Medicina

El método Dixon en resonancia magnética: principios, avances y aplicaciones clínicas

29 diciembre 2025

AUTORES

Myriam Segarra Hernández. Residente de Radiodiagnóstico. Hospital Universitario Miguel Servet (HUMS), Zaragoza, España.
Andrea Senovilla Ardid. Residente de Radiodiagnóstico. Hospital Universitario Miguel Servet (HUMS), Zaragoza, España.
Natalia Lourdes Tobajas Ramos. Residente de Radiodiagnóstico. Hospital Universitario Miguel Servet (HUMS), Zaragoza, España.
Jorge Gómez Madrona. Residente de Radiodiagnóstico. Hospital Clínico Universitario Lozano Blesa, Zaragoza, España.
Sofía Thais Escobar Narro. Residente de Radiodiagnóstico. Hospital Universitario Miguel Servet (HUMS), Zaragoza, España.
Daniel Alejandro Cadavid Cadavid. Residente de Radiodiagnóstico. Hospital Universitario Miguel Servet (HUMS), Zaragoza, España.

RESUMEN

El método Dixon en resonancia magnética (RM) es una técnica avanzada para la separación de señales de agua y grasa basada en el desfase de fase entre ambos componentes debido a su diferencia de frecuencia de resonancia (~3.5 ppm). Esta diferencia permite adquirir imágenes en las que las señales de agua y grasa están en fase o en oposición de fase, lo que posibilita, mediante combinaciones lineales, generar mapas separados de agua y grasa.

Desde su introducción en 1984 como técnica de dos puntos, Dixon ha evolucionado considerablemente. Las versiones modernas incluyen técnicas de tres puntos, métodos iterativos como IDEAL y variantes multi-eco que permiten cuantificar la fracción de grasa (PDFF) con alta precisión, incluso corrigiendo efectos de relajación y desajustes de campo magnético.

Entre sus aplicaciones clínicas más destacadas se encuentra la cuantificación no invasiva del contenido graso hepático (útil en el diagnóstico de enfermedad hepática por depósito de grasa), la caracterización de lesiones músculo-esqueléticas (como edema óseo e infiltración grasa muscular), y la mejora en la detección de lesiones en mama mediante supresión homogénea de grasa. También se emplea en estudios cardíacos, suprarrenales y de composición corporal.

Las principales ventajas del método incluyen una supresión de grasa más uniforme y robusta frente a inhomogeneidades de campo, capacidad de cuantificación precisa y reducción de artefactos de susceptibilidad. Además, permite obtener múltiples contrastes en una sola adquisición, optimizando protocolos clínicos.

No obstante, el método presenta desafíos técnicos, como la necesidad de correcciones de fase complejas y la sensibilidad al movimiento entre ecos. A pesar de ello, el método Dixon se ha consolidado como una herramienta fundamental y versátil en la práctica radiológica contemporánea.

PALABRAS CLAVE

Magnetic resonance imaging, fat, water, fatty liver, musculoskeletal diseases.

ABSTRACT

the dixon method in magnetic resonance imaging (mri) is an advanced technique for separating water and fat signals based on their phase shift, caused by a slight difference in resonance frequency (~3.5 ppm). this difference allows the acquisition of images where water and fat are either in-phase or out-of-phase, enabling the generation of separate water and fat maps through linear combinations.

since its introduction in 1984 as a two-point technique, dixon has evolved significantly. modern versions include three-point techniques, iterative methods such as ideal, and multi-echo variants that enable accurate quantification of the proton density fat fraction (pdff), even correcting for relaxation effects and magnetic field inhomogeneities.

key clinical applications include the noninvasive quantification of hepatic fat content (useful in diagnosing fatty liver disease), the characterization of musculoskeletal lesions (such as bone marrow edema and muscle fat infiltration), and improved lesion detection in breast imaging via uniform fat suppression. it is also used in cardiac studies, adrenal lesion characterization, and body composition analysis.

the main advantages of the dixon method include more uniform fat suppression, robustness to field inhomogeneities, precise fat quantification, and reduction of susceptibility artifacts. it also allows the acquisition of multiple contrast images in a single sequence, optimizing clinical protocols.

however, technical challenges remain, such as the need for complex phase correction and sensitivity to motion between echoes. despite these, dixon has become a fundamental and versatile tool in modern radiological practice.

KEY WORDS

Magnetic resonance imaging, fat, water, fatty liver, musculoskeletal diseases

DESARROLLO DEL TEMA

En las imágenes de resonancia magnética (RM) convencionales, los tejidos con alto contenido graso suelen aparecer con intensidad de señal elevada en muchas secuencias, lo que puede enmascarar o reducir la visibilidad de lesiones subyacentes¹. Además, la presencia de grasa contribuye a artefactos de movimiento y a artefactos de desplazamiento químico (“misregistración” espacial) debido a la diferencia de frecuencia de resonancia entre protones de agua y grasa¹. Por ello, a menudo es necesario suprimir o separar la señal de la grasa para mejorar el contraste entre tejidos e identificar mejor las patologías. La supresión uniforme de la grasa aumenta el contraste entre las estructuras anatómicas y resalta cambios patológicos sutiles, lo cual es particularmente importante en áreas como la mama, el hígado y el sistema musculoesquelético².

