RESONANCIA MAGNETICA CARDIOVASCULAR

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301© 2019. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
PRINCIPIOS BÁSICOS DE LA 
RESONANCIA MAGNÉTICA, 301
Campo magnético y sistema de bobinas 
de gradientes, 301
Generación de la señal de resonancia 
magnética, contraste y formación 
de la imagen, 301
MEDIOS DE CONTRASTE, 302
MÉTODOS DE OBTENCIÓN 
DE IMÁGENES, 302
Mapeo en T1 y T2, 308
SEGURIDAD DEL PACIENTE, 308
APLICACIÓN EN ENFERMEDADES 
Y CONDICIONES ESPECÍFICAS, 308
Enfermedad arterial coronaria, 308
Miocardiopatías, 312
Arritmias, 315
Enfermedad pericárdica, 315
Cardiopatías congénitas del adulto, 315
Patología de las válvulas cardíacas, 317
Trombos y masas cardíacos, 318
Detección de afectación cardiovascular 
subclínica en enfermedades sistémicas, 318
NUEVAS TÉCNICAS DE OBTENCIÓN 
DE IMÁGENES DE RMC, 318
Espectroscopia por resonancia 
magnética, 318
Imágenes de RMC molecular, 319
PERSPECTIVAS FUTURAS, 319
Resonancia magnética cardiovascular
RAYMOND Y. KWONG
17
La capacidad de obtención de imágenes multicomponentes de 
la resonancia magnética (RM) cardiovascular (RMC) proporciona 
información morfológica, estructural y fisiológica relevante en un 
amplio espectro de enfermedades cardiovasculares. La RMC ofrece 
las ventajas técnicas de campos de imagen tomográfica sin restricción y 
de varios tipos de caracterización tisular, sin la necesidad de radiación 
ionizante. En este capítulo se revisan las aplicaciones clínicas cardíacas 
actuales de la RMC.
PRINCIPIOS BÁSICOS DE LA RESONANCIA 
MAGNÉTICA
Campo magnético y sistema de bobinas 
de gradientes
La RM se basa en la obtención de imágenes de los abundantes núcleos de 
hidrógeno del cuerpo humano. Cuando se coloca a un paciente dentro 
del imán magnético del equipo, que produce un campo magnético 
estático (denominado B0), los núcleos de 1H, que tienen un momento mag­
nético de espín, se alinean parcialmente con la dirección del campo 
magnético B0. (El grado de alineación depende de la influencia de efectos 
al azar, como el movimiento térmico, que generalmente no son con­
trolables en los sistemas biológicos.) A la magnetización neta producida 
por la pequeña fracción de momentos nucleares alineada siguiendo la 
dirección de B0 (el eje z en el sistema de coordenadas del imán) se la 
denomina magnetización de equilibrio, previa a la irradiación de los espi­
nes nucleares con cualquier pulso de radiofrecuencia (RF). Un pulso de 
RF puede desviar los espines nucleares alejándolos del eje z, lo que deja 
a los momentos magnéticos nucleares del 1H precesando a una frecuencia 
característica denominada frecuencia Larmor (w0), que está relaciona­
da con la intensidad del campo magnético y la constante giromagné­
tica del núcleo según w0 = γB0, donde γ es la constante giromagnética (una 
constante para los protones de hidrógeno a una determinada intensidad 
de campo). El pulso de RF debe tener una frecuencia equivalente a la 
frecuencia Larmor para conseguir el efecto «de resonancia» sobre 
los espines nucleares; de lo contrario, en términos de reorientación de los 
espines nucleares el efecto es, en general, insignificante.
B0 está diseñado para ser espacialmente uniforme dentro del imán de 
RMC; es, por tanto, un campo magnético homogéneo. La homogeneidad 
de B0 está afinada por ajustes controlados por ordenador de las corrientes 
eléctricas en pequeñas bobinas montadas en el imán, lo que se conoce 
como «ajustes activos» (active shimming). Para la obtención de imágenes, 
el clínico aplica los denominados gradientes del campo magnético que 
introducen una variación lineal de B0 en la dirección del gradiente. Varias 
bobinas diferentes producen gradientes de B0 a lo largo de las direcciones 
x, y o z, y se pueden crear gradientes en direcciones arbitrarias por super­
posición lineal de los gradientes x, y o z. Cuando se activa un gradiente, 
los núcleos de 1H precesan a frecuencias que dependen linealmente de 
su posición a lo largo de la dirección del gradiente del campo magnético. 
