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Durante el ingreso sufre empeoramiento progresivo con insuficiencia renal y elevación de reactantes de fase aguda continua. Reconstrucción coronal de TC de tórax con contraste en fase arterial que pone de manifiesto la presencia de un derrame pericárdico (asterisco) con realce de las hojas pericárdicas (flecha discontinua), así como una dilatación sacular de nueva aparición en el cayado aórtico en relación con seudoaneurisma micótico (flecha) y una colección inflamatoria periseudoaneurismática (cabeza de flecha). Por la situación clínica del paciente y su enfermedad de base en progresión se tomó una actitud conservadora y el deterioro del paciente derivó en <span class="elsevierStyleItalic">exitus</span>.</p>" ] ] ] "autores" => array:1 [ 0 => array:2 [ "autoresLista" => "D. Moreno Real, D. de Araújo Martins-Romêo" "autores" => array:2 [ 0 => array:2 [ "nombre" => "D." "apellidos" => "Moreno Real" ] 1 => array:2 [ "nombre" => "D." 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Una revisión clínica radiológica" "tienePdf" => "es" "tieneTextoCompleto" => "es" "tieneResumen" => array:2 [ 0 => "es" 1 => "en" ] "titulosAlternativos" => array:1 [ "en" => array:1 [ "titulo" => "Complications of acute rhinossinusitis. a clinical radiological review" ] ] "contieneResumen" => array:2 [ "es" => true "en" => true ] "contieneTextoCompleto" => array:1 [ "es" => true ] "contienePdf" => array:1 [ "es" => true ] "resumenGrafico" => array:2 [ "original" => 0 "multimedia" => array:7 [ "identificador" => "fig0035" "etiqueta" => "Figura 7" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr7.jpeg" "Alto" => 539 "Ancho" => 1005 "Tamanyo" => 70483 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0055" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Osteomielitis del clivus. A) TAC sagital sin contraste, con ventana ósea, que muestra una extensa erosión ósea cortical y desmineralización ósea trabecular del clivus y la silla turca. La T2WI FLAIR sagital con saturación de grasa (B), la T1WI precontraste (C) y la T1WI poscontraste (D) muestran una señal alta en T2, una señal baja en T1 y un realce heterogéneo del clivus adyacente al seno esfenoidal, lo que concuerda con una osteomielitis de la base del cráneo central.</p>" ] ] ] "autores" => array:1 [ 0 => array:2 [ "autoresLista" => "P. Carvalho dos Santos, P. Costa, I. Carvalho, C. Sousa" "autores" => array:4 [ 0 => array:2 [ "nombre" => "P." "apellidos" => "Carvalho dos Santos" ] 1 => array:2 [ "nombre" => "P." "apellidos" => "Costa" ] 2 => array:2 [ "nombre" => "I." "apellidos" => "Carvalho" ] 3 => array:2 [ "nombre" => "C." 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Aunque el flujo 4D-RM ha sido empleado principalmente en áreas de investigación para caracterizar los perfiles de flujo en el corazón, grandes vasos y, en menor medida, otras regiones anatómicas<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2,3</span></a>, los avances técnicos recientes han permitido que su uso sea cada vez mayor en el entorno clínico<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0465"><span class="elsevierStyleSup">4</span></a>.</p><p id="par0010" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Esta revisión tiene como finalidad describir las principales aplicaciones clínicas del flujo 4D-RM con énfasis en el área cardiotorácica. Inicialmente repasaremos su origen y los fundamentos físicos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2,5</span></a> que consideramos esenciales para la compresión de la técnica, para luego centrarnos en la utilidad de los parámetros hemodinámicos convencionales y avanzados que se obtienen y permiten un estudio integral del flujo sanguíneo en las cardiopatías congénitas, los grandes vasos, las valvulopatías y las cavidades cardíacas en el entorno clínico, con el potencial de mejorar la evaluación y el tratamiento de las enfermedades cardiovasculares<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0475"><span class="elsevierStyleSup">6-10</span></a>.</p></span><span id="sec0010" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0035">Orígenes</span><p id="par0015" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM es una extensión del PC cine bidimensional por RM (PC-RM 2D)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0465"><span class="elsevierStyleSup">4</span></a>. El PC-RM permite medir y cuantificar el flujo sanguíneo en el sistema cardiovascular humano. Los principios básicos del PC-RM fueron introducidos por Carr y Purcell en 1954<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0500"><span class="elsevierStyleSup">11</span></a> y Hahn en 1960<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0505"><span class="elsevierStyleSup">12</span></a>. Las primeras imágenes y aplicaciones de mapas de velocidad <span class="elsevierStyleItalic">in vivo</span> se reportaron por O’Donnell a principios de la década de los ochenta<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0510"><span class="elsevierStyleSup">13</span></a>. Desde entonces, el PC-RM 2D (resuelto en el tiempo a través de imágenes «cine» sincronizadas con el electrocardiograma [ECG]) está disponible en todos los sistemas modernos de RM, formando parte de los protocolos clínicos y empleándose ampliamente para cuantificar valvulopatías y shunts intracardíacos. Posteriores avances a partir de los noventa permitieron la adquisición y el análisis de la dinámica del flujo sanguíneo con una cobertura volumétrica del área de interés. Superadas las limitaciones que impedían su uso fuera del campo de la investigación, como el elevado tiempo de adquisición, a principios de los años 2000 el flujo 4D-RM fue introducido en el entorno clínico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2,7</span></a>.</p><p id="par0020" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La técnica de PC-RM 2D se adquiere durante una apnea respiratoria, con sincronización cardíaca con el ECG. Proporciona mapas de velocidad en un corte de imagen orientado individualmente, utilizando una codificación de velocidad unidireccional («a través del plano») a lo largo de la dirección predominante del flujo sanguíneo. Para ello, requiere la asignación previa del parámetro de codificación de sensibilidad de velocidad (<span class="elsevierStyleItalic">Velocity sensitivity ENCoding</span> [VENC]), definido como la velocidad máxima que se puede detectar sin error. Para velocidades superiores al VENC, se produce un artefacto de solapamiento de velocidad: <span class="elsevierStyleItalic">aliasing</span>. La calidad de las imágenes de velocidad del PC-RM 2D también puede verse afectada por el ruido. La relación ruido-velocidad en el PC-RM 2D es directamente proporcional al VENC y está inversamente relacionado con la relación señal-ruido (<span class="elsevierStyleItalic">signal to noise ratio</span> [SNR]), es decir, <span class="elsevierStyleItalic">velocity noise ratio</span> (VNR)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>=<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>VENC<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>/<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>SNR. Un valor de VENC demasiado alto provoca una falta de VNR y contraste, lo que ocasiona una disminución de la calidad y precisión. Por lo tanto, el VENC debe ser igual o mayor a la velocidad máxima esperada, para evitar <span class="elsevierStyleItalic">aliasing</span>, pero lo más cercano posible a la velocidad máxima para lograr un VNR máximo. Mientras el PC-RM 2D proporciona una imagen con una sola magnitud y dirección de flujo, el flujo 4D-RM obtiene un volumen de magnitud y tres volúmenes de flujo que representan las velocidades codificadas en las tres dimensiones del espacio (Vx, Vy y Vz)<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2,5</span></a>.</p></span><span id="sec0015" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0040">Aspectos técnicos</span><p id="par0025" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Existen una variedad de aspectos técnicos del flujo 4D-RM que involucran no solo la adquisición de los datos sino el posproceso, que es necesario conocer y tener en consideración, y que detallaremos a continuación (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0005">fig. 1</a>).</p><elsevierMultimedia ident="fig0005"></elsevierMultimedia><span id="sec0020" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0045">Adquisición de datos</span><p id="par0030" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La planificación del flujo 4D-RM es sencilla. Precisa únicamente la programación de un solo volumen sobre el área de interés.</p><p id="par0035" class="elsevierStylePara elsevierViewall">De manera similar al PC-RM 2D, el flujo 4D-RM se sincroniza con el ECG (de preferencia retrospectiva) y la recopilación de datos se distribuye en múltiples ciclos cardíacos utilizando las técnicas de segmentación del espacio k<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2,4</span></a>. A diferencia del PC-RM 2D, los datos no se pueden obtener durante una apnea. Es necesario, para las áreas torácicas y abdominal, emplear técnicas de compensación respiratoria, como el uso de navegadores respiratorios, fuelles respiratorios o la adquisición en respiración libre<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0450"><span class="elsevierStyleSup">1,2,4</span></a>.</p><p id="par0040" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM emplea secuencias eco de gradiente (<span class="elsevierStyleItalic">spoiled gradient echo</span> [SGRE]) con tiempo de repetición (TR) cortos, permitiendo obtener angiografías sin contraste intravenoso de gadolinio, pero el uso de contraste mejora la relación señal-ruido y la distinción de los tejidos circundantes<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0450"><span class="elsevierStyleSup">1</span></a>.</p><p id="par0045" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Para la obtención eficiente de datos del flujo 4D-RM en un tiempo de exploración clínicamente aceptable se han utilizado múltiples técnicas de adquisición acelerada, como el número de vistas por segmento, submuestreo del espacio<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>k, muestreo no cartesiano radial (p.ej., PC-VIPR), muestreo no cartesiano espiral, adquisición eco-planar (EPI), adquisición paralela (p.ej., SENSE, SMASH, GRAPPA), <span class="elsevierStyleItalic">Compressed Sensing</span> (CS), o la combinación entre ellas: adquisición paralela con CS o adquisición paralela con submuestreo temporoespacial (p. ej., kat ARC, k-t SENSE, k-t GRAPPA, k-t BLAST, ktPCA), logrando alcanzar tiempos totales de exploración que pueden oscilar entre 5 y 15<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>minutos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0480"><span class="elsevierStyleSup">7,14</span></a>.