Tradicionalmente, se han empleado técnicas de saturación selectiva de grasa (“fat sat”) y secuencias STIR (inversión-recuperación corta) para suprimir la grasa; sin embargo, estas técnicas pueden presentar limitaciones, como sensibilidad a inhomogeneidades de campo magnético (B0, B1) que producen una supresión incompleta³. En este contexto, el método Dixon surge como una alternativa basada en el desplazamiento químico entre agua y grasa, permitiendo lograr una supresión de la grasa más homogénea². A continuación, se presentan los fundamentos físicos de este método, su desarrollo técnico desde la propuesta original de 1984 hasta las variantes modernas, sus principales aplicaciones clínicas y una discusión de sus ventajas y limitaciones en la práctica radiológica actual.

Fundamentos físicos del método Dixon:

El método Dixon explota la ligera diferencia en la frecuencia de precesión de los protones del agua y la grasa (desplazamiento químico de aproximadamente 3.5 ppm, equivalente a ~220 Hz a 1.5 T)⁴. En un mismo campo magnético, los protones de grasa giran ligeramente desfasados respecto a los del agua; por tanto, al elegir distintos tiempos de eco (TE) es posible alinear o desfasar sus fases relativas. Tras un pulso de excitación, agua y grasa parten en fase (sus magnetizaciones transversales apuntan en la misma dirección). Conforme transcurre el tiempo, se acumula un desfase de fase entre ambas componentes: en un escáner de 1.5 T, por ejemplo, al cabo de ~2.3 ms, los vectores de agua y grasa estarán en oposición de fase (180° fuera de fase), mientras que a ~4.6 ms volverán a estar nuevamente en fase^2,5. A 3.0 T estos tiempos se reducen aproximadamente a la mitad (∼1.15 ms para estar fuera de fase). Si se adquiere una imagen en un TE en el cual ambas señales están en fase, la señal total en cada vóxel será la suma de contribuciones de agua + grasa; en cambio, si la imagen se adquiere con las señales exactamente fuera de fase, las magnetizaciones de agua y grasa se cancelan entre sí parcial o totalmente⁶. Este fenómeno se traduce en una caída de la intensidad de señal en los vóxeles que contienen mezclas de grasa y agua cuando se los observa con TE fuera de fase, y el grado de caída es proporcional al contenido graso del tejido⁷. La figura 1 muestra una representación esquemática de los vectores de magnetización de agua y grasa en distintos tiempos de eco en un campo de 1.5 T (Anexo 1).

El principio fundamental del método Dixon, propuesto por W. Dixon en 1984, consiste precisamente en adquirir dos imágenes idénticas excepto por el TE: una con agua y grasa en fase, y otra con agua y grasa en fase opuesta (desfasadas 180)⁸. Mediante un posprocesamiento sencillo de esas dos imágenes, basado en combinaciones lineales, se logra separar las componentes: al sumar pixel a pixel la imagen en fase y la fuera de fase, las señales de grasa (negativas en la imagen fuera de fase) se cancelan y se obtiene una imagen sólo-agua, equivalente a una imagen con supresión de grasa uniforme; inversamente, al restar la imagen fuera de fase de la imagen en fase, se cancelan las señales de agua y resulta una imagen sólo-grasa^6,9. En otras palabras, el algoritmo de Dixon genera un mapa de agua y un mapa de grasa a partir de dos adquisiciones, aprovechando la interferencia destructiva/constructiva entre las señales de ambos componentes. Este concepto, válido para secuencias de pulso tanto de eco de espín (SE) modificadas como de eco de gradiente (GRE), permitió demostrar que la imagen sólo-agua obtenida equivalía a aplicar una supresión de grasa eficaz y homogénea¹, y además que disponer simultáneamente de imágenes agua y grasa abría la posibilidad de cuantificar fracciones de grasa de manera más directa que mediante espectroscopía por RM, y con mayor resolución espacial².