Esto significa que la frecuencia Larmor de los espines nucleares depende 
de su posición, y que la excitación de los espines nucleares mediante 
pulsos de RF solo es efectiva para un rango de posiciones en las que la 
frecuencia de excitación coincida aproximadamente con la frecuencia 
Larmor. Esta posición central, así como el rango circundante en el cual el 
pulso de RF tiene un efecto apreciable, depende de la frecuencia central 
y de la anchura de banda del pulso de RF.
Generación de la señal de resonancia 
magnética, contraste y formación 
de la imagen
Para producir una imagen, un pulso de RF con una frecuencia equi­
valente a la frecuencia Larmor inclinará, al menos parcialmente, la 
magnetización nuclear neta desde la dirección a lo largo de B0 hasta un 
plano transversal a B0 (plano x-y), donde se deja la magnetización trans­
versal precesando a la frecuencia Larmor. La clave para la generación 
de una señal detectable es que los espines nucleares precesen de forma 
coherente; es decir, que al menos inicialmente todos se encuentren 
en un momento dado en la misma fase en el plano transversal para 
conseguir un momento magnético transversal neto, el cual puede 
inducir un voltaje en una antena externa. La extensión que el vector 
de magnetización es alejado de la dirección de B0 (eje z) define el 
ángulo de inclinación, refleja la cantidad de energía depositada en los 
tejidos, y es una función de la intensidad y la duración del pulso de RF. 
La magnitud de la magnetización transversal determinará la amplitud 
de la señal detectada, que es recogida por un conjunto de antenas de 
superficie que rodean al paciente. Para estudiar un plano de corte 
específico del cuerpo, se aplica una gradiente del campo magnético 
perpendicular al plano de corte, lo que produce a variación lineal de la 
frecuencia Larmor, perpendicular al plano de corte prescrito. Un pulso 
de RF solo excitará entonces el plano de corte que contenga los espines 
magnéticos que precesen a frecuencias aproximadamente equivalentes 
a la frecuencia central del pulso de RF.
La energía electromagnética absorbida se liberará siguiendo 
dos mecanismos coexistentes, recuperación de la magnetización 
longitudinal y pérdida de la magnetización transversal. La recuperación 
de la magnetización longitudinal, también llamada relajación T1, se 
corresponde con la recuperación del componente longitudinal 
(dirección z) a lo largo de B0 y se caracteriza generalmente por una 
dependencia exponencial del tiempo posterior a la excitación, con 
una constante de tiempo T1. El T1 es una característica física de los 
tejidos y está afectado por la intensidad del campo del equipo, con 
valores progresivamente mayores a intensidades de campo mayores 
(en teslas, T). La caracterización T1 permite, por tanto, la generación 
de imágenes que reflejan las diferencias en T1 entre los tipos tisulares 
(p. ej., la grasa tiene un T1 corto, el músculo un T1 más largo). Una 
imagen ponderada en T1 mantendrá el tiempo entre la aplicación de 
dos ángulos de inclinación sucesivos (tiempo de repetición) corto; 
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por tanto, los tejidos con valores T1 diferentes demostrarán diferentes 
intensidades de señal porque se han recuperado a diferentes grados 
tras la excitación de RF.
