低磁場核磁気共鳴画像法

分類で 0.2 T 未満の磁場を利用するMRIが該当する^[1]。MRIの黎明期には高磁場を得る事が困難だったため、低磁場MRI装置が一般的だった。1982年に最初に診療用に日本国内の病院に設置された永久磁石式のFONAR QED 80-αの磁場強度は40 mTで現在の基準では低磁場MRIに分類される装置だった^[2][3][4][5]。

その後、超伝導磁石の導入により、画質の優れた高磁場MRI装置が普及して低磁場MRI装置は廃れたが、近年、高磁場化の行き詰まりと技術革新により、低磁場MRI装置での撮像技術が向上したことによって、開発途上国等、これまで導入の困難だった地域への普及を視野に開発が進められつつある^[6][7]。ロスアラモス国立研究所では可搬式の低磁場MRIが開発された^[8][9]。動的核偏極法の導入により、超低磁場で高磁場における理論的な限界であるγe/γH = 658xを超える事が期待される^[10]。 プロトンの核スピン軸を一方向に揃えるための分極磁場の印加には電磁石だけでなく、ハルバッハ配列の^[要出典]永久磁石の配列を制御することで電力を消費せずに印加する方法も開発されつつある^[11]。

また、低価格化することで医療用のみならず、従来は導入が困難だった食品の品質管理等への導入も想定される^[12]。

開発された当時からMRI装置の費用は磁石とコンピュータが大部分を占めていた。1990年代以降、ムーアの法則により、中央演算処理装置(CPU)の性能が飛躍的に向上したことにより、MRI装置全体の価格に占めるコンピュータの割合は相対的に低下したものの、磁石の値段は下がらず、MRI装置の値段は依然高額で開発途上国などでの普及を阻む要因となっていた^[13][14]。

近年、低磁場中の低周波の周波数帯域で高感度な超伝導量子干渉素子（SQUID）や光ポンピング磁力計が開発され^[15][16]、それらの導入と非調和解析、スパースモデリングをはじめとする圧縮センシングによる超解像技術の医用画像処理への導入により低磁場MRIでも実用的な撮像が可能になりつつある^{[17][18][19][20]}。

2006年には400 mT の分極磁場を印加後、52 mT の静磁場で核磁気共鳴画像の撮像が報告され^[21]、2013年には 80 mT の分極磁場を印加後、 4 mT の静磁場で核磁気共鳴画像の撮像が報告された^[18]。

低磁場MRI装置には超低磁場中での磁場勾配の精度の問題や共鳴信号の低周波化に伴う周波数分解精度の問題などがある^[22]。例えば、静磁場を 1 mT とした場合、その核磁気共鳴周波数は ~43 kHz となる。離散フーリエ変換を用いる場合、その周波数分解能は時間長の逆数になるため、0.1 Hz の周波数分解を得るためには 0.01 s の時間長が必要になる。

光ポンピング磁力計では、アルカリ金属原子の電子スピン偏極の磁気回転比はMRIにおいて主に計測対象となるプロトンの約164倍であるため、同一磁場中に試料およびガラスセルを設置すると、共鳴周波数の不一致により計測感度が低下する。この問題に対して、フラックストランスフォーマ(flux transformer : FT)を用いた遠隔計測法が提案されている^[23][24]。

不均一だが、強い磁場をパルス的に印加することによって核磁化（縦磁化）を生成して、弱いが均一な磁場によって核磁化の信号を読み出す（イメージングを行う）分極磁場印加法(Pre-polarized MRI)では磁石のコストが大幅に低減できるものの、コンピュータ断層撮影と同様の方法で再構成する事は可能だが撮像時点でのスライス選択が不可能等の本質的な欠陥を内包する^[25]。既に10年以上に渡り、開発が進められているものの、本格的な実用化には至っていない^[25]。