Método Dixon original y sus versiones mejoradas:

Método original (Dixon 1984): El trabajo original de Dixon en 1984 describió la técnica de dos puntos (2-point Dixon), en la cual se adquieren dos imágenes SE con TE distintos (una en fase y otra fuera de fase) para producir posteriormente las imágenes separadas de agua y grasa ^6,8. Este método demostró la factibilidad de lograr supresión de grasa a través de la reconstrucción de la imagen sólo-agua, mostrando una señal lesionable sin la interferencia de la grasa¹. No obstante, la implementación inicial presentaba limitaciones importantes:

Era susceptible a inhomogeneidades del campo B0, ya que un ligero error en la suposición de la diferencia de fase de 180° podía resultar en una separación incompleta o incorrecta de agua y grasa ². En presencia de campos magnéticos no homogéneos (por ejemplo, en regiones anatómicas extensas o adyacentes a interfaces aire-hueso), el método simple de suma y resta podía fallar, incluso produciendo “intercambio” de las señales (vóxeles donde el agua aparecía en el mapa de grasa y viceversa)².
Además, el Dixon original requería tiempos de adquisición prolongados, pues en los años 80 era necesario obtener las dos imágenes en adquisiciones separadas, lo que aumentaba la probabilidad de artefactos de movimiento entre ambas y complicaba su uso en la práctica rutinaria⁶.
Finalmente, el modelo inicial asumía un espectro de grasa de una sola frecuencia de resonancia; en realidad, la grasa está compuesta por múltiples picos espectrales, y esta simplificación limitaba la completa separación de la señal de grasa y agua, impidiendo cuantificar con exactitud la fracción de lípidos en tejidos⁶.

Dixon de tres puntos y corrección de fase: Para superar las limitaciones del método original, se introdujo la técnica Dixon de tres puntos (3-point Dixon)¹⁰. Ésta añade un tercer eco con un TE diferente (por ejemplo, imágenes en fase, 180° fuera de fase, y otra con un desfase intermedio) de modo que se obtienen tres ecuaciones independientes con tres incógnitas (agua, grasa y el desfase de fase debido a inhomogeneidad)². Mediante algoritmos de corrección de fase se puede estimar el error de campo B0 vóxel a vóxel y separar con mayor fidelidad las señales de agua y grasa. El Dixon de tres puntos resultó en una supresión de grasa más efectiva y consistente, mejorando la relación señal/ruido (SNR) y permitiendo imágenes de mejor calidad con menos artefactos de inversión de contraseñas entre agua/grasa². Además, la necesidad de sólo tres ecos podía lograrse en tiempos razonables, especialmente con técnicas de eco de gradiente multieco. Numerosas variantes técnicas fueron surgiendo, optimizando pasos de posprocesado como la desenvoltura de fase (phase unwrapping) y la aplicación de filtros para evitar discontinuidades abruptas en las regiones de cambio de fase lento¹. Estas mejoras hicieron al método más robusto frente a inhomogeneidades de B0, ampliando su aplicabilidad clínica.

IDEAL y variantes iterativas: Un avance significativo fue la introducción de métodos iterativos con ecos asimétricos. Un ejemplo notable es la técnica IDEAL (Iterative Decomposition of Water and Fat with Echo Asymmetry and Least-squares) propuesta a mediados de la década de 2000. IDEAL emplea tres ecos adquiridos con espaciamientos no simétricos y aplica un algoritmo iterativo de mínimos cuadrados para descomponer las señales de agua y grasa, maximizando el desempeño en condiciones de baja SNR². La utilización de ecos asimétricos evita ciertas condiciones degeneradas de fase que ocurrían con ecos perfectamente simétricos, reduciendo la aparición de artefactos de separación². Distintos fabricantes han adoptado versiones de esta técnica con nombres comerciales: por ejemplo, IDEAL (GE Healthcare), Dixon o TrueFISP-Dixon (Siemens), mDIXON (Philips), entre otros, basándose en principios similares¹¹. Estas secuencias modernas permiten aplicar la separación agua-grasa prácticamente en cualquier tipo de ponderación (T1, T2 o densidad protónica) y en diversos tipos de secuencias (eco de espín rápida, gradiente spoiled, balanced SSFP, etc.), logrando imágenes con supresión de grasa de alta calidad sin prolongar excesivamente el tiempo de estudio (Lins, Salmón, et al. 2021). De hecho, es posible adquirir una sola secuencia Dixon y obtener de ella cuatro conjuntos de imágenes (in-phase, out-of-phase, agua-solo y grasa-solo), lo que en algunos casos puede agilizar el protocolo al sustituir múltiples secuencias convencionales por una sola adquisición multipropósito².

Dixon multi-eco y cuantificación (PDFF): La evolución más reciente del método Dixon involucra la adquisición de múltiples ecos (más de tres, típicamente 6 ecos) y la incorporación de modelos espectrales avanzados para la grasa. Estas secuencias multi-eco (a veces denominadas Dixon de seis puntos o técnicas de fat quantification) utilizan la información combinada de magnitud y fase de varios ecos para estimar simultáneamente la fracción de grasa y parámetros de relajación como T2*¹¹. Con un número suficiente de ecos, es posible ajustar la contribución de los distintos picos de resonancia del espectro de grasa (modelo multi-peak), así como compensar la atenuación por T2* de cada componente. El resultado es la obtención de mapas cuantitativos de fracción de grasa (porcentaje de densidad protónica de grasa, PDFF) libres de sesgos por efectos de hierro u otras confusiones^11,12. Por ejemplo, secuencias como IDEAL-IQ, LiverLab o mDIXON Quant implementadas por distintas casas comerciales generan, en una sola apnea, mapas de PDFF junto con mapas de R2* (inverso de T2*, útil para estimar contenido de hierro)¹¹. Estas técnicas cuantitativas han incrementado notablemente la precisión y reproducibilidad de la medición de grasa en órganos como el hígado, superando las limitaciones de la espectroscopia localizada y convirtiendo a la RM en el método no invasivo de referencia para cuantificar esteatosis de forma global en el órgano¹³.