</p><p id="par0050" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Las secuencias de flujo 4D-RM disponibles comúnmente miden la velocidad del flujo sanguíneo basándose en un único VENC predefinido. La elección de VENC debe estar cerca de la velocidad máxima (<<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>10% por encima). Idealmente sería guiada por los datos de una prueba de imagen previa (como un ecocardiograma o RM cardiaca [RMC]), cuando esté disponible. De lo contrario, se puede utilizar una adquisición de PC-RM 2D del vaso de interés. Y si se planifica el flujo 4D-RM, sin una adquisición previa de PC-RM 2D, se pueden utilizar como guía (en ausencia de sospecha de valvulopatías o patología estructural) los siguientes valores de VENC: grandes vasos (arteria pulmonar [AP] y aorta): 150<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>cm/s; flujo sanguíneo venoso: 50-80<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>cm/s, y flujo intracardíaco: 100-150<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>cm/s. Para superar las limitaciones que esto conlleva en el estudio de pacientes con patologías complejas, las técnicas de aceleración han permitido la adquisición de valores VENC de baja y alta velocidad en un solo escaneo mediante la codificación de velocidad dual (dualVENC) o múltiple (multiVENC), a expensas de un incremento en el tiempo de adquisición<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0465"><span class="elsevierStyleSup">4</span></a>.</p><p id="par0055" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Existen declaraciones de consenso elaboradas por expertos internacionales con recomendaciones para el flujo 4D-RM, la primera publicada el año 2015<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0450"><span class="elsevierStyleSup">1</span></a> y actualizada en el 2023<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0465"><span class="elsevierStyleSup">4</span></a>, además de un consenso enfocado en cardiopatías congénitas publicado en el 2018<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0520"><span class="elsevierStyleSup">15</span></a>.</p><span id="sec0025" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0050">¿Cuándo realizar en flujo 4D-RM dentro del protocolo clínico?</span><p id="par0060" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Si bien el flujo 4D-RM sin contraste intravenoso es suficiente en muchos escenarios, si se administra contraste intravenoso para otras indicaciones clínicas (como es usual en la mayoría de los protocolos estándar de RMC) es recomendable programar la adquisición posterior a su administración<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0465"><span class="elsevierStyleSup">4</span></a>.</p><p id="par0065" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Puede obtenerse un flujo 4D-RM sin contraste intravenoso con una buena calidad de imagen especialmente cuando se realizan en equipos de RM de 3T. En este escenario, el <span class="elsevierStyleItalic">flip angle</span> debe estar alrededor de los 7°, y los tiempos de eco (TE) y TR deberán ser lo más cortos posible.</p><p id="par0070" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En aquellos pacientes donde la indicación clínica requiere la cuantificación de flujos, el flujo 4D-RM (y especialmente si no se adquirirán secuencias de PC-RM 2D) se debe programar después de la perfusión o angio-RM, durante el retraso previo al realce tardío, con un <span class="elsevierStyleItalic">flip angle</span> aconsejado de 15°-25° en 1,5T y 12° en 3T, debiéndose tener en cuenta que factores como la frecuencia cardíaca, la compensación respiratoria, la multi-VENC y la cobertura anatómica aumentan el tiempo de exploración y pueden impedir su adquisición durante dicha ventana de retardo de 10<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>minutos.</p><p id="par0075" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Por el contrario, en los casos donde el flujo 4D tiene un papel secundario, deben priorizarse las secuencias diagnósticas y este se adquirirá luego de las mismas, empleando un <span class="elsevierStyleItalic">flip angle</span> menor (cercano a los valores empleados sin contraste), salvo que se empleen agentes de contraste a base de óxido de hierro superparamagnético, como el ferumoxitol, en lugar de contrastes a base de gadolinio, en cuyo caso se mantendrá entre 15° y 25°.</p></span></span><span id="sec0030" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0055">Posproceso</span><p id="par0080" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El posprocesamiento del flujo 4D-RM es más complejo y prolongado que el del PC-RM 2D. Debe realizarse mediante el uso de software dedicados, entre los que se encuentran: Circle cvi42 (Circle Inc), CAAS MR Solutions (Pie Medical Imaging), Tempus Pixel —antiguo Arterys Cardio AIMRm— (Tempus AI), MEDIS Suite MR 4D Flow (Medis Medical Imaging Systems) y GTFlow (GyroTools). La mayoría de estos son softwares comerciales (con licencias de pago), si bien existen algunos de acceso libre destinados para la investigación; todos permiten la cuantificación de los parámetros hemodinámicos convencionales, diferenciándose en cuanto a las opciones de visualización ofrecidas y los parámetros hemodinámicos avanzados estimables.</p></span><span id="sec0035" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0060">Preparación de los datos</span><p id="par0085" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Varias fuentes de error —como las contribuciones de fase de fondo de las corrientes de Eddy, los términos de Maxwell y las distorsiones del campo de gradiente o problemas específicos del método como el <span class="elsevierStyleItalic">aliasing</span> de la velocidad y el ruido— pueden comprometer los mapas de velocidad de RM y deben corregirse antes de la visualización 3D y cuantificación de los parámetros hemodinámicos para garantizar una obtención de datos fiables<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0450"><span class="elsevierStyleSup">1</span></a>.</p><p id="par0090" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Después de este preprocesamiento, se calcula una angio-RM 3D basada en una combinación de los datos de magnitud y velocidad para guiar la segmentación vascular que suprimirá la señal de fondo y proporcionará orientación anatómica para la visualización 3D y la identificación de planos para el análisis cuantitativo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2</span></a>.</p></span><span id="sec0040" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0065">Visualización 3D</span><p id="par0095" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El primer paso del análisis de los datos obtenidos se centra en la visualización del flujo en las tres dimensiones para obtener una visión general de la distribución, patrón y dirección de la velocidad del flujo de las estructuras cardiovasculares incluidas en el volumen 3D. Esta evaluación cualitativa de la hemodinámica regional y global se realiza a través de diferentes opciones de visualización (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0010">fig. 2</a>): gráficos de vectores, MIP de velocidad, líneas de flujo <span class="elsevierStyleItalic">(streamlines)</span> y trazadores de partículas <span class="elsevierStyleItalic">(pathlines)</span> que facilitan la detección de anomalías del flujo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0455"><span class="elsevierStyleSup">2</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0010"></elsevierMultimedia><p id="par0100" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Dentro del análisis visual también es posible valorar dos parámetros que constituyen principios generales en la dinámica de fluidos: la vorticidad y la helicidad<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0470"><span class="elsevierStyleSup">5,16,17</span></a>.</p></span><span id="sec0045" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0070">Análisis cuantitativo</span><p id="par0105" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM permite la cuantificación retrospectiva de los parámetros del flujo sanguíneo. Sobre el volumen adquirido es posible cuantificar de forma interactiva los parámetros hemodinámicos convencionales del flujo sanguíneo (p.ej., velocidades y volúmenes) mediante la orientación de planos de análisis 2D ortogonales a las estructuras vasculares de interés seleccionados por el usuario. De igual forma, también se pueden calcular parámetros hemodinámicos complejos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0470"><span class="elsevierStyleSup">5,14,16-18</span></a> (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#tbl0005">tabla 1</a>).</p><elsevierMultimedia ident="tbl0005"></elsevierMultimedia><p id="par0110" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Cabe destacar que, al igual que las opciones de visualización y análisis proporcionadas difieren sustancialmente entre los paquetes de software comercializados, también varían los valores de la normalidad de los parámetros hemodinámicos complejos en función del equipo de RM y software de posproceso. Por tanto, a lo largo de la revisión de las aplicaciones clínicas no se aportarán valores específicos, dada la ausencia de su estandarización.</p></span></span><span id="sec0050" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0075">Aplicaciones clínicas</span><p id="par0115" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En los últimos 20 años se han realizado, y continúan en desarrollo, múltiples estudios científicos para explorar las aplicaciones clínicas del flujo 4D-RM en las diferentes áreas del sistema cardiovascular, así como para esclarecer su posible valor clínico añadido. Si bien las aplicaciones más estudiadas, y en las que nos centraremos, corresponden al área cardíaca, su implementación se ha extendido a la totalidad de las estructuras vasculares del cuerpo humano<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0460"><span class="elsevierStyleSup">3,7</span></a>(<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0015">fig. 3</a>).