La pérdida de la magnetización transversal se debe a heterogeneidades 
en el campo B0 y a interacciones entre los espines vecinos (interacciones 
espín­espín), las cuales llevan a una caída exponencial del componente 
transversal del vector neto de magnetización, definida por la constante 
temporal T2. El T2 es también un parámetro específico del tejido que se 
define como el tiempo que se tarda enperder el 63% de la magnetización 
transversal. La elección de la ponderación del contraste de la señal en 
el método de obtención de imágenes viene en parte dictada por las 
características fisiológicas de los tejidos en estudio. Para una inter­
pretación cualitativa, la potenciación de la señal (por efectos T1) es, en 
general, preferible frente a los efectos de la pérdida de señal (T2*; v. más 
adelante «Métodos de obtención de imágenes»); por tanto, la mayoría 
de secuencias de pulso utilizadas en RMC usan técnicas ponderadas 
en T1. Las imágenes de RMC ponderadas en T2 y en T2* se usan, sobre 
todo, para el estudio en imagen del edema miocárdico y del contenido 
en hierro, respectivamente. El hierro tiene un momento magnético 
fuerte y altera el campo magnético local, acelerando la pérdida de la 
coherencia de fase de la magnetización transversal y, por consiguiente, 
su caída (es decir, acortando el T2). Con la aplicación de gradientes de 
campo magnético en cualquiera de las tres direcciones ortogonales, 
la señal de RM puede incluir información sobre localización espacial, 
producida por los pasos de codificación conocidos como elección 
del corte, codificación de fase y codificación de frecuencia. Toda la 
información relevante de la señal de RM se almacena en una matriz de 
datos denominada espacio k, a partir de la cual se pueden reconstruir 
las imágenes mediante la llamada transformación de Fourier.
MEDIOS DE CONTRASTE
Actualmente solo se utilizan en clínica medios de contraste basados en 
gadolinio (MCBG) para los estudios de RMC. Cuando se inyectan en 
forma de bolo intravenoso (i.v.), los MCBG circulan a través de las cámaras 
cardíacas y las arterias coronarias a los 15 a 30 s (fase de primer paso) 
antes de difundirse en el espacio extracelular. Aproximadamente desde 
los 10 hasta los 15 min de la inyección se alcanza un equilibrio transitorio 
entre el lavado del contraste hacia el espacio extracelular y el lavado fuera 
del acúmulo en sangre. Los estudios de RMC de perfusión miocárdica y 
la mayoría de estudios de angiografía por RM (ARM) se realizan durante 
la fase de primer paso, mientras que las imágenes de realce tardío con 
gadolinio se obtienen durante la fase de equilibrio.
El uso de MCBG en RMC es muy seguro; aproximadamente, el 1% 
de los pacientes sufren reacciones leves (náuseas, erupciones cutáneas 
leves), siendo las reacciones graves extremadamente infrecuentes. Todos 
los MCBG están quelados para que no resulten tóxicos y para facilitar su 
excreción renal. En pacientes con insuficiencia renal grave, el uso de MCBG 
expone al paciente a gadolinio (Gd3+) libre no quelado tóxico, el cual puede 
ocasionar una fibrosis nefrógena sistémica (FNS), una reacción inflamatoria 
intersticial que puede conducir a grave induración cutánea, contractura de 
las extremidades, fibrosis de órganos internos y al fallecimiento. Entre los 
factores de riesgo para el desarrollo de la FNS están una tasa de filtración 
glomerular estimada (TFGe) inferior a 30 ml/min/1,73 m2, la necesidad de 
hemodiálisis, la insuficiencia renal aguda y la presencia de eventos proin-
flamatorios concurrentes. Con el uso de dosificaciones basadas en el peso 
y la evitación del uso de MCBG en pacientes con TFGe inferiores a 30 ml/
min/1,73 m2, la FNS debida a MCBG tiene una incidencia próxima a 0.
MÉTODOS DE OBTENCIÓN DE IMÁGENES
Para la obtención de imágenes de RMC se emplean diversas estrategias para 
superar los movimientos cardíaco, respiratorio y del flujo sanguíneo. Para 
evitar la borrosidad debida al movimiento cardíaco, la adquisición de 
datos se sincroniza con la señal del electrocardiograma (ECG) (gating 
cardíaco), bien de forma prospectiva (disparo de la secuencia según la 
forma de onda del ECG seguido de un período fijo de adquisición durante 
todos los ciclos cardíacos) o retrospectiva (adquisición continua de datos 
y posterior reconstrucción de acuerdo al momento del ECG). Para las 
imágenes en modo cine se prefiere la sincronización (gating) retrospectiva 
porque cubre todo el ciclo cardíaco. Muchas técnicas de RMC (secuencias 
de pulsos) fraccionan la adquisición de los datos de una imagen para 
que se haga en una ventana estrecha del ciclo cardíaco a lo largo de 
unos pocos latidos (aproximación segmentaria). Para evitar la borrosidad 
debida a los movimientos respiratorios se utilizan actualmente en clínica 
una combinación de suspensión de la respiración por el paciente, técnicas 
basadas en navegador (seguimiento del movimiento diafragmático para 
controlar los movimientos respiratorios) y promediación de los movimientos 
respiratorios. En pacientes que no pueden contener la respiración o que 
presentan ritmos cardíacos irregulares, las técnicas de disparo único en 
estático y de imagen de cine en tiempo real (ambas incluyen la adquisición 
rápida de imágenes totales en el ciclo cardíaco) pueden conseguir estudios 
diagnósticos con resoluciones temporal y espacial algo reducidas.