Principales aplicaciones clínicas:

La capacidad de separar agua y grasa en las imágenes de RM tiene numerosas aplicaciones diagnósticas. A continuación, se destacan algunas de las más relevantes en la práctica clínica actual:

Cuantificación de grasa hepática: Una de las aplicaciones más consolidadas del método Dixon es la evaluación no invasiva de la esteatosis hepática. Las técnicas Dixon multi-eco permiten obtener el PDFF hepático, que se correlaciona estrechamente con el contenido de grasa en biopsia y sirve para diagnosticar y cuantificar la enfermedad por hígado graso no alcohólico (EHNA) y otras hepatopatías metabólicas. Diversos estudios han demostrado que la fracción de grasa por RM (MRI-PDFF) es una herramienta altamente precisa, reproducible y segura para estimar el contenido graso del hígado en todo su volumen¹⁴, superando en rendimiento a métodos tradicionales como la tomografía computarizada o los ultrasonidos. De hecho, la RM-PDFF se considera hoy un biomarcador de referencia para monitorizar la respuesta a tratamientos en ensayos clínicos de esteatohepatitis no alcohólica y para estratificar pacientes según su grado de esteatosis¹⁵. Además de la grasa, las secuencias Dixon pueden simultáneamente detectar sobrecarga de hierro hepático midiendo el mapa de R2*, lo que permite evaluar condiciones como la hemocromatosis sin procedimientos invasivos¹³. En conjunto, la técnica Dixon ha revolucionado la cuantificación del contenido graso hepático por su carácter no invasivo y alta exactitud, volviéndose parte integral de protocolos de abdomen en muchos centros.

Lesiones musculoesqueléticas: En el ámbito musculoesquelético, las secuencias Dixon han demostrado gran valor para caracterizar distintas patologías de tejidos blandos y huesos. La obtención simultánea de imágenes water-only (equivalentes a fat-sat) e in-phase permite, por ejemplo, distinguir edema de médula ósea (que se aprecia hiperintenso en la imagen sólo-agua) de la médula grasa normal (visible en la imagen sólo-grasa) en casos de fracturas ocultas, osteomielitis o artritis inflamatoria². Estudios han reportado que las secuencias Dixon multi-eco proporcionan una supresión de grasa más homogénea y eficiente que la lograda con técnicas STIR, con mejor SNR, menor tiempo de adquisición y igual o mejor resolución espacial^16,17. Esto resulta especialmente útil en regiones anatómicas difíciles, como las extremidades o la columna vertebral, donde las inhomogeneidades de campo o la presencia de implantes metálicos suelen degradar la calidad de la fat sat convencional. Por ejemplo, en pacientes con prótesis y ortopedia metálica, la técnica Dixon (IDEAL) reduce notablemente los artefactos por susceptibilidad magnética comparado con FSE con supresión de grasa, mejorando la visualización de estructuras adyacentes². Clínicamente, la disponibilidad de imágenes Dixon T2 con supresión homogénea de grasa ha permitido realzar lesiones ocultas: se ha propuesto reemplazar ciertas secuencias T1 convencionales por T2 Dixon para detectar metástasis óseas vertebrales (las imágenes fat-only muestran reemplazo graso anormal) y evaluar la sacroileitis (donde coexisten edema y reemplazo adiposo en médula subcondral) en una sola adquisición ¹⁸. Asimismo, en patología muscular, la técnica Dixon permite cuantificar de forma objetiva la infiltración grasa crónica en distrofias musculares y miopatías, y diferenciarla de la inflamación aguda (edema), información crucial para el diagnóstico y seguimiento terapéutico. En resumen, Dixon aporta versatilidad diagnóstica en músculo y hueso, combinando en una secuencia la detección simultánea de edema (agua) y de infiltración grasa, con imágenes de alta calidad incluso en condiciones técnicas desafiantes.