</p><elsevierMultimedia ident="fig0015"></elsevierMultimedia><span id="sec0055" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0080">Cardiopatías congénitas</span><p id="par0120" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los pacientes con cardiopatías congénitas (CC) suelen tener patrones anormales de flujo sanguíneo. La información de velocidad en las tres direcciones espaciales obtenida mediante el flujo 4D-RM ha permitido la visualización de patrones de flujo multidireccionales y su cuantificación de forma individualizada<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0475"><span class="elsevierStyleSup">6</span></a>. La mayoría de los estudios en pacientes con CC han demostrado una estrecha concordancia de las mediciones de flujo reportadas con flujo 4D-RM en comparación con las derivadas del (PC-RM 2D<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0540"><span class="elsevierStyleSup">19</span></a>. También han identificado su capacidad de detectar velocidades máximas más altas que el PC-RM 2D teniendo como referencia a la ecocardiografía<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0545"><span class="elsevierStyleSup">20</span></a>.</p><p id="par0125" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En el estudio de las CC, la visualización 3D del flujo se puede realizar mediante gráficos de vectores, <span class="elsevierStyleItalic">streamlines</span> o <span class="elsevierStyleItalic">pathlines</span>. Los gráficos de vectores o <span class="elsevierStyleItalic">streamlines</span> codificados por colores permiten identificar fácilmente la aceleración del flujo causada por una estenosis valvular o el flujo retrógrado causado por una insuficiencia valvular. El seguimiento de las <span class="elsevierStyleItalic">pathlines</span> es extremadamente valioso para rastrear la dirección y el movimiento de la sangre desde un punto de partida definido, facilitando la detección de defectos del tabique auricular y ventricular, conexiones venosas anómalas o la permeabilidad de reservorios <span class="elsevierStyleItalic">(baffles)</span> o conductos arteriales y venosos que no siempre son valorables en las imágenes de cine estándar. De igual forma ahondan en una mayor comprensión de las situaciones anatómicas y hemodinámicas complejas pre y posquirúrgicas<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0550"><span class="elsevierStyleSup">21</span></a>.</p><p id="par0130" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Debido a su naturaleza volumétrica, las secuencias de flujo 4D-RM permiten la obtención de múltiples planos de análisis en diferentes localizaciones de forma retrospectiva. Además, esto posibilita la validación interna de los parámetros cuantitativos obtenidos (principio de conservación de la masa) y/o la relocalización del plano de medida en situaciones de flujo anómalo vortical. En cortocircuitos cardíacos, permite una cuantificación precisa del QP:QS teniendo como referencia el PC-RM 2D<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0555"><span class="elsevierStyleSup">22</span></a> y la medición directa del flujo a través del defecto interauricular o interventricular (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0020">fig. 4</a>). Esto mejora la comprensión hemodinámica, especialmente en shunts complejos, a múltiples niveles intra y extracardíacos, determinando la contribución específica de cada shunt individual al cortocircuito global<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0470"><span class="elsevierStyleSup">5</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0020"></elsevierMultimedia><p id="par0135" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En pacientes con canal auriculoventricular (AV) reparado, la complicación e indicación de reintervención en la edad adulta más frecuente es la insuficiencia de la válvula AV izquierda. La herramienta de seguimiento valvular <span class="elsevierStyleItalic">(valve-tracking)</span> del flujo 4D-RM permite una estimación precisa de su severidad mediante cuantificación directa<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0560"><span class="elsevierStyleSup">23</span></a>.</p><p id="par0140" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la tetralogía de Fallot, la CC cianótica más común, la RMC es útil para la monitorización postratamiento quirúrgico y cribado de complicaciones. Si bien cierto grado de insuficiencia pulmonar (IP) posquirúrgica es inherente a la reparación, su monitorización es primordial, ya que puede incrementar y/o derivar a lo largo del tiempo en sobrecarga de volumen y presión del ventrículo derecho (VD), precisando una reintervención. El <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> mediante flujo 4D-RM proporciona una valoración más fiable y precisa no solo de la IP, al desestimar el flujo vortical cuando coexiste un aneurisma de la AP<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0565"><span class="elsevierStyleSup">24</span></a> y al detectar la asimetría del flujo en la AP, sino también de la insuficiencia tricuspídea (IT)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0570"><span class="elsevierStyleSup">25</span></a> (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0025">fig. 5</a>). Además, la secuencia de flujo 4D permite estimar parámetros pronósticos, como la función diastólica del VD (en presencia de IP), al sumar el flujo de la válvula pulmonar y el flujo de la válvula tricúspide, estimados en la misma adquisición. Y también es capaz de proporcionar parámetros hemodinámicos avanzados como la energía cinética (<span class="elsevierStyleItalic">kinetic energy</span> [KE]) y vórtices, relacionados con la eficiencia ventricular y el desarrollo de hipertensión pulmonar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0575"><span class="elsevierStyleSup">26</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0025"></elsevierMultimedia><p id="par0145" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la transposición de las grandes arterias, segunda CC cianótica más común, la técnica de reparación más frecuente es el <span class="elsevierStyleItalic">switch</span> arterial, que se asocia con complicaciones como el desarrollo de estenosis pulmonar supravalvular, estenosis de las ramas pulmonares principales e insuficiencia de la válvula neoaórtica. El flujo 4D-RM permite detectar los jets excéntricos de estenosis en la AP y sus ramas, comunes después de esta intervención, proporcionando una cuantificación más precisa de las velocidades pico<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0580"><span class="elsevierStyleSup">27</span></a>. De igual forma, es capaz de detectar la presencia de flujos pulmonares asimétricos en las ramas pulmonares principales, especialmente tras la corrección de Jatene, que conducen a una alteración de la perfusión pulmonar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0585"><span class="elsevierStyleSup">28</span></a>. En pacientes con <span class="elsevierStyleItalic">switch</span> auricular, el flujo 4D-RM es útil para la detección de estenosis en los <span class="elsevierStyleItalic">baffles</span> sistémico (la más frecuente) y pulmonar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0590"><span class="elsevierStyleSup">29</span></a>.</p><p id="par0150" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La conexión cavopulmonar total (CCPT), conocida como circulación de Fontan, constituye la técnica paliativa de elección para pacientes con fisiología univentricular. En estos pacientes la distribución desequilibrada del flujo del conducto de Fontan a ambos pulmones (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0030">fig. 6</a>) está asociada con una mayor formación de colaterales<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0595"><span class="elsevierStyleSup">30</span></a>. Esta cuantificación del flujo colateral mediante PC-RM 2D requiere el cálculo del flujo en un mínimo de 5 planos. El flujo 4D-RM mediante la adquisición en un solo volumen, con el cálculo retrospectivo en cualquier plano, permite reducir el tiempo de adquisición e incrementar la reproducibilidad. Además, proporciona una cuantificación más precisa del flujo de la/las válvula/as AV mediante el <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span><a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0600"><span class="elsevierStyleSup">31</span></a>. Adicionalmente, se conoce que el flujo a través del circuito de Fontan, al carecer de bomba ventricular, depende en gran medida de una energía de flujo favorable. Los estudios con flujo 4D-RM han revelado varios factores que afectan la energía del CCPT. La geometría adversa del conducto del Fontan se ha asociado a un aumento del flujo helicoidal, y en consecuencia a un aumento de la KE y a la pérdida de energía(<span class="elsevierStyleItalic">energy loss</span> [EL]) viscosa<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0605"><span class="elsevierStyleSup">32</span></a>. La KE ventricular se ve afectada por el grado de flujo colateral y la morfología derecha o izquierda del ventrículo único, así como por la concordancia de la conexión de entrada y salida<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0605"><span class="elsevierStyleSup">32</span></a>. Por lo tanto, el flujo 4D-RM, podría ayudar tanto a guiar el tratamiento ante una falla del Fontan mediante la visualización de la distribución del flujo de las venas cavas hacia las arterias pulmonares<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0610"><span class="elsevierStyleSup">33</span></a>, como a predecir el fallo temprano de la circulación de Fontan a través de la determinación de parámetros hemodinámicos complejos<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0475"><span class="elsevierStyleSup">6</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0030"></elsevierMultimedia></span><span id="sec0060" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0085">Aorta torácica y válvula aórtica</span><span id="sec0065" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0090">Aorta torácica</span><p id="par0155" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los estudios de flujo 4D-RM permiten una valoración cualitativa y cuantitativa del flujo sanguíneo en la aorta torácica, detectando patrones anormales y proporcionando una planificación del tratamiento quirúrgico adaptada a ellos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0485"><span class="elsevierStyleSup">8,34</span></a>. El flujo 4D-RM confirma la presencia de vórtices de flujo en la raíz aórtica y pone en evidencia un patrón vortical y helicoidal telesistólico en la aorta ascendente (AA) normal<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0620"><span class="elsevierStyleSup">35</span></a>. Asimismo, en sujetos sanos, revela que esta hemodinámica aórtica y parámetros más avanzados, como la fuerza de cizallamiento de la pared (<span class="elsevierStyleItalic">wall shear stress</span> [WSS]), cambian significativamente con la edad y el sexo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0625"><span class="elsevierStyleSup">36</span></a>.