s., o
bien:
 Volumen de fluido que pasa a través de un punto por unidad de tiempo, es
proporcional a la diferencia de presión en el vaso, en consecuencia el flujo va de
altas hacia bajas presiones
 Es la deformación expresada como velocidad que adquiere un fluido al ser
sometido a una fuerza impulsora,
 Distancia (s) entre dos puntos dividida entre el tiempo (t) que tarda el fluido en
alcanzarlos.
v = s/t
Velocidad crítica de flujo
 Es aquella en la que se realiza la transición de flujo laminar a flujo alterado y
mas tarde a flujo turbulento.
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Análisis del flujo:
1. Según la dimensionalidad
Los campos de velocidades (velocidad instantánea del centro de gravedad del volumen)
pueden ser especificados en tres coordenadas y de acuerdo al número de ellas que se
tomen en consideración el flujo puede ser uni, bi y tridimensional
2. Según la distribución temporo-espacial
 Temporal: Incluye el flujo pulsátil (arterial) y el flujo constante (venoso)
 Espacial: flujos parabólico, plano o tapón y bidireccional
3. Según la energía:
Con la contracción del corazón se genera una presión (P) que actúa sobre una superficie
de una masa , que se transforma en energía cinética que se descompone en dos vectores
el primero conocido como flujo axial y que genera una onda de flujo y el segundo
vector radial que genera la onda de pulso. Esta última viaja a mayor velocidad que la
primera que tiene que vencer la inercia de la masa sanguínea, de esta manera se crea un
desfase entre las velocidades de la onda de pulso y la onda de flujo. Esto es importante
recordarlo ya que en cada bifurcación de la red las ondas de pulso se reflejan y se
refractan y las primeras encuentran en su camino de retorno a las ondas de flujo
modificando sus velocidades.
4. Según su velocidad:
 Flujo estacionario: Es aquél en que la velocidad en cada punto del campo
permanece constante con el tiempo
 Flujo laminar
Aquél que se caracteriza por el movimiento de láminas o capas paralelas, concéntricas
con velocidades mayores hacia el centro y menores a medida que se acercan a las
paredes del vaso (gradiente de velocidades), entre las que existe una fricción menor a la
que se observa en la lámina limítrofe, la cual posee una velocidad estacionaria.
Jean Louis Poiseuille: Médico y físico estudió a profundidad los efectos que sobre la
velocidad de flujo tiene la reducción del diámetro del vaso y de sus estudios se puede
inferir que la velocidad de flujo es proporcional a la resistencia. La ley derivada de sus
experimentos podría anunciarse de la siguiente manera: “La velocidad del flujo
sanguíneo es directamente proporcional a la diferencia de presión entre los extremos del
vaso y a la cuarta potencia de su radio, e inversamente proporcional a la longitud del
vaso y a la viscosidad de la sangre”
Disposición telescópica de las láminas concéntricas en el flujo laminar.
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La reducción del diámetro del vaso aumenta la velocidad
Jacques Bernouille (Bazel 1654-1705)
La presión se reduce en la región en la que el flujo se acelera
De la relación velocidad-caída de presión se deriva el Efecto Venturi, por el cual si la
velocidad del fluido aumenta se disminuye la presión en dicho punto, y dependiendo de
algunas condiciones particulares de la red vascular (conexión seno portal-ductusvestíbulo venoso subdiafragmático-aurícula derecha), es posible que este efecto cause
aspiración de sangre en algunas ramificaciones en lugar de impulsarla.
Flujo turbulento
Este tipo de fenómeno conocido como remolinos o vórtices ha sido estudiado
ampliamente a lo largo de la historia de la humanidad, Leonardo Da Vinci se ocupo de
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ellos en las arterias, especialmente a nivel de las válvulas como se desprende de sus
dibujos y V. Van Gog los representó magistralmente en turbulencias de aire en muchos
de sus paisajes
Estructuralmente se caracteriza por movimientos tridimensionales, aleatorios, caóticos
donde se superponen pequeñas fluctuaciones de velocidades.(Reynolds Osborne.18421912). Se originan como consecuencia del aumento de la velocidad de flujo por encima
del número de Reynolds, y aparecen en el área post-estenótica. Número de Reynolds
(densidad del fluido, la velocidad, al diámetro y la viscosidad)
EXPERIMENTO DE REYNOLDS: PARAMETROS:
Velocidad del fluido en cm-s= s
Radio del tubo en cm= r
Viscosidad dinámica en Poise= vd
Viscocidad cinética en Stokes= vd/d
Densidad del fluido= d
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Número de Reynolds:
Parámetro adimensional que permite asignar a cada fluido la velocidad crítica o la
superior a esta, cuando pasa el flujo laminar a la fase de flujo alterado para luego ser de
tipo turbulento. Su fórmula es: Re = 2rs/vk
Flujo permanente y no permanente:
Cuando un vector de velocidad es el mismo en todos los puntos de la red se habla de
flujo permanente, mientras que será de tipo no permanente, cuando existen velocidades
diferentes en los diversos espacios de flujo. En los vasos sanguíneos eferentes
(arterias)existe un flujo permanente uniforme en los grandes vasos (macrocirculación) y
flujo permanente variado a medida que se va ramificando el sistema. En el sistema
aferente (venas) el flujo es permanente variado. Estos conceptos son aplicables a la
Hemorreología toda vez que la sangre fluye por ductus de diámetro progresivamente
variables, de mas a menos en las arterias y de menos a mas en las venas.
Leyes y principios que rigen el flujo sanguíneo:
El flujo sanguíneo se rige por los principios inherentes a todo movimiento de fluido:
conservación de la masa, conservación de momentum y conservación de energía.
1. El flujo sanguíneo (FS) es directamente proporcional a la diferencia de presión
(P) existente entre los extremos del tubo, pero inversamente proporcional a la
resistencia (R). FS = P/R.
2. La resistencia ( R ) al flujo de sangre es directamente proporcional a la longitud
del vaso (L) y a la viscosidad de la sangre (VS), y es inversamente proporcional
a la cuarta potencia del radio (r4). R = L.VS/r4
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3. La presión sanguínea en los capilares es 4 veces menor que la de la Aorta, la
tensión de pared en los capilares es 17.000 veces menor que la de la aorta y la
velocidad de flujo en los capilares es menor que la de las arterias y arteriolas.
4. La presión, resistencia y la velocidad de flujo es mayor en las arteriolas
(diámetro menor) y mas baja en los capilares.
5. La presión sanguínea aumenta por encima de la constricción del vaso y
disminuye por debajo de esta.
6. La velocidad de flujo aumenta con la presión, pero al incrementarse la velocidad
la presión desciende.
7. Si el área disminuye la velocidad tiende a aumentar y viceversa
8. El cambio de velocidad de la sangre es proporcional a las fuerzas externas que
actúan sobre ella (relación área-gradiente de presión)
9. Si aumenta la velocidad la presión desciende en ese punto
10. En los capilares el número de Reynolds es bajo (flujo laminar mas estable) y en
los grandes vasos los números de Reynolds son mas elevados (predisposición a
la turbulencia).
11. Los grandes vasos actúan como un reservorio, almacenando la energía pulsátil
del corazón y manteniendo un flujo mucho más continuo, que pasa a un lecho
periférico con una resistencia en la que se puede aplicar la ley de Poiseuille. La
cantidad de flujo que llega al reservorio es por lo tanto, la suma de los flujos de
resistencia y de complianza
12. Con el flujo continuo la relación entre la presión y el flujo se describe como
resistencia, mientras que en presencia en inductancia y complianza esta relación
se describe como impedancia
13. En la macrocirculación la sangre se comporta como un fluido con viscosidad
uniforme, por lo tanto se considera como fluido newtoniano
14. Bajo condiciones fisiológicas la sangre mantiene la densidad constante, por lo
tanto se evalúa como fluido no compresible.
La sangre desde el punto de vista de la cinemática:
La sangre es un fluido viscoso, no compresible, considerado como newtoniano en los
grandes vasos, con viscosidad menor en la red de meta-arteriolas y capilares, lo que le
confiere la propiedad de poseer número de Reynolds variable, elevado en los grandes
vasos y muy bajo en loe de pequeño calibre, su flujo es tridimensional, de perfil plano
en grandes vaso y parabólico en los de menor diámetro, es pulsátil y fluye en una red
elástica. Su comportamiento desde el punto de vista cinemático es muy complejo ya que
son múltiples las variables intervinientes en su comportamiento (Intrínsecas: densidad,
viscosidad, presión, velocidad, temperatura, extrínsecas: red elástica con componente
eferente y aferente cuyos diámetros varían, paredes internas rugosas (endotelio),
sometido a ondas de presión y de velocidad y bajo la influencia de la regulación propia
y a distancia ).
Redes flexibles
En 1615 William Harvey (1578-1658) describió la circulación en un descubrimiento que
podría ser catalogado como teórico debido a que llegó a tamizar sus convicciones a
través de razonamientos lógicos. La existencia de capilares se hizo efectiva por
Marcello Malpigie (1628-1694) 45 años después que Harvey los describió como una
necesidad lógica.
Desde el punto de vista de la mecánica de fluidos existen los siguientes tipos de redes:
15
1. Elástica Anisotrópica: Aquella red en las que la magnitud de la propiedad que se
evalúa no es la misma en todas las direcciones.
2. Elástica no compresible: Es una red rígida constituida por sólidos inertes.
3. Visco-elástica: Es aquella que posee características de elasticidad, conductancia,
capacitancia. Este tipo de red es la que mejor se adapta a la que está acoplada al
corazón y está integrada por arterias, arteriolas, meta arteriolas, capilares
arteriales, capilares venosos, vénulas y venas.
La red vascular posee una porción eferente dada por las arterias, arteriolas y capilar
arterial, y una porción aferente que se inicia en el capilar venoso, sigue con las vénulas
y venas principales. El fluido viscoso (sangre) fluye permanentemente por todo el
sistema de manera pulsátil en la porción eferente, mientras que el retorno se realiza en
un flujo de velocidad continua hasta alcanzar los grandes troncos venosos donde se hace
nuevamente pulsátil.
La regulación del flujo sanguíneo depende de la fuerza motriz que lo impulsa, de las
características propias del fluido, de las propias del vaso, de las influencias extrínsecas
(Sistema Nervioso Autónomo), de las paracrinas (óxido nítrico, bradiquinina,
prostaciclina) y de las intrínsecas. En estas últimas destacan las miogénicas
(modificaciones de la presión arteral general) y las metabólicas (pH, pCO2, pO2, ácido
láctico).
La aplicación de la mecánica al estudio de los grandes troncos arteriales, es
consecuencia de razones técnicas y de necesidades fisiológicas. Con el advenimiento de
los más modernos métodos de medición se ha logrado conocer las variaciones de flujo,
presión y deformación de las arterias de mediano y grueso calibre sobre todo del tipo de
las arterias humeral, femoral y carótida. Para asociar este progreso a la fisiología se
debe recordar que la macrocirculación (o sea el territorio arterial de grueso y mediano
diámetro) está dominada por el efecto amortiguador de la función capacitiva de estas
arterias y la microcirculación por el efecto disipativo debido a la predominancia
resistiva del lecho de las arteriolas. Debemos recordar que es en las grandes arterias
donde se concentra más del 70% de la capacitancia del árbol arterial.
En esta red el flujo responde a ciertas propiedades físicas, principios y leyes que fueron
consideradas previamente y entre las que destacan la elastancia y la capacitancia
vascular, la elasticidad, la tensión de pared, vibración de pared, las leyes de Laplace y
Bernoulli, relación pulso/flujo, resistencia; muchas de ellas derivadas de la interacción
vaso-sangre, y por supuesto que, esta red consume y disipa energía mediante los
mecanismos de histéresis, relajación y fluencia.
Arteria: Conducto que responde al modelo reológico de una red flexible de la
viscoelasticidad, son rectas o sinuosas, con ramificaciones de diámetro progresivamente
reducido y en cuyo interior se da un flujo pulsátil. Desde el punto de vista de la