Imagen de mama: La RM de mama se beneficia ampliamente de las técnicas Dixon para lograr una supresión de grasa uniforme en todo el volumen mamario, algo difícil de obtener con fat sat tradicional debido a la heterogeneidad de campo en estudios bilaterales. Secuencias Dixon T1 poscontraste (por ejemplo, LAVA/VIBE Dixon) proporcionan imágenes water-only con la grasa completamente suprimida, mejorando la detección de realce patológico de lesiones tumorales en mamas densas. A la vez, el conjunto fat-only muestra claramente el tejido graso, útil para identificar cambios de grasa subcutánea o necrosis grasa que pudieran confundirse con realce. Un solo volumen 3D Dixon puede generar tanto la imagen con supresión de grasa óptima como la imagen con grasa no suprimida, lo que agiliza el protocolo al evitar adquisiciones dobles. Adicionalmente, en el campo de la investigación, la técnica Dixon se ha empleado para cuantificar la densidad mamaria por RM mediante la estimación del porcentaje de tejido fibroglandular vs. grasa en la mama. Estudios de riesgo en cáncer de mama han utilizado la separación agua-grasa de Dixon como una medida objetiva de la densidad mamaria, demostrando su utilidad para evaluar el porcentaje de tejido fibroglandular (%FGT) en volumetría mamaria ¹⁹. Otra aplicación en mama es en la evaluación de implantes: las secuencias Dixon pueden diferenciar la silicona (que aparece separada de las señales de agua y grasa) y facilitar la detección de fugas o rupturas al proporcionar simultáneamente imágenes con y sin supresión de la cápsula fibrosa ²⁰. En suma, el método Dixon contribuye a imágenes mamarias más consistentes y de alta calidad diagnóstica, cruciales para la detección temprana y caracterización de lesiones en la mama.

Otras aplicaciones clínicas: La versatilidad del Dixon ha propiciado su adopción en diversos campos adicionales. En radiología abdominal general, es útil en la caracterización de lesiones que contienen grasa microscópica: por ejemplo, en glándulas suprarrenales, un adenoma lipídico muestra caída de señal en imágenes fuera de fase y un alto contenido de grasa en mapas Dixon, en contraste con lesiones malignas⁶. Estudios han confirmado que la fracción grasa obtenida por Dixon (mDIXON-Quant) en adenomas suprarrenales coincide en precisión diagnóstica con la medida convencional de caída de señal entre imágenes en fase y fuera de fase⁶. En cardiología, secuencias Dixon eco-navegado permiten caracterizar masas cardíacas o infiltraciones grasosas del miocardio (como en la displasia arritmogénica de ventrículo derecho), distinguiendo tejido adiposo de miocardio sano sin el sesgo de saturación de grasa. También se ha usado para evaluar depósitos grasos en el pericardio o miocardio y su implicación en enfermedades cardiometabólicas²¹. En medicina metabólica, la combinación de mapas de grasa y agua posibilita estudios de composición corporal (por ejemplo, medición de grasa visceral versus subcutánea en obesidad) con alta exactitud, siendo Dixon e IDEAL métodos preferidos en la investigación de obesidad y síndrome metabólico²². Por último, en el sistema nervioso central, aunque la grasa tiene menor presencia, la técnica Dixon se ha empleado en la columna vertebral para separar la señal epidural grasa y mejorar la visualización de estructuras neurales, así como en órbitas para suprimir la grasa retrobulbar en estudios de esclerosis múltiple o pseudotumor orbitario. Cada vez emergen más aplicaciones a medida que la comunidad radiológica explora la capacidad del método Dixon para realizar contrastes y obtener información cuantitativa en contextos antes no accesibles con RM convencional.

Ventajas y limitaciones del método Dixon:

Ventajas principales:

Supresión de grasa homogénea: A diferencia de la saturación espectral, el método Dixon no depende críticamente de la uniformidad de B0 o B1, logrando supresión de grasa uniforme incluso en regiones de campo difícil (p. ej., cuello, extremidades) o en presencia de implantes metálicos ²³. Esto mejora la calidad de la imagen y la confianza diagnóstica en anatomías complejas.
Versatilidad multi-secuencia: Las variantes modernas de Dixon se integran en secuencias 2D o 3D con distintas ponderaciones (T1, T2, DP) y técnicas (SE, FSE, GRE, bSSFP), generando múltiples contrastes (in-phase, out-of-phase, agua, grasa) en una sola adquisición². Esto puede acortar los tiempos de estudio al obtener imágenes con y sin supresión de grasa simultáneamente, útil tras contraste intravenoso y en estudios dinámicos.
Mayor SNR y calidad de imagen: Al utilizar toda la magnetización tanto de agua como de grasa (en lugar de desechar la grasa como en fat sat), las imágenes Dixon suelen exhibir mejor SNR. La técnica de tres (o más) puntos también optimiza la relación señal/ruido al evitar la cancelación inadvertida de señal por desfasajes de B0².
Cuantificación objetiva: Una ventaja clave es la posibilidad de cuantificar fracciones de grasa de manera reproducible. Los mapas PDFF derivados de Dixon se correlacionan con el contenido graso verdadero y permiten monitorizar enfermedades metabólicas (hígado graso, distrofias musculares) o caracterizar lesiones (ej. medir porcentaje de grasa en tumores) con precisión numérica¹³. Esto expande el rol de la RM hacia la biometría cuantitativa no invasiva.
Reducción de artefactos de susceptibilidad: En comparación con secuencias GRE convencionales, las técnicas Dixon (especialmente IDEAL) muestran menor sensibilidad a artefactos por metales. El método consigue imágenes diagnósticas cercanas a prótesis u objetos metálicos donde otras secuencias con supresión de grasa fallan², lo que es ventajoso en pacientes post-quirúrgicos (prótesis ortopédicas, clips, etc.).
Aplicaciones amplias: Como se ha descrito, Dixon tiene impacto en múltiples áreas clínicas (abdomen, musculoesquelético, mama, cardiovascular, etc.), demostrando ser una herramienta polivalente que aporta tanto mejoras cualitativas (contraste, supresión de grasa) como cuantitativas, incrementando la capacidad diagnóstica de la RM general.