</p><span id="sec0070" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0095">Aneurisma aórtico</span><p id="par0160" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM ha encontrado que tanto los niveles altos como los bajos de vorticidad y helicidad pueden considerarse patrones de flujo rotacional anormales potencialmente predictores de enfermedad aórtica aneurismática<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0620"><span class="elsevierStyleSup">35</span></a>. También ha identificado que la alteración de los valores de WSS influyen en la degeneración de los vasos y que los valores anormales de WSS y de índice de cizallamiento oscilatorio (<span class="elsevierStyleItalic">oscillatory shear index</span> [OSI]) constituyen marcadores de remodelado aórtico en pacientes con AA dilatada. En estos pacientes con aneurisma de la AA, comparado con respecto a controles sanos, el WSS sistólico máximo disminuye significativamente en la aorta ascendente y en todo el arco aórtico, y, por el contrario, el OSI es significativamente mayor en dichas localizaciones<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0630"><span class="elsevierStyleSup">37</span></a>. Además, ha detectado que las anomalías en los patrones de helicidad, vorticidad y WSS difieren en función de la porción de aorta torácica involucrada y de su etiología; los aneurismas asociados a enfermedades del tejido conectivo presentan anomalías del flujo similares que difieren de las encontradas en aquellos de causa degenerativa. Por tanto, el flujo 4D-RM aporta parámetros adicionales con el valor potencial de estratificar el riesgo de los pacientes con aneurisma aórtico para prevenir su rotura o disección<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0485"><span class="elsevierStyleSup">8,38</span></a>.</p></span><span id="sec0075" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0100">Disección aórtica</span><p id="par0165" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la actualidad, la identificación de los pacientes con disección aórtica crónica (DAC) tipo<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>B con mayor riesgo de complicaciones aórticas, con miras a una intervención profiláctica, está guiada por criterios morfológicos (p.ej., diámetros aórticos). La incidencia de dilatación aórtica y mortalidad tardía son significativamente mayores en pacientes con una luz falsa (LF) permeable en comparación con una LF trombosada<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0640"><span class="elsevierStyleSup">39</span></a>. Las anomalías hemodinámicas del flujo en la LF permeable influyen en la presurización y la degeneración del LF, lo que en última instancia determina las complicaciones tardías. El flujo 4D-RM ofrece un análisis cualitativo y cuantitativo del flujo tanto en la LF como en la luz verdadera (LV), su interdependencia y competitividad, combinado con una evaluación del efecto de la presión en las respectivas paredes y, eventualmente, el riesgo de rotura<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0485"><span class="elsevierStyleSup">8</span></a>. Varios estudios de flujo 4D-RM de un solo centro han encontrado que el volumen, la velocidad del flujo y/o la alteración de los patrones de flujo en la LF en pacientes con DAC tipo<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>B constituyen factores predictivos de complicaciones aórticas tardías<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0615"><span class="elsevierStyleSup">34</span></a>. En este sentido, un alto volumen de flujo y un alto grado de turbulencia en la LF se asoció a un mayor riesgo de complicaciones tardías<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0645"><span class="elsevierStyleSup">40</span></a>. También una velocidad de entrada y salida acelerada de la LF se vinculó a expansión de las DAC tipo<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>B<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0650"><span class="elsevierStyleSup">41</span></a>. Una fracción de eyección de la LF (definida como la relación a nivel del flap de entrada dominante entre el flujo retrógrado durante la diástole y el flujo sistólico anterógrado) elevada demostró ser un predictor independiente de la dilatación aórtica<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0655"><span class="elsevierStyleSup">42</span></a>. Y patrones de flujo complejos en la LF se relacionaron con una mayor tasa de expansión y rotura<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0660"><span class="elsevierStyleSup">43</span></a>. Por tanto, el flujo 4D-RM podría proporcionar información adicional para la estratificación del riesgo comparado con los criterios morfológicos.</p></span><span id="sec0080" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0105">Coartación aórtica</span><p id="par0170" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la coartación aórtica (CoA), tanto intervenida como no intervenida, el flujo 4D-RM permite mediante una sola adquisición estimar el gradiente de presión a través de la estenosis y la pérdida de presión postestenótica con una buena concordancia con los valores obtenidos de forma invasiva<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0665"><span class="elsevierStyleSup">44</span></a>. Su principal indicación suele ser en la CoA intervenida, donde resulta extremadamente útil para diferenciar entre una estenosis residual no significativa y una CoA recurrente hemodinámicamente relevante<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0670"><span class="elsevierStyleSup">45</span></a>. En el escenario de sospecha de CoA, con difícil estimación de severidad (fundamentalmente en diagnósticos posteriores a la edad pediátrica), la visualización y la caracterización de los patrones alterados de flujos aórticos proporcionan información acerca de sus efectos sobre la pared aórtica y el flujo sanguíneo colateral que frecuentemente ocurre para compensar la reducción del flujo distal a la estenosis, que usualmente indica un estrechamiento hemodinámicamente significativo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0665"><span class="elsevierStyleSup">44</span></a>. También posibilita la identificación y estudio de otras patologías asociadas, como aorta bicúspide (VAB), insuficiencia aórtica (IAo) o dilatación aórtica, sin requerir la planificación de secuencias adicionales. En consecuencia, el flujo 4D-RM representa una alternativa al cateterismo, especialmente en pacientes con indicación dudosa de tratamiento, donde la estimación adicional a los gradientes de presión y de parámetros como el WSS y la energía cinética turbulenta (<span class="elsevierStyleItalic">turbulent kinetic energy</span> [TKE]), alterados ante la presencia de flujos turbulentos, podrían contribuir a determinar mejor el pronóstico y momento óptimo del tratamiento quirúrgico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0485"><span class="elsevierStyleSup">8,46</span></a>.</p></span></span><span id="sec0085" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0110">Válvula aórtica</span><span id="sec0090" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0115">Estenosis aórtica</span><p id="par0175" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La estadificación de la estenosis aórtica (EAo) es fundamental para el manejo terapéutico. Existen valores discordantes por ecocardiografía hasta en el 40% de los pacientes, siendo necesaria la valoración complementaria mediante otras técnicas de imagen<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0680"><span class="elsevierStyleSup">47</span></a>. El flujo 4D-RM es más preciso para medir el flujo de la válvula aórtica (VAo) porque nos permite analizar todo el volumen adquirido en busca del jet con mayor velocidad, adaptando el plano valvular de análisis a su movimiento inherente a lo largo del ciclo cardíaco. Las investigaciones han demostrado que el flujo sanguíneo helicoidal y vortical, así como su excentricidad, son de mayor magnitud a medida que avanza la EAo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0685"><span class="elsevierStyleSup">48</span></a>. Ante la presencia de jets excéntricos, se detectan mayores diferencias en la velocidad máxima entre la ecocardiografía y el flujo 4D-RM, proporcionando una mejor cuantificación del flujo<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0545"><span class="elsevierStyleSup">20,49</span></a> y aportando adicionalmente la estimación de otros parámetros como WSS y TKE<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0485"><span class="elsevierStyleSup">8</span></a> (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0035">fig. 7</a>). Se ha identificado que el TKE pico total es significativamente mayor en los pacientes con EAo que en voluntarios normales, y que proporcionaría información complementaria para la determinación de la gravedad de la EAo<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0695"><span class="elsevierStyleSup">50,51</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0035"></elsevierMultimedia></span><span id="sec0095" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0120">Insuficiencia aórtica</span><p id="par0180" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los estudios clínicos han corroborado una alta sensibilidad y especificidad del flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> para casos de IAo en comparación con la ecocardiografía<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0705"><span class="elsevierStyleSup">52,53</span></a> (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0035">fig. 7</a>). De igual forma se observa una buena correlación en la gradación de la IAo mediante flujo 4D-RM comparada con el PC-RM 2D<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0715"><span class="elsevierStyleSup">54</span></a>. A diferencia de la ecocardiografía o el PC-RM 2D, la adquisición 4D incluye mediciones que representan todas las direcciones y regiones espaciales del flujo dentro de los límites del volumen obtenido.