mecánica de fluidos pueden ser considerado como resistores. Poseen capacidad para
almacenar energía, se expanden con la onda de presión (complianza). Son considerados
como resistores.
Red capilar La parte final de la red arterial que se continúa con la parte inicial de la red
de retorno o aferente
Venas: Conducto muy elástico, de gran complianza, sinuosas y rectas, provistas de
válvulas (extremidades inferiores),son considerados como capacitores.
16
Relación entre las ondas de pulso y de flujo:
El corazón al contraerse genera una energía que se propaga sobre el volumen de sangre
contenido en las cámaras y hacia la red vascular, es decir la energía potencial se
transforma en energía cinética y en estas circunstancias se presentan dos fenómenos:
1. La energía se convierte en presión, que se equilibra con el esfuerzo de
deformación del vaso, produciéndose la onda de pulso. En el sistema
circulatorio las ondas de presión viajan desde el corazón hacia los órganos y se
reflejan en las bifurcaciones y se atenúan a medida que se alejan de la bomba
cardiaca. En la aorta la velocidad de la onda de presión o de pulso es de 1,5 m/s
2. La energía vence las fuerzas inerciales de la masa sanguínea imprimiéndole una
velocidad, generándose así la onda de flujo cuya velocidad es menor que la de la
onda de pulso.
Estos dos eventos tienen importancia capital en la morfología de las ondas de
velocidad de flujo Doppler (OVF) ya que si en sobre el campo de flujo se sobrepone
una onda de pulso que se ha reflejado en una bifurcación ejerce impacto
desacelerativo sobre las láminas de flujo, originando muescas en la rama
descendente des espectro de velocidades. Por otra parte el retroceso elástico del vaso
y la tendencia retrógrada de la columna sanguínea luego de agotarse el efecto cizalla
influencian las velocidades en tiempos diferentes. Todos estos elementos influyen
en la morfología de la OVF Doppler de los grandes vasos.
Resumen de las características de los subsistemas del SCC
CORAZON
VASOS SANGUINEOS
SANGRE
Elasticidad
Histéresis
Solución
Capacitancia
Relajación
Viscosidad
Tensión de pared
Fluencia
Compresividad
Contractilidad
Elastancia
Deformabilidad
Rendimiento
Capacitancia
Homogeneidad
Trabajo
Tensión de pared (*)
Densidad
Potencia
Energía de Flujo (*)
Velocidad de flujo
Eficiencia
Esfuerzo de flujo (*)
Número de Reynolds
Vibración de pared (*)
Presión
Relación pulso/flujo
Pulsatilidad
Resistencia / impedancia
Flujo
(*) Interacción vaso-sangre
17
Modelado cardiovascular:
Para evaluar el comportamiento dinámico de un sistema se requiere un modelo, que
puede ser físico o matemático, este último es una representación del sistema mediante
ecuaciones que caracterizan o tipifican las funciones y los elementos de operación. El
modelo puede evaluar el sistema completo o solo una parte de él. Según Bustamante, el
SCC fue modelado completamente por Coleman (1985) y Sud (1993), mientras otros
han realizado modelos parciales para el estudio de un fenómeno en particular, como el
de Jaron (1988) para evalar el efecto de la aceleración sobre la circulación, el de Ursino
(1990) para analizar la regulación cerebrovascular, y en nuestro continente está el de
Bustamante (1995) el cual evalúa el efecto de los parámetros que caracterizan las
estructuras cardíacas sobre los flujos transvalvulares.
Teoría del caos y reología
 Comportamiento regido por factores determinísticos (obedece a leyes
determinadas), pero con un nivel significativo de incertidumbre en la evolución
de su comportamiento Claude Bernard (Homeostasis. Determinismo)
 El flujo sanguíneo adopta un comportamiento caótico, obedece a leyes
determinadas en un momento dado, pero está influido por factores variables e
impredecibles
Biodinámica cardiaca de la embarazada:
El embarazo normal está acompañado por adaptaciones del sistema cardiovascular
materno y que incluyen un incremento en el gasto cardíaco y disminución de la presión
sanguínea y de la resistencia vascular sistémica. Los cambios precisos y su explicación
permanecen bajo discusión. En el estudio de Oppen citado por Dushyant y cols. los
autores mostraron rangos muy amplios en los valores del gasto cardíaco reportados
estudios incorporados al meta-análisis, pero a pesar de las limitaciones se puede
concluir señalando que existe una tendencia a valores mas elevados del gasto en el
segundo trimestre si se les compara con los del primero y que dichos valores son mas
bajos en el tercer trimestre si se les compara con los del segundo trimestre. Por otra
parte están los estudios de Hennessy y cols. quienes demostraron un pico de 49% de
incremento en el gasto cardíaco a las 32 semanas de gestación que luego declinó a un
21% al termino. Dushyant y cols reportan un incremento del gasto cardíaco
predominantemente hacia el final de la mitad del embarazo y continúa incrementando
con un pico al término, reportando además un dramático descenso de la resistencia
vascular sistémica al inicio del tercer trimestre. La bomba cardiaca de la gestante debe
realizar un mayor trabajo, pues debe movilizar un mayor volumen cardíaco por unidad
de tiempo a fin de cubrir las demandas impuestas por la placenta y el feto y de allí que
estos autores encuentran una relación estadísticamente significativa entre el área
corporal materna y el peso del neonato. Otro aspecto a tomar en cuenta es que la sangre
de la gestante sufre modificaciones reológicas importantes impuestas por la
hemodilución y el descenso de los valores de hemoglobina que conducen a una
disminución de la viscosidad sanguínea, al menos en condiciones normales, ya que en
las patologías propias de la gravidez puede ocurrir una hemoconcentración, con
aumento de factores procoagulantes y que unidos a una respuesta vasoespástica
exagerada pueden comprometer el desplazamiento del fluido hemático al aumentar la
viscosidad y la resistencia vascular sistémica. Los cambios en la red vascular úteroplacentaria se tratan a continuación.
18
Diagrama de bloques del Sistema Cardiocirculatorio (SCC) del adulto:
LA FLUJOMETRIA DOPPLER EN OBSTETRICIA
REOLOGIA Y DOPPLER PULSADO
El sistema cardiovascular está constituido por una bomba con función de expulsión y
succión y que actúa con el objetivo de movilizar la sangre (fluido viscoso) a través de
una red elástica con una vía eferente (arterial) que se caracteriza por una reducción
progresiva de sus diámetros y que se continúa con la vía aferente (venosa) cuyos
diámetros se incrementan progresivamente. En el feto el sistema cardiovascular está
conectado además con una circulación extracorpórea que es la placenta.
Para interpretar las ondas de velocidad de flujo que se originan en cada uno de los
sectores vasculares, resulta indispensable entender como se produce el fenómeno del
flujo, es decir como se mueve la sangre impulsada por la bomba cardiaca , entonces
debemos en primer lugar recordar que existe una ciencia que trata de los fluidos en
movimiento conocida como mecánica de fluidos o Hidrodinámica ,siendo su objetivo el
estudio del movimiento de los líquidos analizando las magnitudes involucradas
(dimensión, tiempo, vectores, gasto), las fuerzas actuantes (presión, gravedad, tensión),
la temperatura y las propiedades del fluido (densidad, peso específico, viscosidad,
tensión superficial). Por otra parte y como ciencia derivada de la hidrodinámica está la
Cinemática o Reología que es la ciencia que estudia la deformación y flujo de materia,
es decir que se ocupa del movimiento de los fluidos en términos de velocidad,
aceleración y desplazamiento, y que en el caso específico de la sangre es conocida como
Hemorreología.
La sangre es un fluido elástico, es decir que bajo el efecto de un esfuerzo cortante o
cizalla sufre modificación en su forma mas no es compresible, posee además otras
propiedades tales como densidad, peso específico, viscosidad y tensión superficial, que
permiten definirla como un fluido viscoso, que se desplaza dentro de un campo de flujo
tridimensional, laminar o turbulento, con una distribución espacial que puede ser
parabólica, plana o tapón y bidireccional, con distribución temporal de tipo pulsátil
(arterial) o constante (venoso). Su comportamiento desde el punto de vista cinemática es
sumamente complejo, difícilmente responde a las ecuaciones conocidas (Navier-Stokes,
Euler, etc.) ya que son múltiples las variables intervinientes en su movimiento, así se
19
mencionan las intrínsecas (densidad, viscosidad, presión, velocidad, temperatura) y las
extrínsecas (diámetro, paredes de la luz vascular rugosas, influencia de las ondas de
presión, de velocidad, regulación bioquímica local y a distancia, etc.). En general
podemos decir que la velocidad con que se desplaza el fluido hemático responde a
ciertas reglas tales como: mientras menos viscosidad mayor velocidad, a menor
diámetro mayor velocidad (Poiseuille), a mayor presión mayor velocidad, a mayor
velocidad mayor probabilidad de turbulencia (Reynolds), y a mayor complianza
vascular mayor será el flujo.
El conjunto de sangre y de vasos sanguíneos se agrupan en una red visco-elástica
donde el flujo es permanente, de manera pulsátil o continua según el sector que se
considere y que se rige por leyes y principios hemodinámicos sujetos a variables de
autorregulación e imponderables que dificultan la exacta evaluación y análisis de su
comportamiento.
Existe un gran número de procedimientos destinados al estudio del flujo sanguíneo, la
mayoría de ellos son invasivos o suponen un riesgo muy elevado para ser empleado en
el estudio del feto humano y hasta la aparición del análisis flujométrico mediante el
efecto Doppler, todos los conocimientos acerca de la hemodinámica feto-placentaria
provenían de experimentos realizados en animales, especialmente en ovejas, pero la
tecnología Doppler ha permitido realizar estos estudios de manera incruenta
significando un importante avance en el conocimiento de los cambios hemodinámicos
de la gestación.
Mediante el Doppler pulsado, complementado por la ultrasonografía bidimensional, el
Doppler color o el angio Doppler es posible identificar un vaso, colocar en la luz de este
una ventana (volumen de muestra), dirigir hacia el un haz de ultrasonido de elevada
frecuencia (3,5-5,0 MHz) y recoger las señales que rebotan desde los cúmulos de
glóbulos rojos que en láminas se desplazan a diferentes velocidades en la luz del vaso,
señales que son acumuladas y representadas a manera de ondas de velocidades de flujo
(OVF). Para evaluar con precisión el débito instantáneo de un vaso es necesario conocer
con exactitud la velocidad media de flujo (Vm) y esto se logra si el ángulo de
insonación del vaso es lo mas cercano posible a 0o, se necesita calcular el área (A) del
vaso en cm2 y finalmente calcular la frecuencia cardiaca (FC); con estos tres elementos
y aplicando la fórmula: Vm x A x FC se obtiene el gasto cardíaco (GC) expresado en
ml/seg.
Hasta el momento es imposible realizar mediciones confiables de volumen de flujo en
fetos humanos, ya que los errores en las medidas de los diámetros de los vasos, dada la
elasticidad de estos y la característica de pulsatilidad del flujo que circula en los
mismos, y la toma de muestra, excluyendo una coordenada de un fluido con campo de
flujo tridimensional, limitan el uso del Doppler; es por ello que el análisis de las OVF
mediante índices independientes del ángulo de insonación y que reflejen las alteraciones
de la ondas y la proporcionalidad de sus componentes han resultado mas confiables,
hasta el momento, para evidenciar cambios circulatorios.
Circulación fetal:
La evaluación de los circuitos vasculares que integran la unidad útero-placento-fetal,
constituyen hoy en día un pilar fundamental en el diagnóstico prenatal, tanto de las
condiciones fisiológicas tanto como las que imperan en casos de anomalías del
conceptus.
Con la información disponible en la actualidad (1-45) se pueden configurar cinco
circuitos vasculares en la unidad materno-placento-fetal.
20
El primer circuito es el útero-placentario, e incluye las ondas de velocidad de flujo de
la arteria uterina, el espacio retrocorial, la arteria umbilical y vena umbilical, sectores
que han demostrado utilidad en la predicción de los trastornos hipertensivos del
embarazo (THE), el crecimiento fetal retardado (CFR), y el desprendimiento prematuro
de placenta (DPP).