Limitaciones y desafíos técnicos:

Complejidad de posprocesado: A diferencia de una simple adquisición, el método Dixon requiere algoritmos de reconstrucción más complejos (corrección de fase, ajuste de múltiples picos de grasa, estimación de T2*). Si bien los algoritmos actuales son robustos, aún pueden ocurrir errores de separación en regiones con señal muy baja o en presencia de inhomogeneidades extremas de campo. Un fallo en la corrección de fase puede llevar a artefactos de swapping (intercambio agua-grasa), identificables cuando áreas anatómicas aparecen invertidas en los mapas. La mejora continua de los algoritmos busca minimizar estos errores, pero siguen siendo un aspecto a vigilar en la calidad de imagen.
Efectos de relajación y ruido: La diferencia en tiempos de relajación entre grasa y agua puede introducir sesgos. Por ejemplo, en secuencias Dixon rápidas con TR corto, la grasa (T1 corto) puede saturarse en mayor medida que el agua, produciendo un efecto T1 que subestima la fracción de grasa real^24,25. Asimismo, la incoherencia por T2* durante los ecos (especialmente en hígados con hierro) puede causar subestimación de señal grasa si no se corrige. Las técnicas multi-eco avanzadas compensan en gran medida estos factores, pero a costa de menor SNR por vóxel (dividir señal en múltiples ecos) y mayor sensibilidad a ruido de cuantificación.
Tiempo de adquisición: Aunque se pueden obtener varias imágenes de contraste en una sola secuencia, la adquisición Dixon (sobre todo en 3D multi-eco) puede requerir tiempos ligeramente mayores por la obtención de múltiples ecos y la necesidad de TR más largos (para evitar bias de saturación). En estudios dinámicos o de respiración libre, este factor debe equilibrarse. La implementación paralela (accelerated Dixon) y la optimización de ecos han mitigado en gran parte este inconveniente, pero sigue siendo un aspecto a considerar en secuencias de cuerpo entero o altas resoluciones.
Supuestos del modelo de grasa: Las primeras implementaciones de Dixon asumían una sola frecuencia de grasa, lo cual generaba separación incompleta. Las actuales usan espectros multipico, pero dependen de una calibración correcta de esas frecuencias y relativas amplitudes. Variaciones en la composición de ácidos grasos o condiciones inusuales podrían teóricamente reducir la exactitud de la separación. Afortunadamente, los modelos estándar de espectro graso han probado ser suficientemente universales para la mayoría de los tejidos (grasa subcutánea, visceral, médula ósea, etc.), con errores despreciables en la práctica clínica.
Incompatibilidades menores: No todas las secuencias se prestan fácilmente a incorporar Dixon (por ejemplo, secuencias de eco muy rápido o con pulsos especiales podrían no tener tiempo para ecos adicionales). En algunos casos, puede ser necesario un compromiso en la resolución temporal o en la cobertura para implementar la técnica. Además, la corrección de movimiento entre ecos es crítica: si el paciente se mueve entre los ecos (p. ej., respiración no contenida), el posprocesado Dixon puede fallar. Por ello, en abdomen se prefiere hacer Dixon en apnea; en caso de movimiento, técnicas navegadoras o corrección retrospectiva son áreas de desarrollo activo.

Pese a estas consideraciones, en entornos clínicos controlados la técnica Dixon suele funcionar de manera confiable. Los avances técnicos han abordado gran parte de sus limitaciones iniciales, por ejemplo, hoy es insensible a inhomogeneidades de B0 moderadas, corrige decaimientos T2*, y permite cuantificar con precisión la grasa en presencia de hierro^11,12, haciendo que las ventajas superan ampliamente a los desafíos en la mayoría de aplicaciones.