</p></span><span id="sec0100" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0125">Aorta bicúspide</span><p id="par0185" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La VAB es la causa más frecuente de valvulopatía aórtica congénita. Los estudios mediante flujo 4D-RM en VAB han demostrado que la asimetría de las valvas de la VAo produce un patrón de flujo anormal en la AA, con cambios en la excentricidad del flujo y distribución regional del WSS que varían en función del fenotipo de la VAB e influyen en la expresión fenotípica de la aortopatía relacionada con la VAB<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0720"><span class="elsevierStyleSup">55</span></a> (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0035">fig. 7</a>). También que existe un incremento y distribución anómala del WSS en VAB estenóticas incluso antes de que se produzca la dilatación aórtica<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0725"><span class="elsevierStyleSup">56</span></a>. Estos aumentos regionales en el WSS en la AA se asocian con una desregulación de la matriz extracelular y un adelgazamiento de las fibras elásticas<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0730"><span class="elsevierStyleSup">57</span></a>. En consecuencia, un WSS anormal podría desencadenar el remodelado y dilatación de la pared aórtica, sirviendo como un biomarcador no invasivo de enfermedad aórtica regional en pacientes con VAB<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0735"><span class="elsevierStyleSup">58</span></a>. La combinación de parámetros funcionales y dimensionales aórticos permitiría una mejor estratificación del riesgo de aortopatía para la toma de decisiones terapéuticas.</p></span></span></span><span id="sec0105" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0130">Arteria pulmonar</span><p id="par0190" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM permite ahondar en la valoración hemodinámica compleja de la AP en individuos normales. En el patrón de circulación pulmonar normal se identifican dos hélices de flujo contrarrotativas en la AP, las cuales contribuyen principalmente al flujo en la AP derecha (APD)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0740"><span class="elsevierStyleSup">59</span></a>. Esta hemodinámica se ve afectada con la edad por una mayor rigidez de los vasos y reducción en la circulación pulmonar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0745"><span class="elsevierStyleSup">60</span></a>.</p><p id="par0195" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Además de las posibilidades que brinda la técnica en el estudio de la circulación arterial pulmonar en las CC, su otra principal aplicación está encaminada a la hipertensión pulmonar (HP). Actualmente, el <span class="elsevierStyleItalic">gold standard</span> para el diagnóstico de HP es la determinación mediante cateterismo cardíaco derecho de una presión media de la AP (PAPm) ><span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>20<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mmHg en reposo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0750"><span class="elsevierStyleSup">61</span></a>. La presencia de flujo vortical en la AP, así como su duración permiten detectar la presencia de HP con alta precisión (utilizando el antiguo umbral de PAPm<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>≥<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>25<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mmHg), independientemente de la etiología<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0755"><span class="elsevierStyleSup">62</span></a> y con un mayor rendimiento diagnóstico en comparación con el gradiente de presión sistólico máximo de regurgitación tricuspídea medido por ecocardiografía<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0760"><span class="elsevierStyleSup">63</span></a>. Asimismo, se ha encontrado asociación de la duración del flujo vortical con la función sistólica del VD<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0765"><span class="elsevierStyleSup">64</span></a>. Considerando que la RMC es el patrón de oro para la evaluación de la función ventricular y que los volúmenes y la función del VD son marcadores pronósticos de morbimortalidad en la HP<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0770"><span class="elsevierStyleSup">65</span></a>, la integración del flujo 4D-RM permitiría el diagnóstico y el seguimiento no invasivo de pacientes con sospecha de HP o HP establecida.</p></span><span id="sec0110" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0135">Valvulopatías mitral y tricúspide</span><p id="par0200" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM permite resolver algunas de las limitaciones de los métodos de imagen estándar para la valoración de las valvulopatías mitral y tricuspídea. Mediante la herramienta de <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> se solventa la limitación derivada del movimiento del plano AV durante las distintas fases cardíacas presente en el PC-RM 2D<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0775"><span class="elsevierStyleSup">66</span></a>.</p><p id="par0205" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La mayoría de los estudios de flujo 4D-RM sobre valvulopatías AV se han enfocado en la válvula mitral (VM), especialmente en las insuficiencias mitrales, dada su elevada prevalencia y las dificultades en su gradación asociadas a su compleja anatomía valvular y la presencia de jets excéntricos y/o múltiples. El <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> de la VM (<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0040">fig. 8</a>) se puede realizar de forma manual o automatizada, permitiendo la cuantificación de los volúmenes regurgitantes mediante diversas modalidades: directa, indirecta (volumen de regurgitación mitral =<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>volumen de entrada mitral −<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>volumen de salida aórtico) y por el método PISA (de sus siglás en inglés: <span class="elsevierStyleItalic">Proximal Isovelocity Surface Area</span>), siendo el método indirecto el que ha demostrado mayor precisión y reproducibilidad. Las técnicas empleadas para valorar la IT son las mismas que las empleadas para la VM, con la diferencia que el método directo e indirecto han registrado una precisión similar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0495"><span class="elsevierStyleSup">10</span></a>. Adicionalmente, el flujo 4D-RM posee el valor añadido de proporcionar la cuantificación simultánea de flujo en las cuatro válvulas cardíacas como un medio de validación interna de las mediciones de flujo<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0495"><span class="elsevierStyleSup">10,66</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0040"></elsevierMultimedia></span><span id="sec0115" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0140">Corazón</span><p id="par0210" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM intracardiaco se utiliza para investigar los patrones de flujo (de llenado y de eyección) normales y anormales dentro y entre las cavidades cardÍacas<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0490"><span class="elsevierStyleSup">9,53</span></a>.</p><span id="sec0120" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0145">Ventrículo izquierdo</span><p id="par0215" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El ventrículo izquierdo (VI) es la estructura más estudiada dentro de la literatura sobre flujo 4D-RM intracardíaco<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0710"><span class="elsevierStyleSup">53</span></a>. Inicialmente empleado para comprender mejor el flujo sanguíneo normal del VI, identificó la presencia de vórtices en el VI y su estrecha relación con el movimiento de la valva anterior mitral<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0780"><span class="elsevierStyleSup">67</span></a>. También reveló los diferentes componentes del volumen sistólico, destacando que el «flujo de entrada» normal que bombea el VI en un latido cardíaco, llamado flujo directo, es solo el 33% de su volumen telediastólico, constituyendo la vía más directa y rápida a través de VI y, por tanto, la que mejor preserva la KE<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0785"><span class="elsevierStyleSup">68</span></a>. No obstante, se ha constatado una amplia variedad de patrones normales de flujo del VI y su modificación en función de la edad y sexo<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0790"><span class="elsevierStyleSup">69</span></a>.</p><p id="par0220" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El resto de los estudios del flujo 4D-RM del VI se han centrado principalmente en la miocardiopatía dilatada (MCD), en la insuficiencia cardíaca (IC) y, en mucha menor medida, en la miocardiopatía hipertrófica (MCH). En MCD se han reseñado alteraciones de ciertos parámetros hemodinámicos del flujo 4D-RM que apuntan a una ineficiencia de la energía del flujo intracardíaco. En tal sentido, se ha encontrado que el volumen del flujo directo (la proporción del componente más eficiente del volumen del VI) y la KE del flujo directo disminuye con el aumento del volumen del VI; este cambio puede servir potencialmente como marcador de la progresión de la enfermedad. Asimismo, también se reduce la ubicación, la extensión y la incidencia del flujo de vórtice en la cavidad del VI a medida que aumentan los volúmenes del VI<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0785"><span class="elsevierStyleSup">68,70,71</span></a>. Por otra parte, la KE se ha propuesto como un marcador subclínico de disfunción del VI tanto en pacientes con MCD como en pacientes con IC, tras observar que permite detectar alteraciones en la hemodinámica diastólica a pesar de la compensación clínica<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0795"><span class="elsevierStyleSup">70,72</span></a>. En MCH, se ha identificado que la generación alterada de vórtices diastólicos es un mecanismo de disfunción diastólica, y probablemente en otras causas de remodelado concéntrico hasta ahora desconocido. La utilidad de estas medidas del flujo 4D-RM intracardíaco en miocardiopatías restrictivas permanece poco explorada.</p></span><span id="sec0125" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0150">Aurícula izquierda</span><p id="par0225" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los primeros estudios de flujo 4D-RM intracardiaco en la aurícula izquierda (AI) constataron la presencia de flujo vortical en la AI en sujetos sanos, y su variación en función de la edad, el sexo y la geometría del VI<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0710"><span class="elsevierStyleSup">53</span></a>.</p><p id="par0230" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La mayoría del resto de investigaciones se han enfocado en el estudio de la hemodinámica intraauricular en pacientes con fibrilación auricular frente a controles sanos. Sin embargo, los resultados han sido variables, concluyendo en la necesidad de estudios longitudinales para determinar si los parámetros derivados del flujo 4D-RM podrían ofrecer una mejor predicción de eventos tromboembólicos que la actual puntuación con criterios epidemiológicos CHA2DS2-VASc<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0810"><span class="elsevierStyleSup">73</span></a>.