El segundo circuito es el umbílico-porta-ductal integrado por la trayectoria intra
abdominal de la vena umbilical, su llegada al seno portal, su continuación con el ductus
venoso o de Aranzio, a través del cual el flujo sanguíneo proveniente de la placenta
atraviesa la aurícula derecha, alcanza la izquierda y de allí el ventrículo izquierdo para
ser lanzada hacia la aorta ascendente; la evaluación de este sector vascular ha
demostrado ser de importancia en los casos de anomalías cardíacas tanto estructurales
como funcionales.
El tercer circuito es el aórtico-cerebral que como su nombre lo indica esta integrado
por la aorta ascendente y su arco, los vasos del cuello y los cerebrales, y de cuyo estudio
flujométrico tanto arterial como venoso puede obtenerse importante información
durante la hipoxia intrauterina y la puesta en marcha de los mecanismos de
redistribución de flujo y vasodilatación cerebral (circuito de ahorro).
El cuarto circuito es el ductus-pulmonar cuyos componentes son el ductus arterioso de
Botalli (DA), la arteria pulmonar (AP) y las venas pulmonares, cuyo abordaje mediante
el Doppler permite la evaluación del desarrollo del lecho pulmonar (39), de las
cardiopatías ductus dependientes y del efecto constrictor que sobre el ductus ejercen los
fármacos que inhiben la síntesis de las prostaglandinas y otros medicamentos. A través
de este circuito circula la sangre que proviene de las venas cava (superior e inferior),
pasa a la aurícula derecha, luego al ventrículo derecho y de allí hacia el tronco de la
arteria pulmonar, ductus arterioso y arterias pulmonares.
El quinto circuito es el corpóreo-umbilical el cual cierra el sistema vascular fetal y está
integrado por todas las ramas de la arteria aorta descendente, encontrándose la arteria
renal, la esplénica, la mesentérica superior y la umbilicales. Se incluye además en este
circuito, la vena umbilical en su trayecto extra fetal. Sus integrantes han sido estudiados
mediante el Doppler pulsado tanto en condiciones normales como en las patológicas.
El trabajo cardíaco se realiza en función de dos elementos fundamentales, la precarga y
la poscarga, la primera está íntimamente vinculada con el retorno venoso hacia el
corazón y depende del volumen de sangre disponible y eyectado por el ventrículo
derecho e izquierdo del corazón fetal y de las presiones residuales en las cavidades
auriculares hacia las que regresa dicho flujo, es por ello que resulta de gran pertinencia
la evaluación flujométrica tanto del sistema eferente (arterial) como el aferente
(venoso). Ambos elementos (precarga y poscarga) están representados en las
velocidades de las OVF de las venas centrales.
Red vascular placento-fetal
El sistema aferente o venoso en el feto está integrado por las venas cavas superior e
inferior, el ductus venoso, las venas hepáticas y las venas pulmonares, la vena porta
principal desemboca en la vena porta derecha intrahepática la cual está conectada al
seno portal al igual que las venas porta izquierdas intrahepáticas inferior y superior (30).
El sistema venoso aferente incluye la vena umbilical, la cual drena en el seno portal en
forma de L, este se conecta con las venas portales intrahepáticas derecha e izquierdas
(superior e inferior) que perfunden los lóbulos respectivos. La vena porta derecha posee
un gran número de ramas, siendo la arquitectura muy variable entre los especimenes, su
grosor es marcadamente mayor que las venas portales intrahepáticas izquierdas. En
consecuencia el seno portal es el espacio vascular comprendido entre el punto de origen
21
de la vena portal inferior izquierda al punto de origen de la vena portal derecha. Las
venas que se originan de la confluencia de la vena esplénica y de la vena mesentérica
superior desembocan en la vena portal extrahepática.
El ductus venoso se origina al final del seno portal formando un ángulo con este con
giro hacia la derecha, dentro del lóbulo derecho del hígado dirigiéndose hacia el
diafragma en búsqueda del vestíbulo venoso subdiafragmático, sus paredes son
convergentes a manera de vidrio de reloj y su ostium de desembocadura, con
orientación hacia el foramen oval. El ductus venoso de Aranzio garantiza que parte de la
sangre oxigenada que retorna a la placenta alcance la aurícula izquierda a través del
agujero oval.
En resumen, la sangre oxigenada que llega al hígado a través de la vena umbilical, drena
en el seno venoso portal y desde allí sigue por cuatro vías, la de la vena porta derecha,
la de las venas portas izquierdas (inferior y superior) y la del ductus venoso de Aranzio.
El mayor volumen (60-70%) de sangre se distribuye en el lóbulo izquierdo y derecho
del hígado, mientras que el restante sigue la vía del ductus venoso hacia el vestíbulo
venoso subdiafragmático y de allí pasa desde la aurícula derecha hacia la izquierda a
través del forámen oval. La sangre oxigenada que perfunde a los lóbulos hepáticos es
recolectada por las venas suprahepáticas izquierda, media y derecha que junto a la vena
cava inferior alcanzan también el vestíbulo venoso subdiafragmático, vertiéndose el
contenido de estas en la aurícula derecha. El sistema venoso hepático aferente está
integrado por un conjunto de vasos que nacen en los lóbulos hepáticos derecho e
izquierdo y que convergen en troncos venosos principales: venas hepáticas derecha,
media e izquierda, la izquierda y la media son anteriores y corren en el mismo sentido
del ductus venoso, mientras que la derecha lo hace de manera paralela y anterior a la
vena cava inferior. Los orificios de desembocadura de todos estos vasos (venas
hepáticas, ductus venoso y vena cava inferior) desembocan en un espacio vascular con
forma de un embudo invertido, que se ubica justo por debajo del diafragma, ubicándose
la porción mas ancha sobre el hígado, esta estructura constituye el vestíbulo venoso
subdiafragmático. La vena portal extrahepática, también conocida como vena portal
común, vena portal principal o tronco de la vena portal, está formada por la confluencia
de las venas esplénica y mesentérica superior y penetra al hígado por el hilio hepático y
drena en la vena porta derecha. El flujo sanguíneo proveniente de la vena porta principal
o extrahepática drena en la vena porta derecha con lo que su flujo sigue la misma
dirección del que esta lleva.
Se deben eliminar algunos conceptos tales como: el ductus venoso desemboca en la
vena cava inferior, pues esta es una variante que debe ser considerada como una
anomalía de agenesia ductal y drenaje de vena umbilical directo a la VCI, otro criterio a
desterrar es el de que existe continuidad anatómica entre la vena umbilical y el ductus
venoso, pues lo cierto es que entre ambos está el seno portal con sus ramas y finalmente
se debe dejar de utilizar la terminología de “seno intermedio”, “receso umbilical”y
“seno umbilical”.
Diagrama de bloques del Sistema Cardiocirculatorio (SCC) del feto
22
ONDAS DE VELOCIDAD DE FLUJO
Sector cardiaco
Básicamente el corazón se comporta como una bomba de doble función, expulsa y
succiona sangre, en cada cámara se dan fenómenos de llenado y vaciamiento en perfecta
sincronización y en función de gradientes electro-mecánicos y reológicos, con
regulación multifactorial, que garantizan el flujo constante de sangre. A través de las
válvulas atrio-ventriculares (Tricúspide y Mitral) pasa la sangre que proviene de las
aurículas para ser lanzada hacia las conexiones ventrículo-arteriales. Las ondas de flujo
en ambos ventrículos son básicamente iguales, son ondas bifásicas, es decir con dos
picos, el primero es conocido como onda E y el segundo como onda A.
La onda E se inicia cuando luego del vaciado del ventrículo comienza a relajarse y las
valvas AV se abren en primera fase, en este momento comienza el llenado de la cavidad
ventricular, este llenado inicial conocida como relajación isovolumétrica y llenado
pasivo, no es otra cosa que una consecuencia de la contracción del segmento ascendente
del asa apical, es limitada en el feto, pues la fibra miocárdica posee cierta rigidez
(mayor que la del adulto) que dificulta su retroceso elástico y su complianza, en
consecuencia este pico de velocidad y en condiciones normales va a ser menor que el
que le sigue, que es la onda A y que se origina como consecuencia del llenado definitivo
de la cavidad ventricular como consecuencia de la succión intraventricular al retornar la
union AV a su punto de orígen y de la sístole atrial que la complementa, también
conocida como “patada sistólica atrial”. De acuerdo a los conceptos propuestos por
Torrent-Guasp no es precisamente de la contracción de la aurícula de quien depende el
llenado definitivo de los ventrículos cardíacos. La OVF AV en el adulto hasta los 58
años muestra una morfología invertida, la onda E es mayor que la onda A.
Como quiera que la válvula tricúspide tiene una ubicación totalmente diferente a la de la
sigmoidea pulmonar, la OVF en el VD no presenta al final de la onda A, una onda de
velocidad positiva o negativa (según la orientación que se de al registro flujométrico)
que corresponde al tracto de salida y que en el caso del VD se realiza a través del
infundíbulo; fenómeno que si se observa en el caso del VI, en cuya OVF podemos
observar como al final de la rama descendente de la onda A aparece una onda en
dirección contraria y que está dada por el flujo que se dirige hacia la aorta a través del
atrio del VI y refleja la eyección o vaciado ventricular (Figura No 1)
23
Figura No. 1: Correlación electrocardiográfica (P,Q,R,S,T) y Flujometría de ondas
atrioventriculares (E y A) y de Aorta (Ao). E: llenado inicial de ventrículo, A: llenado
final de ventrículo, TCI: Tiempo de Contracción Isovolumétrica, TE: Tiempo de
Eyección, TLL: Tiempo de Llenado, TRI: Tiempo de Relajación Isovolumétrica, QT:
Intervalo QT del ECG.
DIASTOLOGIA BASICA
El nuevo cuerpo de conocimientos que en cardiología se agrupa bajo la denominación
de diastología, se ocupa de la eficiencia del llenado de las cámaras cardíacas encuentra
un excelente medio para ser evaluado en el estudio exhaustivo de la morfometría de las
ondas de flujo a nivel de las conexiones veno-atriales derechas e izquierdas, así las OVF
de flujo Doppler de las venas pulmonares fetales aportarían valiosa información acerca
del funcionalismo del ventrículo izquierdo, mientras que las OVF de la VCS y VCI se
relacionan con el rendimiento del ventrículo derecho. A manera de resumen se puede
afirmar que el mayor rol en el retorno venoso hacia el corazón fetal lo desempeñan las
venas cava, las hepáticas y el ductus venoso, y que aproximadamente un 20% de la
energía del trabajo cardíaco es consumida durante la diástole, siendo la relajación un
fenómeno activo y no meramente pasivo (retroceso elástico) como era considerado años
atrás.
Por otra parte el gradiente de velocidades entre la VCS y la VCI en el caso de la
circulación fetal, habla de la proporción del volumen sanguíneo que es distribuido en
los diferentes segmentos corporales, circunstancia que indudablemente estará vinculada
a las exigencias del crecimiento y desarrollo fetal, así y gracias a los trabajos de Salim,
sabemos que en el neonato tanto el volumen cardíaco como el flujo en la VCS aumentan
con el incremento de la edad y del área de superficie corporal, siendo el porcentaje del
volumen sanguíneo que retorna a la aurícula derecha a través de la vena cava superior
de un 49% y se incrementa a un 55% del volumen total de la precarga a los 2,5 años de
edad, y este tiende a aumentar conforme pasa el tiempo. En el adulto han sido
reportadas cifras para el mismo parámetro en un 35%, cifra que se alcanza en el infante
a la edad de 6,6 años. Estos autores concluyen que el aumento en la contribución a la
precarga del flujo a través de la VCS es el resultado de un cambio provocado por el
crecimiento y maduración del neonato, y que de resultar ciertas las hipótesis que se han
formulado al respecto, podrían extrapolarse al feto.
Las ondas de velocidad de flujo en el sector venoso, a excepción de la vena umbilical,
son trifásicas, con dos picos positivos y uno por lo general negativo entre los dos
24
primeros existe una incisura, el primer pico de velocidad conocido como velocidad
sistólica máxima (Smax) está relacionada con el llenado rápido de la aurícula y se
corresponde con el evento mecánico de la sístole ventricular con desplazamiento apical
