Beräkning av hemodynamiska parametrar med ultraljud
Inom hemodynamiken studerar man fysiska lagar och fysiologiska mekanismer som dikterar hur blod färdas i hjärtat och kärlträdet. Detta inbegriper mätningar av flöden, hastigheter, volymer och tryck. Med tvådimensionellt (2D) ultraljud och doppler kan man, med få undantag, beräkna alla hemodynamiska parametrar som är av kliniskt intresse. Innan dopplern fick sitt genombrott gjordes dessa mätningar invasivt (hjärtkateterisering) vilket medför betydligt större risker för komplikationer. Mätningar som görs med doppler är pålitliga och jämförbara med invasiva metoder.
I detta kapitel kommer vi diskutera hemodynamiska principer och hur dessa kan användas för att beräkna exempelvis slagvolym, cardiac output, tryckskillnader mellan hjärtrummen och storleken på klaffstenoser. För att göra dessa beräkningar används enkla matematiska samband och hemodynamiska principer. Det är viktigt att vara väl förtrogen med dessa principer för att förstå undersökningarna. I klinisk praxis görs alla beräkningar av ultraljudsmaskinen men undersökaren ansvarar för att rekvirera de mätvärden som behövs för beräkningarna.
Dopplereffekt
Den centrala principen för alla hemodynamiska beräkningar är dopplereffekten, vilken diskuterats i tidigare kapitel. Dopplereffekt används för att bedöma blodflödets hastighet och riktning. Effekten innebär att ljudvågor som träffar ett rörligt föremål reflekteras med förändrad frekvens. Om ljudvågor träffar ett föremål som rör sig mot ljudkällan så kommer de reflekterade ljudvågorna få högre frekvens, jämfört med de utsända ljudvågorna. Om föremålet färdas i riktning bort från ljudkällan kommer de reflekterade ljudvågorna få lägre frekvens (Figur 1). Skillnaden mellan de utsända och de reflekterade ljudvågorna kallas dopplerskifte.
Dopplerskiftet beror på blodflödets hastighet (v), frekvensen på det utskickade ultraljudet (fu), frekvens på det reflekterade ultraljudet (fr), ultraljudets hastighet i vävnaden (c) och cosinus av vinkeln mellan blodflödets riktning och den reflekterade ultraljudsvågen (cos θ). Dopplerekvationen är som följer:
v = [c·(fr-fu)] / [2·fu·cos ϴ]
Formeln blir enklare att hantera när man inser att c är konstant (1540 m/s) i kroppen och cos ϴ kan ignoreras eftersom man antar att ljudvågornas riktning är helt parallella med blodflödet (cos 0° = 1).
Vi kan beräkna blodflödets hastighet och riktning genom att använda dopplerekvationen. De flesta hemodynamiska beräkningar behöver bara information om hastighet, tid, area och riktning.
Utöver dopplereffekten är det också viktigt att känna till principer för blodflöde i kärlen och hjärtrummen.
Blodflöde i hjärtat och kärlen
En vätska som flödar i en rak cylinder uppvisar laminärt flöde, vilket innebär att flödeshastigheten är högst i cylinderns mittpunkt och lägst vid cylinderns väggar. Således flödar vätskan i flera koncentriska lager och ju närmare cylinderns vägg desto lägre är lagrets hastighet. Detta gör att vätskefronten får en parabolisk form (Figur 1).
I Figur 2 illustreras hur flödesprofilen ändrar sig när cylinderns diameter minskar. Som framgår av figuren så kommer skillnaden mellan de olika lagren vara mindre, vilket förklaras av att hastigheten i de yttre lagren ökar när cylinderns diameter minskar. När flödet fortsätter i cylinder så tilltar successivt skillnaden mellan lagrens hastighet.
I hjärtat och blodkärlen förekommer stenoser i form av klaffstenoser (t ex aortastenos, mitralisstenos) och kärlstenoser (t ex kranskärlsstenos pga ateroskleros [åderförkalkning]). Oavsett storlek och lokalisation så har stenoser alltid samma effekt på blodflödet. Flödets hastighet accelererar precis innan stenosen och flödet blir turbulent när blodet kommer ut på andra sidan (Figur 3). Stenoser orsakar alltså turbulens i blodflödet. Som framgår i Figur 3 kommer blodflödets stråle vara smalast precis efter stenosen och denna del kallas vena contracta. Diametern på vena contracta är lite mindre än diametern på stenosens öppning. Ju tätare stenosen är desto större blir den prestenotiska accelerationen.