</p></span><span id="sec0130" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0155">Ventrículo derecho</span><p id="par0235" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Aunque son pocos, todos los estudios de flujo 4D-RM intracardíaco del VD han concluido que su hemodinámica es diferente a la del VI. El flujo directo del VD se localiza y extiende de forma diferente al del VI, además de ser mayor y constituir una mayor proporción del volumen telediastólico<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0815"><span class="elsevierStyleSup">74</span></a>. Debido a este patrón, la KE del flujo del VD se conserva durante la diástole, siendo el volumen telediastólico el principal determinante de la KE intraventricular<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0820"><span class="elsevierStyleSup">75</span></a>, lo que sustenta que la KE sistólica del VD sea mayor en comparación con la del VI<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0815"><span class="elsevierStyleSup">74</span></a>. Adicionalmente, se ha identificado que el envejecimiento se asocia de forma independiente con la relación E/A de la KE diastólica del flujo del VD (calculada mediante el cociente de la relación entre la KE pico de la onda E, durante el llenado temprano del VD, y la KE pico de la onda A, durante el llenado tardío del VD)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0825"><span class="elsevierStyleSup">76</span></a>. La evaluación de la KE del VD proporciona conocimientos novedosos sobre los patrones de llenado diastólico, pudiendo convertirse en una herramienta para la evaluación de la función diastólica del VD con miras a predecir el desarrollo de remodelación adversa del VD e IC derecha<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0830"><span class="elsevierStyleSup">77</span></a>.</p></span><span id="sec0135" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0160">Aurícula derecha</span><p id="par0240" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM intracardíaco de la aurícula derecha (AD) ha sido escasamente estudiado. El patrón normal de flujo en la AD está constituido por la presencia de un flujo vortical dominante que comprende el 79% del volumen sistólico de la AD y actúa desempeñando un papel clave para preservar la KE durante el llenado auricular. La fracción de flujo restante (21%) ocurre mayormente en el llenado tardío a través de un flujo directo no vortical, inherentemente eficiente. La combinación de estos dos modos de llenado logra una eficiencia óptima para la transferencia del retorno venoso al VD<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0835"><span class="elsevierStyleSup">78</span></a>. Este patrón, que parece modificarse con la edad<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0840"><span class="elsevierStyleSup">79</span></a>, y su comprensión, podrá servir de guía para que futuras investigaciones determinen patrones anormales de flujo dentro de la AD como reflejo de una patología ascendente o descendente.</p></span></span></span><span id="sec0140" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0165">Limitaciones</span><p id="par0245" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM sigue empleándose a mayor escala en áreas de investigación y aún deben superarse importantes limitaciones que impiden su adopción generalizada en la práctica clínica, tales como la presencia de múltiples softwares, el coste de los mismos, largos tiempos de adquisición y posproceso prolongado con una curva de aprendizaje lenta<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0465"><span class="elsevierStyleSup">4,9</span></a>.</p><p id="par0250" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Otro importante desafío está asociado con el análisis de datos. Existe un conocimiento limitado sobre la reproducibilidad de los resultados entre los diferentes proveedores de hardware y software. Se requiere la comprobación de los valores de los nuevos parámetros hemodinámicos obtenidos en estudios observacionales transversales mediante ensayos longitudinales de una cohorte grande para establecer rangos de normalidad estandarizados y biomarcadores clínicos que permitan mejorar el diagnóstico temprano, la predicción pronóstica y la optimización del tratamiento de las enfermedades cardiovasculares<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0615"><span class="elsevierStyleSup">34</span></a>.</p></span><span id="sec0145" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0170">Direcciones futuras</span><p id="par0255" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El rendimiento de las imágenes de flujo 4D-RM depende en gran medida de la calidad de la sincronización cardíaca y respiratoria. El patrón de movimiento respiratorio todavía representa un desafío importante que ha conducido al desarrollo de técnicas que permiten la activación automática <span class="elsevierStyleItalic">(self-gating)</span> respiratoria, eliminando la necesidad de navegadores respiratorios<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0845"><span class="elsevierStyleSup">80</span></a>. Basándose en los mismos principios de este método, se han diseñado técnicas de <span class="elsevierStyleItalic">self-gating</span> cardíaco que solucionan los problemas derivados de la frecuencia cardíaca del paciente y que incluso permiten prescindir de la señal electrocardiográfica<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0850"><span class="elsevierStyleSup">81</span></a>. Ambas innovaciones se han incorporado recientemente en el flujo por RM de cinco dimensiones (5D)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0855"><span class="elsevierStyleSup">82</span></a> y extradimensional (XD)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0860"><span class="elsevierStyleSup">83</span></a>, permitiendo en algunos casos una adquisición totalmente autónoma<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0865"><span class="elsevierStyleSup">84</span></a>. Asimismo, han facilitado el desarrollo de nuevas aplicaciones clínicas, como el análisis de los cambios inducidos por la respiración en la hemodinámica cardiovascular<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0870"><span class="elsevierStyleSup">85</span></a> y la evaluación de la anatomía y la fisiología coronaria<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0875"><span class="elsevierStyleSup">86</span></a>.</p><p id="par0260" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Por otra parte, se prevé que herramientas basadas en la dinámica computacional de fluidos y el <span class="elsevierStyleItalic">deep learning</span> tengan un papel relevante en optimizar los estudios de flujo 4D-RM, permitiendo mejorar la resolución, la optimización de la relación señal-ruido, los tiempos de adquisición, así como también el diseño de flujos de trabajo de análisis de datos más eficientes, con menores tiempos de posproceso, dependencia del usuario y una cuantificación más precisa de los parámetros hemodinámicos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0880"><span class="elsevierStyleSup">87,88</span></a>.</p><p id="par0265" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Adicionalmente, trabajos recientes sugieren utilizar adquisiciones de flujo 4D-RM para impresión 3D integrando evaluación anatómica, mediciones de flujo y simulación para la planificación quirúrgica<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0890"><span class="elsevierStyleSup">89</span></a>.</p></span><span id="sec0150" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0175">Conclusiones</span><p id="par0270" class="elsevierStylePara elsevierViewall">El flujo 4D-RM constituye un método diagnóstico inigualable para la evaluación no invasiva <span class="elsevierStyleItalic">in vivo</span> de la dinámica del flujo sanguíneo que ofrece una cobertura volumétrica completa y una amplia variedad de aplicaciones clínicas (que permanecen en continuo desarrollo) en los distintos territorios vasculares del cuerpo humano, aportando parámetros hemodinámicos noveles avanzados como la vorticidad y la helicidad, el WSS, la KE y la TKE, entre otros. Con su evolución, han surgido nuevos conocimientos sobre la comprensión del vínculo entre la hemodinámica alterada y las enfermedades cardiovasculares que prometen contribuir al diagnóstico precoz, a la estratificación de riesgo, al seguimiento y a la optimización de los tratamientos, una vez que se superen las limitaciones, como su accesibilidad y la estandarización de los valores de la normalidad.</p></span><span id="sec0155" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0180">Financiación</span><p id="par0275" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La presente investigación no ha recibido ayudas específicas provenientes de agencias del sector público, sector comercial o entidades sin ánimo de lucro.</p></span><span id="sec0160" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0185">Contribución de los autores</span><p id="par0285" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Todos los autores 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contraste de fase tridimensional resuelta en el tiempo. Proporciona un volumen con mapas de velocidad del flujo sanguíneo en las tres dimensiones del espacio, a lo largo del ciclo cardíaco, dentro del sistema cardiovascular de interés. Los avances tecnológicos de la RM en las últimas dos décadas han permitido su traslado de las áreas de investigación a la práctica clínica, facilitando la evaluación no invasiva <span class="elsevierStyleItalic">in vivo</span> de la hemodinámica en distintos territorios vasculares del cuerpo humano. Este artículo tiene como objetivo repasar su origen y fundamentos físicos, describir sus principales indicaciones clínicas con especial énfasis en el área cardiotorácica, así como reseñar sus limitaciones y futuras direcciones. 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The technological advances of MRI over the last two decades have facilitated its transition from the experimental environment into clinical practice, thereby enabling the non-invasive in vivo assessment of haemodynamics across various vascular territories of the human body. This article endeavours to elucidate its inception and fundamental technical principles, to delineate its main clinical indications—particularly in the cardiothoracic domain—, and to review its limitations and future directions. The ongoing evolution of this diagnostic modality continues to develop further understanding of the interplay between abnormal haemodynamics and cardiovascular pathologies, promising enhanced clinical value.