de la unión AV, luego viene una incisura denominada velocidad sistólica mínima
(Smin) relacionada con el llenado lento de la aurícula, acto seguido aparece otro pico de
velocidad que coincide con el llenado inicial del ventrículo y por ello ha sido designada
como onda E, en ese momento en el que se abren parcialmente las válvulas atrioventriculares y el gradiente de presiones entre ambas cavidades permite que una nueva
cantidad de sangre penetre hacia la aurícula, finalmente al ocurrir la relajación de la
banda miocárdica y durante la contracción atrial se produce la segunda fase de llenado
(onda A), apareciendo en el sector venoso una incisura profunda que puede ocasionar
flujo en reversa. Es decir que en cada onda de flujo de las venas centrales existen
componentes de llenado o de succión (Smax, Smin, onda E) y otro de vaciado (onda A)
fieles reflejos de la eficiencia miocárdica. (Figura No. 2)
Figura No. 2: Correlación de ondas E y A de sector cardíaco (encima de la línea
de base), sector venoso (Smax: Sístole o llenado inicial, Smin: Sístole mínima o
fin de llenado, A: sístole o vaciado Atrial) y arterial (Ao: Aorta)
El corazón fetal se caracteriza, entre otras cosas, por la inmadurez de su miocardio y por
trabajar en condiciones muy cercanas al límite de su capacidad de reserva, su
mecanismo de Frank-Starling es limitado, así como también lo es su capacidad de
relajación o de retroceso elástico, ello trae como consecuencia que la morfometría de
sus ondas atrio-ventriculares resulten anormales si se las compara con una onda de un
lactante o un adulto normal, esto resulta de fundamental interés para el diagnóstico
intrauterino correcto. Por otra parte, a medida que avanza la gestación y nos
aproximamos al parto, los patrones de ondas así como la proporcionalidad en la
distribución de los flujos se va modificando, y los patrones conductuales fetales tienden
además a influir en el comportamiento de dichos flujos; criterios que si son obviados
pueden inducirnos a cometer serios errores.
El análisis e interpretación de las OVF Doppler de los diferentes sectores vasculares
fetales entraña una serie de dificultades que aún no han sido del todo resueltas y al igual
25
que ocurre con los jeroglíficos egipcios, los investigadores, según Huhta andan tras la
búsqueda de la piedra Rosetta de la flujometría Doppler fetal para descifrar la
información que dichas ondas contienen y esperamos que así como hace una centuria
los cardiólogos encontraron la utilidad en el diagnóstico clínico del estudio de las
pulsaciones de la vena yugular, los ecocardiografistas fetales puedan traducir la
información cardiaca que el pulso venoso central del nonato nos intenta hacer llegar.
Sector arterial
Las OVF del sector arterial se caracterizan por presentar dos fases, un pico de
velocidades máximas conocido como pico sistólico y una segunda fase de velocidades
mínimas o diastólicas. Se acepta que esta fase de velocidades mínimas, tiene una
relación inversa con la impedancia vascular, así cuando esta está elevada, las
velocidades diastólicas son menores y viceversa. Tanto la rama ascendente como
descendente del pico sistólico pueden variar dependiendo del vaso que se estudie. En el
feto el que presenta la mayor velocidad es el ductus arterioso y en este vaso el
componente diastólico puede presentar una incisura al inicio seguido de un pequeño
pico diastólico el cual se continúa con velocidades mínimas de suave descenso. En el
resto de las arterias la rama de descenso del pico diastólico se continúa de manera mas o
menos suave con las velocidades diastólicas, las cuales en condiciones normales
siempre serán positivas y en condiciones patológicas desaparecerán o podrán hacerse
negativas o en reversa. Cabe destacar que en la rama descendente del pico de
velocidades puede aparecer una muesca la cual es atribuida a la onda de presión que
retorna rebotada desde una bifurcación, y que en la incisura negativa de la protodiástole
de los grandes vasos interviene además del diferencial de presiones que ocurre durante
el cierre de las válvulas sigmoideas, el retroceso elástico de las paredes del vaso.
Sector Venoso
Como ya apuntamos, el corazón se comporta como una bomba de doble función,
expulsa y succiona sangre, en cada cámara se dan fenómenos de llenado y vaciamiento
en perfecta sincronización que garantizan el flujo constante de sangre. En las aurículas
se refleja la eficiencia del trabajo de los ventrículos y el volumen de sangre que llega a
ellas, y en las características morfométricas de las ondas en las conexiones venoatriales, se pone en evidencia como se está distribuyendo el volumen sanguíneo en los
circuitos dependientes de las cámaras cardíacas, que funcionan en paralelo y con
diversas estructuras como blanco.
Los factores que intervienen para que la sangre retorne hacia el corazón serían en primer
lugar el mecanismo de succión ejercido por la diástole auricular, el sistema de bajas
presiones que existe en la red venosa (vena umbilical, VCS, VCI) y a nivel del ductus
de Aranzio, el gradiente de presiones entre el seno portal y la aurícula derecha. El efecto
de succión sobre el ductus venoso el cual es de mucho menor diámetro que el vaso de
donde emerge (seno portal) interviene generando un fenómeno de “ordeñamiento” que
se traduce en un aumento significativo de las velocidades y cambio radical en la
morfología de la onda, así ésta es de baja velocidad y sin pulsatilidad en el área preductal y de tipo trifásico en el trayecto ductal, en el que los picos máximos alcanzan
velocidades similares a los observados en las arterias. En el sector venoso umbilical y
en condiciones normales, las OVF muestran una banda de velocidades continuas, patrón
que se mantiene hasta el seno portal, mientras que en el resto de las venas centrales el
patrón es trifásico, con componentes sistólicos (pico de velocidad sistólica máxima y
mínima) y diastólico (ondas E y A). Las primeras reflejan la precarga y las segundas la
actividad de llenado ventricular y su eficiencia para eyectar el volumen cargado
(poscarga).
26
REPUESTA HEMODINÁMICA FETAL ANTE LA HIPOXIA:
De los numerosos estudios experimentales realizados por las escuelas de Rudolph y
Dawes, entre 1960 y 1970 ha quedado suficientemente demostrado que el feto es
suficientemente capaz de reaccionar ante una reducción en el aporte de oxígeno y
adaptarse momentáneamente a la situación de alarma, poniendo en marcha un
mecanismo que ha sido conocido bajo las denominaciones de “circuito de ahorro” o
“brain sparing”.
Ante la noxa hipoperfusora la respuesta multisistémica fetal depende de la magnitud de
la hipoxia (leve, moderada y severa) y de la manera en que esta actúa (aguda, crónica o
mixta); durante la hipoxia aguda y severa la respuesta cardiovascular en el feto normal
es substancialmente diferente a la del feto sometido a una reducción prolongada de
nutrientes, en el feto normal y la centralización hemodinámica raramente se presenta, la
redistribución de flujo es mas que todo a nivel del propio cerebro y es reorientado hacia
el tallo cerebral a fin de mantener las funciones autonómicas a expensas del flujo de
otras áreas del cerebro. Las adaptaciones en los casos de episodios prolongados de
hipoxia en el feto que crece normalmente han sido ampliamente estudiadas y coinciden
con aquellas manifestaciones que presenta el feto afectado por un crecimiento
restringido (CFR), inicialmente con una hipoxia leve a moderada aparece una
vasoconstricción selectiva en los lechos vasculares fetales de los cuales escapan el
cerebro, el corazón y las glándulas suprarrenales, aumenta la presión arterial y se activa
el circuito de redistribución del gasto ventricular combinado con el fin de incrementar el
flujo sanguíneo hacia órganos vitales a expensas de órganos periféricos. Los cambios
hemodinámicos involucrados con la activación del “circuito de ahorro”, de
“redistribución de flujo” o de “respuesta hemodinámica de protección” pueden ser
evaluados mediante el análisis morfométrico de las ondas de velocidades de flujo tanto
de arterias como venas fetales, y es allí donde la flujometría Doppler ha venido a llenar
un importante vacío en el estudio y la comprensión de los cambios hemodinámicos que
ocurren durante la vida intrauterina. En circunstancias normales entre un 20 a 30% de la
sangre bien oxigenada que retorna desde la placenta pasa a la aurícula izquierda vía
ductus venoso y foramen oval, el volumen restante (70-80%) fluye a través del hígado
por las venas porta intra hepáticas (derecha e izquierdas) que luego de perfundir el
parénquima hepático drenan hacia las venas suprahepáticas que a su vez desembocan en
el vestíbulo venoso subdiafragmático junto con la vena cava superior y el ductus de
Aranzio. En el feto hipóxico, el 70% del flujo sanguíneo umbilical sigue la vía del
ductus para mantener la perfusión de órganos que son territorio a ser perfundidos por el
ventrículo izquierdo (corazón, cerebro y suprarrenales), como consecuencia de esto, a
los órganos tales como el hígado, riñones, intestinos, músculo y esqueleto se les reduce
la perfusión, pero permite la sobrevivencia fetal por largo tiempo, pero si el nivel de
oxigenación miocárdica desciende por debajo del nivel crítico el corazón se pone mas
rígido y las presiones venosas aumentan. Esto puede ser reflejado en los patrones de
velocidades de las venas más próximas al corazón como son las venas cavas, las
hepáticas y el ductus venoso.
Los mecanismos compensatorios hemodinámicos en el sector arterial generados por la
hipoxemia son mediados por los quimiorreceptores arteriales y en el sector venoso
dichos cambios pudieran estar relacionados con el incremento de la precarga, las
presiones residuales intra cardiacas, el aumento de la rigidez miocárdica. Un aumento
en la poscarga ventricular debido a alta resistencia placentaria y vasoconstricción
periférica, puede incrementar el volumen residual en el ventrículo y de la presión tele
27
diastólica dentro de este, y si la contractilidad cardiaca es todavía normal, cuando ocurre
la sístole atrial aumenta el flujo en reversa hacia el sistema venoso y aunque exista un
flujo preferencial hacia el forámen oval, el efecto del aumento en la presión residual en
el ventrículo derecho es el mismo para la VCI, venas hepáticas y ductus venoso, puesto
que no existe flujo a través del forámen oval ya que durante la sístole atrial este se
encuentra cerrado.
Desde los estudios de Carrera y cols., se ha venido insistiendo en la integración analítica
de múltiples ondas de flujo obtenidas en diversos compartimientos vasculares fetales,
tratando de incorporar criterios diagnósticos para definir el estadio de redistribución
sanguínea según la morfometría de las ondas, fue así como se consolidó el concepto de
perfil hemodinámico feto-placentario (PHFP), el cual al inicio tuvo como integrantes
solo componentes arteriales, pero a medida que las investigaciones se fueron
concentrando en el sector venoso, se fue aclarando el panorama y el PHFP se hizo
multiparamétrico y progresivo aceptándose el concepto evolutivo hacia la insuficiencia
cardiaca congestiva fetal como paso previo a la muerte o hacia el daño irreversible.
PERFIL HEMODINAMICO FETO PLACENTARIO
Consiste en la integración analítica de los resultados obtenidos mediante exploración
con Doppler pulsado de los vasos útero-placentarios, umbilicales y fetales con el
objetivo de establecer un perfil de velocimetría que sea capaz de tipificar tanto al feto
normal como aquél cuya salud se encuentra comprometida.
Si intentamos poner al día tanto los parámetros que lo componen como el
comportamiento de los mismos a medida que el feto se va deteriorando, debemos
sistematizar estos conceptos tratando de integrar el estudio de las OVF del corazón fetal
(a nivel de las válvulas atrio-ventriculares), de algunas de las arterias fetales (Arteria
umbilical, cerebral media, aorta, etc.) y de las venas (VCS, VCI, hepáticas, ductus
venoso, umbilical, etc.). Debemos incluir en la elaboración del diagnóstico sobre el
estado hemodinámico el sector materno, a través de la OVF de arteria uterina, de cuya
información podría desprenderse la aceptación o exclusión acerca del origen de la noxa
hipoperfusora. Iniciaremos la consideración de los sectores comenzando por las OVF de