CONCLUSIONES

El método Dixon ha pasado de ser una ingeniosa curiosidad experimental en 1984 a convertirse en una herramienta fundamental de la resonancia magnética moderna. Su capacidad para lograr una supresión de grasa uniforme y obtener simultáneamente imágenes diferenciando agua y grasa ha mejorado la calidad diagnóstica en múltiples campos de la radiología. Gracias a continuas mejoras técnicas –incluyendo secuencias de tres puntos, algoritmos iterativos como IDEAL, adquisiciones multi-eco para cuantificación y la integración con distintas ponderaciones–, hoy disponemos de secuencias Dixon altamente robustas y versátiles. Estas secuencias se utilizan ampliamente en la práctica clínica, desde la evaluación cuantitativa de esteatosis hepática e infiltración grasa muscular hasta la caracterización de lesiones donde la detección de grasa es clave (adenomas, lesiones lipomatosas, etc.), aportando información diagnóstica que antes requería procedimientos invasivos o era menos precisa¹³. Diversos estudios y revisiones confirman que la técnica Dixon, y en particular la medida de PDFF, es un método no invasivo, preciso y reproducible para cuantificar grasa en tejidos, habiéndose convertido en el estándar de referencia en áreas como la cuantificación de hígado graso¹⁴. En la actualidad, la incorporación rutinaria de secuencias Dixon en protocolos de cuerpo entero ha ampliado el alcance de la RM, permitiendo obtener imágenes con mejor contraste (grasa suprimida) y al mismo tiempo información cuantitativa de composición tisular.

En resumen, el método Dixon ofrece a los radiólogos una poderosa herramienta diagnóstica que combina excelencia en supresión de grasa y capacidad de cuantificación, mejorando la detección de patologías y la caracterización tisular en una amplia gama de escenarios clínicos. Su utilidad diagnóstica en la práctica moderna está bien establecida y sigue en expansión a medida que se desarrollan nuevas aplicaciones, consolidándolo como un componente imprescindible en el arsenal de la resonancia magnética contemporánea. Las mejoras continuas en algoritmos y hardware probablemente seguirán refinando la técnica, afianzando su papel tanto en la rutina clínica como en la investigación en imagen médica de vanguardia.