</p></span>" ] ] "apendice" => array:1 [ 0 => array:1 [ "seccion" => array:1 [ 0 => array:4 [ "apendice" => "<p id="par0345" class="elsevierStylePara elsevierViewall"><elsevierMultimedia ident="upi0005"></elsevierMultimedia><elsevierMultimedia ident="upi0010"></elsevierMultimedia></p>" "etiqueta" => "Anexo A" "titulo" => "Material adicional" "identificador" => "sec0175" ] ] ] ] "multimedia" => array:12 [ 0 => array:7 [ "identificador" => "fig0005" "etiqueta" => "Figura 1" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr1.jpeg" "Alto" => 1762 "Ancho" => 3334 "Tamanyo" => 853618 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0020" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Aspectos técnicos del flujo 4D por RM: adquisición y procesamiento del flujo 4D-RM. 1)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Para reconstruir la data 4D se adquiere un volumen de magnitud y tres volúmenes de flujo que representan las velocidades codificadas en las tres dimensiones del espacio (Vx, Vy y Vz). 2)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Con el uso de software dedicados, se preprocesan los datos realizando la corrección de las fuentes de errores y segmentación vascular mediante angio-RM 3D. 3)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Finalmente se procede al posprocesamiento que incluye: la visualización tridimensional de los patrones de flujo y su análisis cuantitativo.</p>" ] ] 1 => array:7 [ "identificador" => "fig0010" "etiqueta" => "Figura 2" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr2.jpeg" "Alto" => 1109 "Ancho" => 3333 "Tamanyo" => 481647 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0025" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Diferentes patrones de visualización del flujo mediante secuencias de flujo 4D-RM. A)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span><span class="elsevierStyleItalic">Streamlines</span> (o líneas de flujo): representan el trayecto tangencial instantáneo de los vectores de velocidad de las partículas del flujo sanguíneo en un momento específico de tiempo. B)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span><span class="elsevierStyleItalic">Pathlines</span> (o trazadores de partículas): representan la trayectoria de los vectores de velocidad de las partículas de flujo sanguíneo a lo largo del tiempo. 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B)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencias de flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">streamlines</span> que muestran el paso de flujo auricular desde la aurícula izquierda hacia la derecha (flecha blanca gruesa). Mediante secuencias de PC-RM 2D se observa un Qp/Qs de 1,8. Mediante secuencia de flujo 4D-RM se estima un Qp/Qs de 2,1 (volumen del shunt; Qp<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>−<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Qs<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>=<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>42<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>ml/min).</p>" ] ] 4 => array:7 [ "identificador" => "fig0025" "etiqueta" => "Figura 5" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr5.jpeg" "Alto" => 1071 "Ancho" => 2533 "Tamanyo" => 261100 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0040" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Paciente varón de 22 años con tetralogía de Fallot corregida quirúrgicamente. A)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencia cine bSSFP observándose un jet de regurgitación central que ocupa la totalidad del tracto de salida del ventrículo derecho (asterisco blanco) que se halla severamente dilatado (VTDindexado<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>=<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>169<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>ml/m<span class="elsevierStyleSup">2</span>). B)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencia de flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> identificándose un jet de regurgitación pulmonar central holodiastólico, con una fracción de regurgitación del 50% (insuficiencia pulmonar severa).</p>" ] ] 5 => array:7 [ "identificador" => "fig0030" "etiqueta" => "Figura 6" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr6.jpeg" "Alto" => 1094 "Ancho" => 2749 "Tamanyo" => 334710 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0045" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Paciente varón de 25 años con atresia tricúspide corregida quirúrgicamente mediante circulación derivativa cavopulmonar (Fontan) extracardíaca paliativa. A)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencia de flujo 4D-RM centrada en la comunicación cavopulmonar donde se evidencia contribución asimétrica del conducto de Fontan al flujo pulmonar, constatándose mayor flujo hacia la arteria pulmonar derecha (flecha blanca). B)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencia de flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> centrada en la válvula mitral en la que se identifica un prolapso valvular mitral, constatándose una insuficiencia mitral ligera secundaria (flecha blanca fina), con jet de regurgitación protomesosistólico y fracción de regurgitación del 20%.</p> <p id="spar0050" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">APD: arteria pulmonar derecha; API: arteria pulmonar izquierda; VCS: vena cava superior.</p>" ] ] 6 => array:7 [ "identificador" => "fig0035" "etiqueta" => "Figura 7" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr7.jpeg" "Alto" => 1204 "Ancho" => 3083 "Tamanyo" => 324018 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0055" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Paciente varón de 39 años con válvula aórtica bicúspide (fusión de los velos coronarianos derecho y no coronariano) y doble lesión aórtica secundaria. A)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencia de flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">streamlines</span> en la que se identifica aceleración del flujo en el plano valvular (flecha blanca), registrándose velocidades pico de 4,1<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>m/s (gradiente pico sistólico de 68,8<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mmHg) en relación con estenosis aórtica severa. Alteración del patrón de flujo en la aorta ascendente, con presencia de flujo vortical y altas velocidades adyacentes a la pared anterolateral derecha de la aorta ascendente media (asterisco blanco). B)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Secuencia de flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span>, observándose jet de regurgitación aórtico holodiastólico que impacta sobre la valva anterior mitral y que produce una insuficiencia aórtica severa (fracción de regurgitación del 47%). C)<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>Análisis de <span class="elsevierStyleItalic">Wall Shear Stress</span> (WSS) basado en flujo 4D-RM donde se observa la existencia de elevación del WSS en la pared anterolateral derecha de la aorta torácica ascendente media, relacionándose con la alteración del patrón de flujo aórtico observado con <span class="elsevierStyleItalic">streamlines</span> (flecha blanca). La dilatación de la aorta ascendente y el patrón de elevación del WSS mural aórtico ascendente se ha relacionado con el subtipo de válvula aórtica bicúspide observada.</p>" ] ] 7 => array:7 [ "identificador" => "fig0040" "etiqueta" => "Figura 8" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr8.jpeg" "Alto" => 2009 "Ancho" => 3167 "Tamanyo" => 482563 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0060" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Paciente mujer de 70 años con válvula pulmonar displásica, dilatación ventricular derecha e insuficiencia tricúspide moderada secundaria. Secuencia de flujo 4D-RM con <span class="elsevierStyleItalic">valve-tracking</span> donde se observa un jet de regurgitación mitral holosistólico, excéntrico, dirigido hacia el septo interatrial, registrándose una fracción regurgitante del 46% (insuficiencia tricúspide moderada). Mediante secuencias de PC-RM 2D se calcula una fracción de regurgitación mediante métodos indirectos del 48%.</p>" ] ] 8 => array:8 [ "identificador" => "tbl0005" "etiqueta" => "Tabla 1" "tipo" => "MULTIMEDIATABLA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "detalles" => array:1 [ 0 => array:3 [ "identificador" => "at1" "detalle" => "Tabla " "rol" => "short" ] ] "tabla" => array:1 [ "tablatextoimagen" => array:1 [ 0 => array:2 [ "tabla" => array:1 [ 0 => """ <table border="0" frame="\n \t\t\t\t\tvoid\n \t\t\t\t" class=""><thead title="thead"><tr title="table-row"><th class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-head\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t" scope="col" style="border-bottom: 2px solid black">Parámetro \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t\t\t</th><th class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-head\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t" scope="col" style="border-bottom: 2px solid black">Definición \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t\t\t</th><th class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-head\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t" scope="col" style="border-bottom: 2px solid black">Implicación fisiológica \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t\t\t</th></tr></thead><tbody title="tbody"><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Gráficos de vectores \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Muestran la magnitud y la dirección de la velocidad de la sangre dentro de un vóxel específico, calculada a partir de las magnitudes de las componentes X, Y y Z de la velocidad \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">N/A \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " colspan="3" align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t"><span class="elsevierStyleVsp" style="height:0.5px"></span></td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">MIP de velocidad \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Proporciona una descripción general rápida en 2D del campo de velocidad en 3D para análisis visual y control de calidad \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Permite la identificación de: ubicación de la velocidad máxima, regiones de alias/artefactos y calidad general de la imagen, jets de alta velocidad, y regiones de flujo desordenado/no laminar \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t"><span class="elsevierStyleItalic">Streamlines</span> o líneas de flujo \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Representación del trayecto tangencial instantáneo de los vectores de velocidad de las partículas del flujo sanguíneo en un momento específico de tiempo \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Proporcionan una visión general de la distribución espacial y orientación de los patrones de flujo sanguíneo en un momento específico del ciclo cardíaco.Permite visualizar el flujo no laminar: hélices o vórtices \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " colspan="3" align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t"><span class="elsevierStyleVsp" style="height:0.5px"></span></td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t"><span class="elsevierStyleItalic">Pathlines</span> o trazadores de partículas \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Representación de la trayectoria de los vectores de velocidad de las partículas de flujo sanguíneo a lo largo del tiempo \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Muestran la evolución temporal (dinámica) de los datos de velocidad del flujo sanguíneo a lo largo del ciclo cardíaco \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Vorticidad \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Describe la rotación local de las partículas sanguíneas en el plano alrededor de un eje común y con una dirección de rotación desviándose en más de 90° de la dirección del flujo fisiológico: las partículas se mueven en el espacio hacia una determinada dirección, pero también giran alrededor de su propio eje, lo que resulta en un rizo.Se expresa en 1/s \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">El flujo vortical existe y tiene funciones fisiológicas en los senos de Valsalva y en el VI.El aumento de la vorticidad podría provocar una pérdida de energía viscosa \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Helicidad \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Representa la alineación de la rotación con el componente principal de velocidad del flujo sanguíneo. Se calcula a partir de la vorticidad y del componente de velocidad del flujo principal que determina la dirección, lo que resulta en un movimiento de «sacacorchos» y puede ser diestro (positivo) o zurdo (negativo).Se expresa en m/s<span class="elsevierStyleSup">2</span> \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Proporciona información sobre la dirección e intensidad de la rotación del flujo de la sangre.El flujo helicoidal existe y tiene un rol fisiológico en la aorta.Posee una relación directa con los cambios geométricos de los vasos sanguíneos \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Velocidad de la onda de pulso (<span class="elsevierStyleItalic">pulse wave velocity</span> [PWV]) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Velocidad de la propagación de la onda de pulso de presión sistólica a lo largo de un vaso; generalmente varias veces más rápido que las velocidades del flujo sanguíneo.Se expresa en m/s \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Refleja la distensibilidad/rigidez vascular general.Asiste en la interpretación de localizaciones específicas de enfermedades vasculares focales como placas ateroscleróticas y aneurismas. Se eleva con la edad y la presión arterial. También puede encontrarse elevada en las enfermedades del tejido conectivo \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Gradiente de presión \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Medida de las diferencias de presión entre cámaras o vasos. Permite su cálculo alternativo mediante la ecuación de Navier Stokes, además del método tradicional que emplea la ecuación simplificada de Bernoulli (gradiente de presión<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>=<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>4Vmáx<span class="elsevierStyleSup">2</span>).Se expresa en mmHg o Pascal (P) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">La ecuación simplificada de Bernoulli ignora condiciones importantes como la velocidad proximal a la estenosis y la forma de la estenosis. No proporciona información sobre la variación del gradiente de presión temporal y espacial. La ecuación de Navier Stokes ofrece la ventaja de estimar gradientes de presión distribuidos temporal y espacialmente dentro de un segmento de vaso, obteniéndose mapas de diferencia de presión resueltos en el tiempo \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Fuerza de cizallamiento sobre la pared (<span class="elsevierStyleItalic">wall shear stress</span> [WSS]) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Fuerza de fricción causada por la sangre viscosa que fluye a lo largo del vaso aplicada tangencialmente a su pared.Se expresa cuantitativamente en Pa o N/m<span class="elsevierStyleSup">2</span> \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Refleja el efecto de los cambios de flujo sobre las células endoteliales y las funciones de la matriz extracelular. Para la integridad de los vasos, se debe mantener una cierta cantidad de WSS contra el endotelio del vaso; como mecanorreceptor, el endotelio vascular detecta el WSS \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Índice de cizallamiento oscilatorio (<span class="elsevierStyleItalic">oscillatory shear index</span> [OSI]) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Refleja la fluctuación instantánea de WSS.Se calcula utilizando cambios temporales en el vector del WSS local.Se puede expresar en % o u.a. (unidades arbitrarias) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Un OSI elevado significa que los vectores instantáneos del WSS fluctúan más en comparación con el WSS en la dirección principal en un punto específico del ciclo cardíaco y provocan cambios en la arquitectura de la pared del vaso, como la pérdida de células endoteliales y la proliferación de células del músculo liso, que pueden reducir la distensibilidad vascular \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Energía cinética (<span class="elsevierStyleItalic">kinetic energy</span> [KE]) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Es la cantidad de energía almacenada en el movimiento de una masa.Se expresa en milijulios (mJ) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Una parte importante del trabajo total del corazón se transfiere a la energía cinética de la sangre y la energía cinética participa directamente en el movimiento de la sangre \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Pérdida de energía (<span class="elsevierStyleItalic">energy loss</span> [EL]) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Se refiere a la pérdida viscosa de energía cinética en el flujo sanguíneo debido a las fuerzas de fricción inducidas por la viscosidad de la sangre.Se expresa en milijulios (mJ) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">La disipación de energía cinética se produce irreversiblemente debido a la fricción viscosa del flujo sanguíneo en algunos vasos sanguíneos y en el corazón. Es un principio normal en el flujo sanguíneo fisiológico. Sin embargo, una pérdida de energía significativa puede tener dos consecuencias negativas; primero, el exceso de energía que se pierde se transfiere a la pared del vaso, y, en segundo lugar, en respuesta a la pérdida de energía, se requiere energía adicional para bombear sangre por todo el cuerpo y aumenta la poscarga en el corazón para mantener suficiente energía cinética y presión.Representa un índice para evaluar diversas cargas de trabajo cardíacas \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr><tr title="table-row"><td class="td-with-role" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t ; entry_with_role_rowhead " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Energía cinética turbulenta (<span class="elsevierStyleItalic">turbulent kinetic energy</span> [TKE]) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Estimación de la pérdida de energía o presión (disipada como calor) relacionada a la turbulencia.Se expresa en milijulios (mJ) \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td><td class="td" title="\n \t\t\t\t\ttable-entry\n \t\t\t\t " align="left" valign="\n \t\t\t\t\ttop\n \t\t\t\t">Indicador del impacto del flujo turbulento sobre los componentes sanguíneos o la pared del vaso.Marcador indirecto de la eficiencia del flujo sanguíneo. Por ejemplo, ante una estenosis estima la pérdida irreversible de presión causada por la disipación de energía en el flujo postestenótico \t\t\t\t\t\t\n \t\t\t\t</td></tr></tbody></table> """ ] "imagenFichero" => array:1 [ 0 => "xTab3614326.png" ] ] ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0065" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Parámetros hemodinámicos analizados mediante flujo 4D-RM</p>" ] ] 9 => array:5 [ "identificador" => "upi0005" "tipo" => "MULTIMEDIAECOMPONENTE" "mostrarFloat" => false "mostrarDisplay" => true "Ecomponente" => array:3 [ "fichero" => "mmc1.mp4" "ficheroTamanyo" => 779316 "Video" => array:2 [ "mp4" => array:5 [ "fichero" => "mmc1.m4v" "poster" => "mmc1.jpg" "tiempo" => 0 "alto" => 0 "ancho" => 0 ] "flv" => array:5 [ "fichero" => "mmc1.flv" "poster" => "mmc1.jpg" "tiempo" => 0 "alto" => 0 "ancho" => 0 ] ] ] ] 10 => array:5 [ "identificador" => "upi0010" "tipo" => "MULTIMEDIAECOMPONENTE" "mostrarFloat" => false "mostrarDisplay" => true "Ecomponente" => array:3 [ "fichero" => "mmc2.mp4" "ficheroTamanyo" => 599750 "Video" => array:2 [ "mp4" => array:5 [ "fichero" => "mmc2.m4v" "poster" => "mmc2.jpg" "tiempo" => 0 "alto" => 0 "ancho" => 0 ] "flv" => array:5 [ "fichero" => "mmc2.flv" "poster" => "mmc2.jpg" "tiempo" => 0 "alto" => 0 "ancho" => 0 ] ] ] ] 11 => array:5 [ "identificador" => "fig0045" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => false "mostrarDisplay" => true "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "fx1.jpeg" "Alto" => 754 "Ancho" => 1333 "Tamanyo" => 164729 ] ] ] ] "bibliografia" => array:2 [ "titulo" => "Bibliografía" "seccion" => array:1 [ 0 => array:2 [ "identificador" => "bibs0015" "bibliografiaReferencia" => array:89 [ 0 => array:3 [ "identificador" => "bib0450" "etiqueta" => "1" "referencia" => array:1 [ 0 => array:2 [ "contribucion" => array:1 [ 0 => array:2 [ "titulo" => "4D flow cardiovascular magnetic resonance consensus statement" "autores" => array:1 [ 0 => array:2 [ "etal" => true "autores" => array:6 [ …6] ] ] ] ] "host" => array:1 [ 0 => array:2 [ "doi" => "10.1186/s12968-015-0174-5" "Revista" => array:5 [ "tituloSerie" => "J Cardiovasc Magn Reson." 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