las arterias, luego las de las conexiones atrio-ventriculares, las de las venas y finalmente
la de otros sectores vasculares de mas reciente incorporación en la exploración de la
hemodinamia pulmonar.
Arteria uterina (AU): Las ondas de velocidad de estos vasos se caracterizan por
cambios importantes en su morfología e índices de impedancia, los cuales están
condicionados por los denominados “cambios fisiológicos” que el trofoblasto
extravellositario induce en las arterias espirales encargadas de perfundir el espacio
intervelloso, fuera de la gestación y al inicio de esta las OVF de arteria uterina se
caracterizan por una elevada impedancia y la presencia de muesca en las velocidades
diastólicas, pero una vez que se instauran los cambios la impedancia desciende y
desaparecen las muescas. La presencia de estos cambios morfométricos en cualquier
edad de la gestación y especialmente después de las 24 semanas garantiza de manera
razonable y con sustentación estadística, que la perfusión del lecho placentario se está
realizando de manera adecuada y si por el contrario se detectan índices de impedancia
elevados o la presencia de muescas, o de ambos, se deduce que los cambios fisiológicos
han fracasado y en consecuencia pudiéramos estar ante una hipoperfusión del órgano
placentario. (Figura No. 3)
28
Figura No. 3: Arteria Uterina, ondas con muescas proto y tele diastólicas (tope)
y de baja resistencia (sin muescas y velocidades diastólicas prominentes). Al
lado de cada registro flujométrico imágenes histológicas de arterias espirales sin
y con cambios fisiológicos.
Arteria umbilical (Aumb): Al inicio del embarazo las OVF de este vaso se
caracterizan por ausencia de velocidades diastólicas, que luego van apareciendo de
manera significativa como consecuencia del amplio desarrollo del lecho vascular
intravellositario de la placenta, el cual dicho sea de paso además de ser profusamente
ramificado es de muy baja impedancia. Cuando la red vascular intravellositaria
disminuye por diversas razones (escaso desarrollo, hipoperfusión del espacio
intervelloso, infartos, edema placentario, hipertrofia de capa media de vasos
corioalantoideos o de troncos vellositarios de primero y segundo orden, infecciones,
etc.), la impedancia de la red comienza a aumentar y las velocidades diastólicas en la
OFV de arteria umbilical comienzan a desaparecer progresivamente, y si el compromiso
de la red llega a ser lo suficientemente grave, desaparecen en su totalidad. Cuando falla
la bomba cardiaca estas velocidades diastólicas se hacen reversas. Es decir que la
evolución de los cambios en este vaso pueden resumirse en ausencia de velocidades
diastólicas en etapas tempranas de la gestación, aparición e incremento significativo de
estas a medida que nos acercamos al termino y en condiciones normales, pero resulta
indicativo de anormalidad su progresivo descenso hasta la desaparición, con significado
ominoso si aparecen en reversa. (Figura No. 4, A,B,C,D,E)
Arteria cerebral media (ACM): Este vaso va experimentando cambios progresivos en
cuanto a la aparición de las velocidades diastólicas las cuales están presentes a partir del
final del segundo trimestre de la gestación, pero su índices de impedancia no son tan
bajos como los de la arteria umbilical, cuando se aproxima el parto los índices de
impedancia descienden, es decir que aparece una vasodilatación cerebral que quizás
tenga que ver con un incremento de la perfusión cerebral autorregulada y vinculada con
la proximidad del nacimiento. Cuando existe una hipoxia y se activa el “brain sparing”
las ondas de velocidad de flujo reflejan una caída en la impedancia con aumento notable
de las velocidades diastólicas, ello demuestra que se está intentando preservar la
oxigenación del tejido cerebral con un aumento del flujo. Si la noxa hipóxemiante se
incrementa o persiste, el mecanismo de protección unido a los cambios metabólicos
locales van a desembocar en la encefalopatía hipóxico-isquémica, con edema cerebral,
lo que trae como consecuencia que las velocidades diastólicas comienzan a disminuir
con una tendencia hacia la “normalización” de sus valores. En esta fase se deben
29
conocer los patrones de otros sectores vasculares para saber si se trata o no de valores
normales o de “normalizados”. Las velocidades diastólicas en la ACM desaparecen o se
hacen reversas en etapas terminales de la descentralización hemodinámica, es decir que
este patrón se asocia a estados terminales de la descompensación. (Figura No. 4,
F,G,H,I,J)
OVF atrio-ventriculares: Son ondas con dos componentes el primero conocido con el
nombre de onda E se corresponde con el llenado pasivo del ventrículo, mientras que la
segunda, conocida como onda A se produce con el llenado activo del ventrículo
provocado por la sístole atrial. En el feto la proporción entre ambas ondas es totalmente
diferente a la observada en las OVF del adulto en el que, el pico de velocidad de la onda
E siempre es mayor que el pico de la A, es decir que la relación entre ambas es mayor a
la unidad. En el feto la relación E/A siempre es menor a la unidad, tiende a igualarse
hacia el término del embarazo y se hace superior a esta en el periodo neonatal. En los
casos de hipoxia y en los que el rendimiento cardíaco comienza a comprometerse las
dos ondas se igualan y cuando las presiones residuales ventriculares son tan elevadas
que no permiten el llenado pasivo, solo quedan las ondas A.
Ductus venoso de Aranzio (DV): Este pequeña vena comunica el extremo distal del
seno portal con la aurícula izquierda a través del forámen oval, la onda de velocidad de
flujo que en el se genera es trifásica de elevada velocidad, su componente en reversa
(onda A) señala elevadas presiones residuales en el atrio derecho lo cual se asocia a
algunas anomalías estructurales del corazón o a insuficiencia cardiaca. En condiciones
normales la onda A siempre es positiva, cuando se inicia la redistribución y aumenta la
precarga que proviene de la placenta esta se eleva, pero es un fenómeno transitorio, de
mantenerse las condiciones de aumento tanto en la precarga como en la poscarga, el
ventrículo derecho aumenta su rigidez y disminuye su eficiencia, con lo que aumentan
las presiones residuales el mismo, con el subsiguiente vaciado incompleto de la aurícula
derecha y aumento de las presiones que retrógradamente se trasmiten hacia las
conexiones venoatriales (ductus, vena cava inferior, venas hepáticas y vena cava
superior). A medida que la falla cardiaca se agrava, la onda A ductal se profundiza, las
velocidades Smin tienden a desaparecer y de hecho en situación ominosa desaparecen
quedando el perfil ductal trifásico substituido por un patrón aberrante constituido por
velocidades Smax, onda E y A exclusivamente y donde esta última supera en
profundidad la altura de las precedentes, es decir que es mayor la velocidad en reversa
que las restantes. (Figura No. 4, K,L,M,N)
30
Figura No. 4: Arteria umbilical con incremento progresivo de la resistencia (B),
pérdida de las velocidades holodiastólicas (C), aparición de reversa (D) y con
pulsatilidad de la vena umbilical (E). Arteria Cerebral Media: Normal (F), con
vasodilatación (G y H), pseudo-normalización por edema cerebral (I) y reversa
en fase de descentralización (J). Ductus Venoso: Normal (K), en fase inicial de
redistribución (L), profundización de onda A (M), y reversa en onda A (N).
Vena Cava Superior (VCS): Su OVF es trifásica y se diferencia de la VCI en que la
onda A presenta velocidades significativamente menores que las observadas en la VCI.
En condiciones de redistribución de flujo sus velocidades sistólicas y diastólicas
aumentan (Figura No. 5)
Vena Cava Inferior (VCI): Al igual que todas las venas centrales su OVF es trifásica
pero en condiciones normales su onda A siempre se nos presenta en reversa, a medida
que se compromete el rendimiento cardíaco sus velocidades negativas van aumentando
hasta límites que pudieran igualar a las velocidades Smax. Sus velocidades son
superiores a las de la VCS y menores que las del ductus venoso.
La morfología de las venas pulmonares es muy característica, es trifásica con todos sus
componentes anterógrados siendo la pendiente entre la Smax y la onda E muy suave y
arqueada. (Figura No. 5)
31
Figura No. 5: Plano de sección en USBDTR para obtener las OVF de Vena
Cava Superior, Inferios y Venas Pulmonares (por encima de la línea de base de
este ultimo registro se observa la OVF de una arteria pulmonar periférica)
Otros Sectores Vasculares:
Circuito Ductus Arterioso-Arteria Pulmonar (DAP): De gran utilidad para la
evaluación de la redistribución de flujo en dicho circuito a medida que avanza la edad
gestacional y obtener así información acerca de la resistencia del lecho vascular
pulmonar, la forma de obtener un índice relativo de impedancia entre ambos sectores
(IRIDAP Ta/Te) y su utilidad práctica (Figura No. 6), es tratado en capitulo aparte.
Figura No. 6: OVF de Ductus Arterioso y de Arteria Pulmonar, manera de
calcular el Tiempo de Aceleración (TA) y Tiempo de Eyección (TE) y la
fórmula para el IRIDAP Ta/Te)
Onda del Istmo de la Aorta: Sector vascular que según Fouron y cols., constituye el
verdadero cortocircuito en la circulación fetal, en el que confluyen los flujos
ventriculares derecho e izquierdo y en consecuencia su onda representa un equilibrio del
trabajo biventricular fetal, el componente diastólico de su onda es en condiciones
normales siempre positivo, pero a medida que ocurre la vasodilatación cerebral y
aumenta la resistencia periférica desaparece y se hace reversa. Estas ondas alteradas del
32
istmo de la aorta (Figura No. 7) se asocian según los trabajos de Fouron con resultados
neurológicos neonatales adversos.
Figura No. 7: OVF del Istmo de la Aorta Normal (Tipo I) y alterada (tipos II al
IV). Tomado de Fouron JC, Skoll A (12)
De la experiencia acumulada hasta el momento y teniendo como base las propuestas de
Carrera y cols, citados por Sosa Olavarría se pueden considerar varias fases en la
activación del circuito de ahorro, se ha señalado que la primera es un aumento aislado
de la impedancia en AUmb, luego vendría a centralización inicial en la que a la elevada
impedancia en la AUmb hasta con desaparición sus velocidades diastólicas, se le añade
un descenso en la impedancia (por vasodilatación) en la arteria cerebral media (ACM), a
continuación sobrevendría la fase de centralización avanzada en la que a los elementos
anteriores se le añade la alteración morfométrica de las OVF ductal y de VCI (aparición
y profundización de las velocidades reversas) y la ACM pudiera “normalizarse” hacia el
final de esta fase, finalmente y al instalarse la falla miocárdica aparecen las velocidades
diastólicas en reversa en las arterias y los patrones anómalos en los sectores de ductus y
demás venas, esta fase pre-terminal se la conoce como descentralización.
Conclusiones:
El estudio del corazón se dirige de forma específica hacia su anatomía (tetracameral y
conexiones) y al comportamiento como órgano de succión y expulsión, su capacidad de
desplazamiento de la sangre y energía requerida para su operación, el análisis de los
vasos sanguíneos como estructuras de transporte y consumo energético, y finalmente el
análisis de la sangre como un fluido homogéneo, viscoso y de comportamiento
reológico particular que se desplaza por una red viscoelástica conocida como circuito
vascular.
En el feto la bomba cardíaca funciona de manera diferente a la del adulto, sus cámaras
trabajan en paralelo, su elastancia, conductancia son menores, trabaja al limite de la ley
de Frank-Starling y a una frecuencia mucho mayor que la del adulto, además existen
una comunicación atrio-ventricular, un puente ductus-aortico y una circulación
umbílico-porto-ductal. Toda la red vascular se caracteriza por ser de baja impedancia,
33
característica que se alcanza a medida que avanza la edad de gestación. Para cerrar con
las características de este sistema cardiovascular fetal es necesario señalar que el fluido
sanguíneo es mas viscoso que el del adulto. Debemos tomar en cuenta todas estas
variables a la hora de interpretar los hallazgos derivados del estudio mediante
flujometría Doppler en los diferentes sectores del sistema y no intentar extrapolarlos con
los obtenidos ni en el neonato ni mucho menos con los del adulto.
Glosario de términos de mecánica de flujos