En la tabla 17-1 se resumen las técnicas de secuencias de pulso de 
RMC de uso más habitual en clínica en nuestro centro, el Brigham and 
Women’s Hospital de Boston. La RMC utiliza imágenes en cine de san-
gre blanca o imágenes de eco de espín rápido (FSE, fast spin-echo) con 
sangre negra, para evaluar la morfología y estructura cardíacas. La precesión 
libre en estado de equilibrio (SSFP, steady-state free precession) en cine 
es la secuencia de pulso estándar para la cuantificación de volúmenes 
y funciones cardíacas. Puede adquirirse una secuencia de cine con alta 
resolución temporal de 30 a 45 ms durante una suspensión de la res-
piración de menos de 10 s (fig. 17-1), con lo que se puede capturar todo 
el corazón en movimiento volumétricamente en 3 a 5 min (vídeo 17-1). 
Para las técnicas de sangre negra se utilizan imágenes de FSE ponderadas 
en T1 para evaluar la morfología de las cámaras cardíacas, las estructuras 
vasculares, el pericardio y el estudio de la grasa. Se utilizan imágenes de 
FSE ponderadas en T2 con saturación de la grasa para el estudio del edema 
miocárdico. El marcaje (tagging) valora la tensión miocárdica al superponer 
sobre el miocardio líneas oscuras paralelas o una rejilla de forma que 
se puede visualizar o cuantificar la deformación miocárdica. También se 
puede calcular la tensión circunferencial y radial y presentarla en una 
escala de colores. El realce tardío con gadolinio (RTG) implica la obtención 
de imágenes ponderadas en T1 en las que se detecta la acumula ción de 
MCBG en el miocardio a consecuencia de un infarto, infiltración o 
fibrosis. Se detecta el RTG de 5 a 15 min después de la inyección i.v. de 
MCBG (0,1-0,2 mmol/kg) (de ahí el término «tardío»). Se puede valorar 
el RTG en dos o tres dimensiones. Se utiliza de rutina la reconstrucción 
de recuperación de la inversión en función de la fase sensible (PSIR, 
phase-sensitive inversion recovery) para el estudio en imagen del RTG para 
potenciar el contraste tisular del miocardio. En pacientes que no pueden 
aguantar la suspensión de la respiración, se pueden adquirir las imágenes 
de RTG mediante métodos de disparo único o dirigidos por navegador.
Las imágenes de perfusión de RMC valoran el tránsito de primer paso 
de un bolo i.v. de MCBG a medida que discurre a través de la circulación 
coronaria. Se dispone de varias técnicas de perfusión; en el eco de 
gradiente rápido con sangre blanca se adquieren de tres a cinco cortes del 
corazón en el eje corto en cada ciclo cardíaco durante la inyección de un 
bolo de MCBG. El gadolinio proporciona una señal intensa en las 
regiones bien perfundidas en comparación con la ausencia de realce (regio-
nes oscuras) en el miocardio mal perfundido. Con una resolución espacial en 
plano de aproximadamente 2 mm, la RMC puede aportar información 
sobre el flujo sanguíneo miocárdico a nivel de la unión endocardio/
epicardio o a nivel segmentario (vídeo 17-2). Las imágenes ponderadas 
en T2 detectan el edema miocárdico debido a lesiones isquémicas o a 
inflamación,habiéndose demostrado que existe una alta correlación 
con el área en riesgo tras un infarto agudo de miocardio (IAM). También 
complementa al RTG en la determinación de la cronicidad de un infarto 
de miocardio (IM) y para permitir la evaluación precisa del miocardio 
salvable. Entre las opciones de secuencias de pulsos para las obtención de 
imágenes ponderadas en T2 están la FSE con recuperación de la inversión 
 El texto continúa en la página 308.