BIBLIOGRAFÍA

Ma J. Dixon techniques for water and fat imaging. Journal of Magnetic Resonance Imaging. 2008/09/01 2008;28(3):543-558. doi:https://doi.org/10.1002/jmri.21492
Lins CF, Salmon CEG, Nogueira-Barbosa MH. Applications of the Dixon technique in the evaluation of the musculoskeletal system. Radiologia Brasileira. 2021;54
Brandão S, Seixas D, Ayres-Basto M, et al. Comparing T1-weighted and T2-weighted three-point Dixon technique with conventional T1-weighted fat-saturation and short-tau inversion recovery (STIR) techniques for the study of the lumbar spine in a short-bore MRI machine. Clinical Radiology. 2013;68(11):e617-e623. doi:10.1016/j.crad.2013.06.004
Nieto Morales ML, Serra del Carpio G, Vilanova JC. Técnica Dixon en resonancia magnética musculoesquelética: revisión técnica y su aplicación clínica multisistémica. 10.1016/j.rx.2025.501745. Radiología. doi:10.1016/j.rx.2025.501745
Burakiewicz J, Sinclair CDJ, Fischer D, Walter GA, Kan HE, Hollingsworth KG. Quantifying fat replacement of muscle by quantitative MRI in muscular dystrophy. Journal of Neurology. 2017/10/01 2017;264(10):2053-2067. doi:10.1007/s00415-017-8547-3
Ecénarro-Montiel A, Baleato-González S, Santiago-Pérez MI, Sánchez-González J, Montesinos P, García-Figueiras R. Valoración mediante Dixon modificado de las lesiones suprarrenales incidentales en RM 3T. Radiología. 2018/11/01/ 2018;60(6):485-492. doi:https://doi.org/10.1016/j.rx.2018.06.001
Metwally MI, Almalki YE, Khalil MF, et al. Quantitative MRI Dixon signal drop and fat fraction for differentiating bone marrow lesions: a two-center prospective analysis. European Radiology Experimental. 2025/09/10 2025;9(1):89. doi:10.1186/s41747-025-00615-9
Dixon WT. Simple proton spectroscopic imaging. Radiology. 1984/10/01 1984;153(1):189-194. doi:10.1148/radiology.153.1.6089263
Denecken E, Arrieta C, Hernando D, Sotelo J, Mella H, Uribe S. Simultaneous acquisition of water, fat and velocity images using a phase-contrast 3p-Dixon method. Magnetic Resonance Imaging. 2025/05/01/ 2025;118:110341. doi:https://doi.org/10.1016/j.mri.2025.110341
Rybicki FJ, Mulkern RV, Robertson RL, Robson CD, Chung T, Ma J. Fast Three-Point Dixon MR Imaging of the Retrobulbar Space with Low-Resolution Images for Phase Correction: Comparison with Fast Spin-Echo Inversion Recovery Imaging. American Journal of Neuroradiology. 2001;22(9):1798.
Eskreis-Winkler S, Corrias G, Monti S, et al. IDEAL-IQ in an oncologic population: meeting the challenge of concomitant liver fat and liver iron. Cancer Imaging. 2018/12/12 2018;18(1):51. doi:10.1186/s40644-018-0167-3
Wang Q, Ye F, Ma P, et al. Quantitative magnetic resonance imaging evaluation of hepatic fat content with iron deposition: will it be disturbed? Journal of International Medical Research. 2019/05/01 2019;47(5):1958-1974. doi:10.1177/0300060519836033
Yamamoto M, Obata T, Kishimoto R, Tomiyasu M, Sakamoto A. Advances in MRI Fat Quantitation and the Dixon Method. Japanese Journal of Magnetic Resonance in Medicine. 2024;44(2):43-52. doi:10.2463/jjmrm.2023-1800
Qiao F, Xue Y, Zou C, et al. The application performance of MRI-PDFF detection values of different hepatic lobes in diagnosing liver steatosis. Clinical and Experimental Medicine. 2025/06/18 2025;25(1):210. doi:10.1007/s10238-025-01739-3
Caussy C, Reeder SB, Sirlin CB, Loomba R. Noninvasive, Quantitative Assessment of Liver Fat by MRI‐PDFF as an Endpoint in NASH Trials. Hepatology. 2018;68(2)
Pezeshk P, Alian A, Chhabra A. Role of chemical shift and Dixon based techniques in musculoskeletal MR imaging. European Journal of Radiology. 2017;94:93-100. doi:10.1016/j.ejrad.2017.06.011
Guerini H, Omoumi P, Guichoux F, et al. Fat Suppression with Dixon Techniques in Musculoskeletal Magnetic Resonance Imaging: A Pictorial Review. Semin Musculoskelet Radiol. 2015/11/19 2015;19(04):335-347. doi:10.1055/s-0035-1565913
Maeder Y, Dunet V, Richard R, Becce F, Omoumi P. Bone Marrow Metastases: T2-weighted Dixon Spin-Echo Fat Images Can Replace T1-weighted Spin-Echo Images. Radiology. 2018/03/01 2017;286(3):948-959. doi:10.1148/radiol.2017170325
Samperna R, Moriakov N, Karssemeijer N, Teuwen J, Mann RM. Exploiting the Dixon Method for a Robust Breast and Fibro-Glandular Tissue Segmentation in Breast MRI. Diagnostics. 2022;12(7):1690. doi:10.3390/diagnostics12071690
Marcon M, Becker AS, Ulbrich EJ, Frauenfelder T, Boss A. Water–fat Dixon sequences in the evaluation of breast implants: proposal of a time effective rapid approach in the clinical practice. Clinical Radiology. 2017;72(9):799.e9-799.e15. doi:10.1016/j.crad.2017.03.020
Farrelly C, Shah S, Davarpanah A, Keeling AN, Carr JC. ECG-Gated Multiecho Dixon Fat-Water Separation in Cardiac MRI: Advantages Over Conventional Fat-Saturated Imaging. American Journal of Roentgenology. 2012/07/01 2012;199(1):W74-W83. doi:10.2214/AJR.11.7759
Serrano García C, Barrera F, Labbé P, et al. Medición volumétrica de grasa visceral abdominal con resonancia magnética y su relación con antropometría, en una población diabética. Revista médica de Chile. 2012;140:1535-1543.
Kirchgesner T, Perlepe V, Michoux N, Larbi A, Vande Berg B. Fat suppression at three-dimensional T1-weighted MR imaging of the hands: Dixon method versus CHESS technique. Diagnostic and Interventional Imaging. 2018/01/01/ 2018;99(1):23-28. doi:https://doi.org/10.1016/j.diii.2017.09.004
Shen W, Gong X, Weiss J, Jin Y. Comparison among T1-Weighted Magnetic Resonance Imaging, Modified Dixon Method, and Magnetic Resonance Spectroscopy in Measuring Bone Marrow Fat. Journal of Obesity. 2013/01/01 2013;2013(1):298675. doi:https://doi.org/10.1155/2013/298675
Li GW, Xu Z, Chen QW, et al. Quantitative evaluation of vertebral marrow adipose tissue in postmenopausal female using MRI chemical shift-based water–fat separation. Clinical Radiology. 2014;69(3):254-262. doi:10.1016/j.crad.2013.10.005

ANEXOS

Anexo 1:

Figura 1: Representación esquemática de los vectores de magnetización de agua (flechas grises) y grasa (flechas negras) en distintos tiempos de eco en un campo de 1.5 T. En 0.0 ms ambos están en fase (sus vectores coinciden); a 1.15 ms alcanzan un desfase de 90° (cuadratura); a 2.3 ms están en fase opuesta (180° fuera de fase), lo que produce cancelación de señales entre agua y grasa; continuando el ciclo, a 3.45 ms vuelven a estar desfasados 90° y a 4.6 ms retornan a estar en fase nuevamente. En consecuencia, tomando imágenes con los TE adecuados (en fase y en oposición de fase) es posible explotar la suma y cancelación entre agua y grasa² para separar sus contribuciones de señal.