Amortiguador: modelo del flujo viscoso, que consiste en un émbolo que se
mueve un cilindro lleno de líquido y representa corrientemente la conducta del
modelo de fluido newtoniano.

Anisotrópico: Aquel cuerpo en el que la magnitud de la propiedad de la que se
trate no es la misma en todas las direcciones.

Biosólido: Unidades biológicas que están compuestas por diversos tejidos
dispuestos en estructuras que se entrecruzan y con cada una de estas capas
adquieren nuevas propiedades mecánicas, no muestran relación lineal entre
esfuerzo y deformación (comportamiento no newtoniano) y la energía aplicada
sobre ellos se disipa mediante los fenómenos de histéresis, relajación y fluencia,
eventos estos que caracterizan el comportamiento de los vasos.

Capacitancia (complianza): Propiedad de un cuerpo elástico de dejarse
distender con el menor esfuerzo volumétrico. Es el cociente entre la deformación
y su correspondiente esfuerzo. el recíproco del módulo de elasticidad o
elastancia. El corazón posee gran capacidad de acumular volumen sin cambios
considerables en la presión (Capacitancia cardiaca). Está dada por la relación
V/ P

Capacitancia de almacenamiento: Es el cociente entre la parte de la
deformación en fase con el esfuerzo y el esfuerzo, en condiciones sinusoidales.