FIGURA 17-1 Aneurisma gigante en la pared ventricular inferior como complicación 
de un infarto de miocardio crónico. Obsérvense el ancho cuello del aneurisma y el flujo 
extremadamente estancado en la cavidad ventricular izquierda.
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sangre negra y los métodos más modernos de SSFP, y 
sus ventajas aparecen enumeradas en la tabla 17-1.
T2* es un parámetro de la relajación transversal y 
un método bien validado para la medición del conte-
nido tisular de hierro. Un T2* de menos de 20 ms (el 
del miocardio normal es de aproximadamente 40-50 
ms) es diagnóstico de sobrecarga férrica miocárdica, 
mientras que un T2* inferior a los 10 ms resulta una 
evidencia de sobrecarga férrica severa (vídeo 17-3). A 
pesar de los retos que suponen el pequeño tamaño 
luminal y los movimientos cardíacos y respiratorios, 
los avances técnicos en la ARM de las coronarias 
han favorecido la utilización de adquisiciones 
tridimensionales de todo el corazón (con o sin guía 
de navegador), con resultados clínicos preliminares 
prometedores.1 Las imágenes de contraste de fase 
permiten la cuantificación de las velocidades del flujo 
sanguíneo y del movimiento miocárdicos y las tasas 
de flujo intravascular. Entre las pruebas de imagen 
en paralelo se encuentran técnicas que aceleran 
la adquisición de los datos de la RMC al coordinar 
datos obtenidos a partir de diferentes componentes 
de las antenas receptoras de superficie actualmente 
en uso para reducir el tiempo de adquisición, mejorar 
la resolución temporal o incluso eliminar artefactos.
Mapeo en T1 y T2
El mapeo en T1 estima en términos cuantitativos la expansión del espacio 
extracelular en el miocardio donde se distribuye el MCBG. Este método 
ha demostrado una buena correlación con el contenido de colágeno en 
el espacio intersticial en las condiciones en las que se produce fibrosis 
o infiltración difusa y puede servir como método no invasivo para la 
monitorización de la progresión de la enfermedad o de la respuesta al 
tratamiento. Con las medidas de T1 pre­ y poscontraste se determina el 
cambio R1 (= 1/T1) entre los estados pre­ y poscontraste en el miocardio 
respecto a los cambios de R1 en la sangre. Este índice estima la fracción 
de volumen tisular llena de MCBG extracelular. En comparación con 
las imágenes ponderadas en T1 como RTG, el mapeo en T1 aporta una 
cuantificación del espectro de expansión del volumen extracelular 
(VEC) por fibrosis o infiltración. Las técnicas de mapeo en T1 en estudios 
clínicos iniciales han permitido caracterizar cambios significativos en 
el miocardio no apreciables mediante imágenes de RTG.2,3 El mapeo 
miocárdico en T2, que incluye la adquisición de series de imágenes 
con ponderación T2 diferentes, aporta una medida cuantitativa de la 
fracción regional de agua libre en el miocardio. En comparación con 
las imágenes ponderadas en T2, el mapeo en T2 permite la detección 
del edema miocárdico de forma más fiable y es menos propenso a los 
artefactos producidos por el movimiento o arritmias.
SEGURIDAD DEL PACIENTE
Todos los equipos de RMC clínica dependen del mantenimiento de 
un potente campo magnético que no puede ser anulado excepto en 
situaciones de emergencia. Entre los implantes frecuentes que pueden 
resultar un riesgo para las exploraciones de RMC están los implantes 
cocleares, los neuroestimuladores, las derivaciones por hidrocefalia, 
los implantes oculares que contienen metal, los cables de marcapasos 
y los clips metálicos para tratamiento de aneurismas cerebrales. En 
www.mrisafety.com hay una lista completa disponible. Sin embargo, 
grapas esternales, válvulas cardíacas metálicas, anillos de anuloplastia, 
endoprótesis coronarias, catéteres no metálicos e implantes ortopédicos 
o dentales resultan seguros. La mayoría de pacientes claustrofó­
bicos pueden ser estudiados solo con sedación oral o utilizando un equipo 
con un tamaño del túnel mayor. Existen actualmente marcapasos y 
desfibriladores automáticos implantables (DAI) aprobados por la Food 
and Drug Administration (FDA) estadounidense que permiten a los 
pacientes que los portan ser sometidos con seguridad a una RM bajo 
condiciones de estudio específicas.
Estandarización de las adquisiciones de imágenes y de los 
informes. Varios aspectos de los estudios de RMC son fundamentales 
para la consecución de un resultado clínico de alta calidad. La Society 
for Cardiovascular Magnetic Resonance (SCMR) ha publicado directrices 
para la interpretación de las imágenes y las técnicas de posprocesado.4 
Los valores normales de varias funciones cardíacas y el tamaño de las 
cámaras pueden resultar específicos de la secuencia de pulso, habiéndose 
publicado actualizaciones recientes.5 Más aún, es importante ser cons-
ciente de los criterios establecidos para determinar la calidad de las 
imágenes de RMC,6 así como delos artefactos frecuentes en la RMC.7
APLICACIÓN EN ENFERMEDADES 
Y CONDICIONES ESPECÍFICAS
En esta sección se exponen las aplicaciones clínicas de los estudios de 
RMC. En la tabla e17-1 se resumen los protocolos de RMC que utilizamos 
en nuestro centro. En la tabla 17-2 se describen los hallazgos típicos en 
RMC de enfermedades comunes. Se puede encontrar una descripción 
detallada de los protocolos de RMC avalado por la SCMR en www.
scmr.org.
Enfermedad arterial coronaria
Infarto de miocardio
La RMC proporciona una valoración exhaustiva del espectro de la 
enfermedad arterial coronaria (EAC) gracias a la utilización de 
imágenes de cine para la estructura y función cardíacas, imágenes de 
perfusión para valorar el flujo sanguíneo miocárdico, RTG para infartos 
y en pacientes con síndrome coronario agudo, e imágenes ponderadas 
en T2 o de mapeo para el edema miocárdico. Con una resolución 
espacial de 1,5 a 2 mm y un elevado índice entre contraste y ruido, 
el RTG detecta infartos subendocárdicos en los ventrículos izquierdo 
(VI) o derecho (VD) con una sensibilidad mayor que cualquiera de las 
restantes técnicas de imagen cardíaca actuales, y su capacidad para 
el contraste tisular permite la visualización del miocardio necrosado 
y no necrosado. Se ha validado con buenos resultados el tamaño del 
infarto determinado mediante RTG frente al patrón histológico, y hay dis­
ponibles comercialmente programas informáticos para la cuantificación 
del tamaño del infarto. La RMC tiene valor para determinar las com­
plicaciones de un IM (fig. 17-2).
En pacientes con un IAM reperfundido se pueden ver y cuantificar a 
menudo las áreas isquémicas en riesgo (según imágenes ponderadas en 
T2 o de mapeo en T1 precontraste) que rodean a un infarto endocárdico 
y la obstrucción microvascular (no recuperación de flujo) (fig. 17-3 
y vídeo 17­4). Las imágenes ponderadas en T2* detectan la hemo­
rragia intramiocárdica tras un IAM (fig. 17-4). Estas medidas junto un 
infarto del VD pueden aportar valores pronósticos adicionales a las 
puntuaciones de riesgo clínico, el tamaño del infarto del VI y la fracción 
de eyección (FE) del VI.8,9 Más recientemente, la caracterización de la 
fibrosis miocárdica tardía mediante mapeo seriado en T1 ha demostrado 
aportar una evaluación de la remodelación cardíaca posterior a un 
IM y de la respuesta a los nuevos tratamientos.10 En estudios de base 
FIGURA 17-2 Izquierda. Imagen bicameral en el eje largo de precesión libre en estado de equilibrio (SSFP) 
en cine al final de la diástole en un paciente 5 años después de que sufriera un infarto de miocardio (IM) anterior; 
se puede ver un seudoaneurisma crónico anterior. Obsérvese el estrecho cuello del seudoaneurisma. Dere cha. Imagen 
de realce tardío con gadolinio (RTG) del mismo paciente por recuperación de la inversión en función de 
la fase sensible (PSIR) en el eje corto; se aprecia realce de la capa fibrosa externa del seudoaneurisma, el cual 
está tapizado por un trombo que aparece hipointenso. (Por cortesía de los Dres. Christopher Kramer y Michael 
Salerno, University of Virginia Health System.)