Cinemática: parte de la mecánica de fluidos que analiza el movimiento de éstos
en términos de velocidades, aceleraciones y desplazamientos.

Cizalla (shear): Fuerza o esfuerzo cortante o de deformación que aplicado sobre
una masa inerte es capaz de generar una deformación (velocidad, reducción de
volumen).El movimiento de una capa relativo al de capas adyacentes paralelas.
La componente del esfuerzo paralela (o tangencial) al área considerada. La
presencia de esfuerzo cortante significa automáticamente la existencia de
movimiento, si no existe velocidad de deformación es por que no existe esfuerzo
cortante.

Coeficiente de fluidez : recíproco del coeficiente de viscosidad dinámica.

Coeficiente de fricción : la razón de la fuerza de fricción a la componente
normal del peso de un sólido que se desplaza.
34

Coeficiente de viscosidad: la razón constante del esfuerzo de cizalla a la
velocidad de cizalla para flujo estacionario. su valor es constante y característico
del comportamiento del fluido newtoniano (normalmente se la denomina
"viscosidad" o viscosidad dinámica", véase también "viscosidad aparente").

Cohesión: la atracción entre las moléculas o las partículas que forman la masa
de un líquido o un sólido.

Compresibilidad: Se entiende como tal a la disminución relativa de volumen
producida por un aumento de la presión y se corresponde con el recíproco del
módulo de compresión.

Cuerpo falso: término utilizado para describir a) la seudo plasticidad, b) la
tixotropía.

Curva de flujo: la curva que representa el esfuerzo frente a la velocidad de
deformación.

Deformación (strain): la medida de la deformación respecto a la dimensión de
referencia (longitud, área o volumen). también se denomina deformación
relativa.

Deformación (deformation): acción y efecto de un cambio de forma, de
volumen o de ambos.

Deformación de volumen (volume strain). la variación de volumen referida al
volumen original y provocada por un efecto cizalla.

Deformación permanente (permanent deformation, set). la deformación que
permanece después de retirar el esfuerzo que la produjo.

Dilatancia (dilatancy). el aumento de volumen producido por cizalla

Dominio de tiempo (time domain): o propiedad de tiempo, es la descripción de
un proceso físico mediante los valores de una cualidad o característica (h) en
función del tiempo (t), mientras que el dominio de frecuencia (frecuency
domain), la descripción de la cantidad (h) se hace en función de frecuencia de
amplitudes. Para alcanzar el objetivo de transformar este espectro se dispone de
una útil herramienta conocida como transformación rápida de Fourier.

Ecuación constitutiva (constitutive equation). una ecuación que relaciona el
esfuerzo, la deformación, el tiempo y también a veces otras variables como la
temperatura. también se denomina ecuación reológica de estado.

Ecuaciones de Navier-Stokes (Navier-Stokes equation): las ecuaciones de
movimiento para un modelo de fluido newtoniano que describen el balance entre
la fuerza de inercia, la fuerza de presión, la fuerza viscosa y cualesquiera fuerzas
del modelo.
35

Efecto Venturi: La presión de un fluido (líquido o gas) en movimiento es
menor en las zonas donde la velocidad del fluido es mayor. Es consecuencia de
la Ley de Bernoulli.

Elastancia: Propiedad elástica pasiva de pared o de cámara que se puede
calcular mediante la relación tensión/deformación durante la diástole (elastancia
de pared) o la relación presión/volumen (elastancia de pared)

Elasticidad (elasticity): conducta de esfuerzo/ deformación reversible.

Elasticidad de flujo (flow elasticity): la capacidad de un líquido para recuperar
parte de su deformación producida por el flujo.

Elasticidad de volumen (volume elasticity): la respuesta elástica a un cambio
de volumen.

Elastoviscoso (elascticoviscous). término que describe un liquido o un tejido
que posee propiedades tanto viscosas como elásticas.

Energía de deformacion (strain energy): la energía almacenada en un material
por la deformación elástica. también energía elástica.

Esfuerzo (stress): Es una cantidad vectorial que tiene tanto magnitud como
dirección, de su aplicación se genera una respuesta conocida como deformación.

Esfuerzo Isotrópico (isotropic stress): un sistema de esfuerzos en el que las
tres componentes normales son iguales. también denominado esfuerzo
hidrostático.

Esfuerzo de flujo (flow stress): el menor esfuerzo, bajo tracción o cizalla,
necesario para inducir el flujo plástico de un material.

Estrés parietal : Esfuerzo soportado por las paredes del corazón y de los vasos
cuando son sometidas a diferentes tensiones. Mediante simplificación de la
ecuación de Laplace se obtiene que la tensión (t) en la pared es proporcional a la
presión (P) dentro de la cámara y al radio (r) de dicha cámara, e inversamente
proporcional al espesor de la pared (z). T= PR/2z. Corolario: A mayor dilatación
del corazón o de una pared vascular, la tensión de pared se hace mas alta, aun a
presión constante.

Fluencia : Forma de disipación de la energía representada en la tendencia a la
deformación continuada luego de la aplicación de un esfuerzo inicial (vis a
tergo)
36

Fluido: Es una sustancia que fluye. Sustancia que se deforma continuamente,
cuando se le aplica una fuerza tangencial, por muy pequeña que esta sea.

Fluido newtoniano: son aquellos que cumplen con la ecuación de la fricción de
Newton. En ellos todo esfuerzo cortante genera una velocidad de deformación
directamente proporcional.

Fluido no newtoniano: Son aquellos que ofrecen una resistencia inicial al
movimiento ante la presencia de esfuerzos cortantes, se consideran en la rama de
la reología. Se clasifican como pseudoplásticos cuando su pendiente es inferior a
la unidad, y dilatantes si la pendiente es menor que ella.

Fluido tixotrópico: son aquellos que presentan un aumento de la viscosidad
aparente con el paso del tiempo.

Fluido reopéctico: son aquellos que presentan una disminución de la viscosidad
aparente con el paso del tiempo.

Flujo de Poiseuille (Poiseuille flow): flujo laminar en un tubo de área
transversal circular bajo un gradiente de presión constante.

Flujo laminar (laminar flow): flujo sin turbulencia. En el las laminas de flujo
se disponen a manera de círculos concéntricos, si las del centro tienen mayor
velocidad se define como perfil parabólico, si todas tienen la misma velocidad el
perfil es de tipo tapón y si hay láminas con flujo contrario el perfil de flujo es en
reversa.

Flujo turbulento: Desplazamiento caótico, aleatorio de las láminas de flujo
como consecuencia de la superación del número de Reynolds. Es el resultado de
las alteración in extremis de un flujo laminar por la adquisición por parte de este
de una velocidad excesiva. Dificulta el avance de la masa que fluye
37

Flujo perfecto: aquel que tiene viscosidad nula. No existe, su presunta
existencia permite desarrollar hipótesis y resolver problemas.

Flujo telescópico (telescopic flow): describe el flujo laminar de un fluido en un
tubo cilíndrico, su nombre deriva de la disposición de los cilindros que forman
parte de un telescopio o catalejo cuyos diámetros se van reduciendo
progresivamente para permitir el telescopaje. Las láminas de flujo adoptan la
misma forma.

Fricción interna (internal friction): la pérdida de energía debida a la
componente no elástica de la deformación, es decir, la viscosidad.

Gradiente de velocidad (velocity gradient): la derivada de la velocidad de un
fluido con respecto a una coordenada espacial.

Hemorreología (haemorheology): la reología de la sangre, de sus componentes
y de las venas y arterias.

Hidráulica: Es la parte de la física que estudia la mecánica de los fluidos,
analiza las leyes que rigen el movimiento de los líquidos y las técnicas para
mejorar el aprovechamiento de las aguas. Se divide en hidrostática e
hidrodinámica.

Hidrodinámica: Es la parte de la física que se encarga del estudio de los
líquidos en movimiento (fluidos)

Hidrostática: Ciencia que se ocupa del estudio de los líquidos en reposo

Histéresis: Forma de disipación de energía. Acumulación de energía no
liberada, se da cuando luego de obtener una respuesta deformante por un
esfuerzo cizalla, la vía de retorno a las condiciones iniciales es diferente

Isotrópico (isotropic): que tiene las mismas propiedades en todas direcciones.

Leyes de Newton: Primera: Inercia. Un sistema en reposo permanecerá en esse
estado y uno en movimiento se desplazará en línea recta, a velocidad constante,
a meno que actúe sobre ellos una fuerza externa, no contrarrestada. Segunda: Si
una fuerza externa actúa sobre un sistema, este se acelera en dirección de la
38
fuerza y la magnitud de la aceleración es directamente proporcional a la fuerza e
inversamente proporcional a la masa del sistema. Tercera: Toda acción o fuerza
aplicada sobre un sistema, genera una respuesta igual y opuesta en la masa sobre
la fuerza es aplicada.

Liquido (liquid): aquella fase de la materia que fluye aún bajo esfuerzos de
cizalla casi nulos de manera que en último término toma la forma del recipiente
que lo contiene hasta un cierto nivel, definido y horizontal que se conoce por
superficie del líquido.

Liquido elástico (elastic liquid): un liquido que bajo cizalla muestra
propiedades tanto elásticas como viscosas

Mecánica de fluidos: Es la ciencia que trata de los fluidos en movimiento y en
reposo.