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
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cluido el ECG (por tanto, no fueron tratados) en 
el 6 al 17% de los pacientes, con el consiguiente 
marcado aumento de la mortalidad descrito en 
estos pacientes con IM no sospechado.11,12 Un 
algoritmo interpretativo que incorpora varios 
componentes de la RMC puede clasificar la edad 
de un infarto como inferior a 1 mes, de 1 a 6 
meses o de más de 6 meses.13
Evaluación de la viabilidad 
miocárdica y de los beneficios 
de la revascularización coronaria
La RMC ofrece una valoración multicomponente 
de la estructura y la fisiología en la valoración de 
la viabilidad miocárdica. Desde los estudios 
iniciales de RMC en cine, un grosor de la 
pared telediastólica de 5,5 mm o más y un 
engrosamiento de la pared sistólica inducido por 
dobutamina de 2 mm o más tienen una excelente 
sensibilidad y especificidad en la predicción de 
recuperación de la contractilidad segmentaria tras 
la revascularización. Además, la extensión trans­
mural de la cicatriz miocárdica detectada mediante 
RTG detecta con precisión una reducción progresi­
va paulatina de la recuperación funcional a pesar 
de una revascularización coronaria con buenos 
resultados, especialmente en regiones miocárdicas 
de aquinesia o disquinesia. En comparación con la 
RMC en modo cine con dobutamina, el RTG es fácil 
de realizar y de interpretar, y un punto de corte de 
transmuralidad del 50% es sensible para la detec­
ción de la recuperación contráctil segmentaria. 
Por otro lado, las imágenes de cine con bajas dosis 
de dobutamina aportan una valoración fisiológica 
altamente específica de la reserva contráctil del 
centro del miocardio y subepicárdica y poco después 
de un IAM, cuando el edema tisular es prominente.
Detección de síndromes coronarios agudos 
y su diferenciación de las causas no coronarias
La RMC tiene elevada sensibilidad y especificidad para la detección de sín­
dromes coronarios agudos y para la estratificación del riesgo de pacientes 
que presentan dolor torácico agudo. Específicamente, la RMC es una 
herramienta diagnóstica valiosa en pacientes que presentan una elevación 
aguda de biomarcadores séricos compatibles con lesión miocárdica, 
pero sin obstrucción de las arterias coronarias, porque puede aportar 
información diagnóstica para dirigir el tratamiento y mejorar el pronós­
tico.14 Las imágenes ponderadas en T2 (o el mapeo en T2) pueden detectar 
la extensión del miocardio salvable días después de la recuperación de 
urgencia del flujo coronario tras una intervención coronaria percutánea 
(ICP). Más aún, la RMC permite detectar diversas anomalías no coronarias 
utilizadas en el diagnóstico de causas de dolor torácico.
Detección y cuantificación de la isquemia miocárdica
Se realiza el estudio de RMC de estrés mediante el uso de agentes 
farmacológicos de estrés (vasodilatadores o inotrópicos positivos) 
en muchos centros, y con menor frecuencia mediante ejercicio en 
cinta de correr en centros altamente especializados. Como se resumen 
en las guías recientes de la American Heart Association (AHA) y la 
American College of Cardiology Foundation (ACCF), en la cardiopatía 
isquémica estable, las imágenes de perfusión miocárdica (IPM) de la 
RMC de estrés con vasodilatadores son una herramienta clínica efectiva 
para el diagnóstico de EAC y la estratificación del riesgo de los pacientes 
en los que se sospecha isquemia miocárdica.15 Muchos estudios unicén­
tricos han demostrado que una IPM de RMC negativa predice una tasa 
de eventos cardíacos anuales inferior al 1% en pacientes con una 
probabilidad previa a la prueba intermedia de EAC. Además, múltiples 
estudios clínicos y metaanálisis demuestran una excelente correla­
ción entre la valoración de la isquemia de la IPM de la RMC y la medición 
invasiva de la reserva fraccional de flujo (RFF), lo que ilustra la elevada 
precisión de la RMC para la determinación de la significación fisiológica 
de las estenosis