Metro cuadrado por segundo (m 2 /s) (square meter per second). la unidad
internacional (si) de viscosidad cinemática.

Microrreología (microrheology). la reología que toma en cuenta la micro
estructura de los materiales.

Modelo (model): una representación idealizada de la conducta de cualquier
sistema cuantificada en términos matemáticos, (modelo de fluido newtoniano).
El sistema cardiocirculatorio (SCC) ha sido modelado completamente por
Coleman (1985) y Sud (1993), otros son el de Jaron (1988),de Ursino (1990) y
de Bustamante (1995).

Modelo de fluido newtoniano (newtonian fluid model): un modelo
caracterizado por un valor constante del cociente del esfuerzo de cizalla entre la
velocidad de cizalla, en flujo de cizalla simple y con diferencias nulas de
esfuerzos normales (ver amortiguador).

Modelo Windkessel: Proviene del modelo hidráulico con el que funciona el
carro bomba o ballena, donde el agua entra a un cilindro que posee aire el cual
se va comprimiendo a medida que el agua lo va llenando, luego el agua es
lanzada a gran velocidad por la manguera o cañón de agua.

Modulo (modulus): en reología es la razón de un componente del esfuerzo a un
componente de la deformación. Se han definido los siguientes módulos: módulo
de compresión complejo, dinámico, elástico, de partida, secante, de cizalla, de
almacenamiento, tangente.

Modulo volumétrico de densidad (modulus): Es la variación de la densidad en
relación con la presión, a temperatura constante.

Modulo de cizalla (shear modulus): el cociente entre el esfuerzo de cizalla y la
correspondiente deformación de cizalla elástica. ver módulo de rigidez.
39

Modulo de elasticidad (modulus of elasticity): el cociente entre esfuerzo y la
correspondiente deformación elástica (ver también módulo de compresión,
módulo de cizalla y módulo de young). es el recíproco de la capacitancia.

Momentum: Intervalo transcurrido entre la aplicación de la fuerza externa y la
transferencia del impulso lineal.

Número de reynolds (reynolds number): el producto de una longitud típica y
una velocidad del fluido típica, dividido por la viscosidad cinemática del fluido.
expresa la relación de las fuerzas de inercia a las fuerzas viscosas.

Pascal por segundo (Pa.s): la unidad internacional (si) de viscosidad dinámica
(ver poise): 1 Pa. s = 1 Newton.s/m 2 = 1 kg/(m.s)

Perfil de velocidad (velocity profile): la distribución de velocidad en un área
transversal normal a la dirección de flujo. Perfiles: parabólico, tapón, reversa.

Poise (poise): la unidad cgs de viscosidad dinámica: 1 p = 0,1 Pa-seg

Presiones relativas: o manométrica, se miden a partir de un datum arbitrario
tomado como cero. En la práctica este datum es la presión atmosférica, la cual
varía con la altitud y la temperatura. Instrumentos para su medición:
manómetros y piezómetros.

Quimiorreologia (chemorheology): el estudio de los fenómenos que dependen
del tiempo en la conducta de flujo resultante de cambios químicos. ejemplos son
la degradación y el entrecruzamiento de los polímeros producidos por acciones
de cizalla.

Relajación: Forma de disipación de energía que consiste en la disminución
progresiva de la energía cinética que conlleva a la disminución progresiva del
esfuerzo cizalla.

Reología (rheology): Es la ciencia del flujo y la deformación de la materia y
describe las propiedades de los materiales líquidos y semisólidos

Reología del continuo (continum rheology): la reología que trata una sustancia
como un continuo, sin consideración explícita de su micro estructura. también se
le denomina macro reología y reología fenomenológica.
40

Reómetro (rheometer): un instrumento para medir propiedades reológicas.

Rendimiento de la Función de Bombeo: Curva de Presión-volumen durante un
ciclo que permite evaluar el rendimiento de una Bomba de Desplazamiento
Positivo (BDP) en cuatro fases: 1) Compresión, 2) Descarga, 3) Descompresión
, y 4) Llenado.

Resiliencia (resilience): a) la capacidad de un cuerpo para almacenar energía
elásticamente; b) la cantidad de energía almacenada elásticamente por unidad de
volumen.

Resistencia (strength): resistencia al flujo plástico o fractura (ver resistencia a
la fatiga y resistencia a la tracción ultima).

Restablecimiento (redress): la recuperación de una deformación elástica
producida por un estimulo externo, es decir, calor, vibración.

Rigidez parietal: o módulo de elasticidad (E) es el cociente entre la presión
generada dentro de la cámara sobre el volumen de llenado (E= P/V). Corolario:
El aumento de presión dentro de la cámara mas rápido o menos rápido, depende
del módulo de elasticidad.

Sangre: Solución acuosa que contiene diversas partículas en suspensión y
exhibe una reacción viscosa que depende de múltiples factores, por ello su
comportamiento en los grandes y pequeños vasos difiere significativamente y
los conceptos básicos de la mecánica de fluidos solo resultan aplicables a la
sangre transportada en los grandes vasos (macrocirculación). Su componente
acuoso le confiere un coeficiente elevado de compresibilidad. El plasma posee
un comportamiento viscoso constante (fluido newtoniano), mientras que la
sangre completa posee un comportamiento viscoso inconstante debido al
contenido celular (fluido no newtoniano), pero por su comportamiento
homogéneo en los grandes vasos es tratado como un fluido newtoniano.

Sicorreología (psychorheology): el estudio de las relaciones entre los juicios
subjetivos y las medidas reológicas.

Sistema reológico: Es aquel que está integrado por tres subsistemas: bomba, red
de distribución y fluido. La mecánica de fluidos permite conocer las
características dinámicas de cada una de las piezas, mientras que para el análisis
estructural nos valemos de la mecánica de sólidos
41

Superfluidez (superfluidity): el flujo sin fricción de algunos materiales, por
ejemplo, helio liquido ii por debajo de 2.

Tensión de pared: Es la relación dada entre el esfuerzo de la pared de un
contenedor con la presión interna del flujo. Está regulada por la ley de Laplace
“la tensión de pared (TP) puede variar con los cambios de la presión interna del
flujo (Pi) y el radio del vaso”, es decir que mientras menor sea el diámetro del
vaso o de las esfera mayor será la tensión de pared o tendencia al colapso.

Tensión superficial: Atracción molecular que tiene origen en fuerzas
electroquímicas y que tiende a mantener unidas las moléculas existentes en la
superficie de un líquido.

Trabajo: El trabajo (W) representa una fuerza (F) aplicada a lo largo de una
distancia (x), y como fuerza ejercida equivale a la presión (P) resultante sobre un
área (A) a la cual se aplica. (W= PAx). Si se reemplaza a A por el volumen (V)
se obtiene la expesión de Suga y Sagawa (trabajo expresado en función de
presión y volumen)
Transformación rápida de Fourier (TRF) o métodos espectrales: Herramienta
computacional utilizada para cierta manipulación de datos y que consiste en agrupar
un conjunto de datos (señales eléctricas de diferente intensidad por ejemplo)
recogidas durante un período de tiempo (time domain) y agruparlas y representarlas
bajo la forma de frecuencias agrupadas (frecuency domain) y en función de la
amplitud. Sus usos son múltiples: clarificación de imágenes ultrasonográficas,
reducción de ruido, representación de energía o velocidades acumuladas (power
Doppler, velo-power), etc.

Tixotropía (thixotropy): una disminución en la viscosidad aparente, por la
acción de esfuerzos de cizalla, seguida de una recuperación gradual cuando se
retira el esfuerzo, el efecto es función del tiempo.

Turbulencia (turbulence): una condición de flujo en la que las componentes de
la velocidad muestran variación al azar.

Turbulencia elástica (elastic turbulence): alteración debida a la conducta
elastoviscosa. un ejemplo de ello es la fractura del fundido.

Variables biomecánicas cardiovasculares: Espesor de pared (cm), volumen de
fin de diástole y de sístole (ml), curva de presión sistólica dP/dt (mmHg/s),
presión de llenado y de fin de diástole (mmHg), estrés parietal sistólico y
diastólico (g/cm2), elastancia máxima (mmHg/cm/s), relación diastólica presióndiámetro (mmHg/cm), relación tensión/deformación (g/cm2), fracción de
42
acortamiento (%), fracción de eyección (%), curva de llenado ventricular (ml/s),
velocidad de flujo transvalvular y vascular (cm/seg), densidad (g/ml), viscosidad
(dinas/cm2), etc.

Velocidad de flujo volumétrico (volumetric flow rate): el volumen de fluido
que pasa a través de cualquier área transversal de un conducto en la unidad de
tiempo.

Vibración de pared: Perturbación física del medio elástico provocada por el
aumento súbito de la presión que genera el corazón en cada contracción y que es
amortiguada por la viscoelasticidad de la pared y el acoplamiento funcional
entre el corazón y la red vascular (viscoelástica)

Viscoelasticidad (viscoelasticity): que posee propiedades viscosas y elásticas. a
veces el término se utiliza restringidamente sólo para sólidos.

Viscoelasticidad lineal (linear viscoelasticity): viscoelasticidad caracterizada
por una relación lineal entre el esfuerzo, la deformación y la derivada con
respecto al tiempo de la deformación.

Viscosidad (viscosity). a) cualitivamente es la propiedad de un material de
resistir la deformación de manera creciente a medida que crece la velocidad de
deformación., b) cuantitativamente es una medida de esta propiedad definida
como el cociente entre el esfuerzo de cizalla y la velocidad de cizalla en flujo
estacionario. En los líquidos la viscosidad proviene de la fuerza de cohesión
entre las moléculas y esta fuerza disminuye con la temperatura, y en la sangre
aumenta con el valor del hematocrito. El valor de la viscosidad es independiente
de la presión.

Viscosidad cinemática (kinematic viscosity): el cociente entre la viscosidad
dinámica y la densidad del material, ambas medidas a la misma temperatura.

Viscosímetro (viscometer): un instrumento para medir la viscosidad. Consiste
en dos cilindros coaxiales separados por una distancia muy pequeña donde se
coloca el fluido deseado, uno de ellos se hace girar con una velocidad angular,
mientras que el otro se mantiene estacionario mediante la aplicación de un
momento que puede medirse.
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