摘要：得益于硬件与软件的技术进步，低场磁共振成像系统近期迎来复兴。早期低场系统的性能评级低于其实际临床价值，被视为低成本但性能欠佳的系统。然而，其逐渐实现了与高场系统相似的多样化应用，最终催生出高性能低场磁共振系统及其改良方案，这些系统在多方面展现出优于高场系统的独特优势。本文综述低场磁共振系统的物理特性，阐述其临床应用的优劣势，并介绍前沿临床应用进展。
引言
本综述聚焦于低场磁共振成像系统。传统观念中，低场系统因空间分辨率受限、图像质量欠佳、接收线圈种类有限、成像序列与参数选择受限、信噪比低下导致时间分辨率不足等问题，被视作性能低下。1980年代低场系统广泛投入临床时，科学界普遍认为更高静磁场强度能提升成像性能，由此催生不同场强系统的对比研究。多项研究证实高场强可提升图像质量。在磁共振系统中，提升信噪比最根本的方法是增加静磁场强度，因为信号强度与场强平方成正比，而噪声仅与场强成正比。据此理论推算，3T系统的信噪比可达0.2T系统的15倍。为改善信噪比，研究人员必须在梯度强度/切换率及稳定性等硬件方面投入大量资源。早期临床磁共振系统场强多为0.35T及以下，经过四十年发展，1.5T与3T系统已成为主流临床设备，取代了旧式低场系统。Runge与Heverhagen已详细探讨临床磁共振场强演进史。
然而，信噪比直接依赖磁场强度的观点后来被证实存在谬误。因为图像信噪比并非仅由静磁场强度决定，自1990年代末以来，软件与硬件的进步使低场系统也能实现平衡序列和快速对比增强磁共振血管成像。过去低场系统的成像序列相对有限且基础，如今已发展得极为精密，可与临床广泛应用的1.5T系统序列相媲美。此外，通过深度学习和去噪等图像重建技术，低场系统固有的低信噪比缺陷得到改善，最终生成满足临床需求的优质图像。鉴于这些因素，低场系统有望在因成本难以配置或获取磁共振设备的地区广受欢迎。另一显著优势在于系统重量减轻，甚至可能实现移动化。
但需明确，低场系统与作为技术标准和主流配置的1.5T/3T系统存在本质差异。其物理特性会导致图像差异，这种差异无法通过前述深度学习技术消除，因此在成像前理解这些特性至关重要。尽管存在差异，低静磁场强度亦具独特优势。本文将系统探讨低场磁共振系统的优势与局限。
低场磁共振成像系统的物理特性
在任何场强的磁共振系统中，水与脂肪质子间的化学位移差异均为3.5ppm。因此脂肪质子的共振频率差在1.5T系统为224Hz，在0.15T系统为22Hz。该特性可用于检测病灶中的微小脂肪成分，已应用于肾上腺及骨软组织病变的临床诊断。但在高场强系统中，化学位移伪影可能成为严重问题。此类伪影的化学位移与采样带宽成反比，解决方案是在可接受信噪比范围内增加带宽以抑制伪影，高场系统原有的信噪比响应足以支持诊断。这表明在低场强下水脂频谱更接近，导致脂肪抑制脉冲的应用难度增加。实际上，水频谱宽度会因横向弛豫而展宽，微小的磁场不均匀性即可抑制水信号。因此在中低场系统实施化学位移选择脂肪抑制成像颇具挑战性。
短时反转恢复序列在低场系统中广泛应用，尤其适用于骨软组织成像，因其采用非频率选择技术实现脂肪抑制，且不受磁场不均匀性影响。但需注意，注射对比剂后不应采用该序列作为脂肪抑制T1加权图像，因其会同时抑制脂肪及其他具有相同T1值的物质。Dixon技术中的水像可作为对比增强后脂肪抑制T1加权图像的替代方案。
进动角速度ω与静磁场强度成正比，而正确的相位差回波时间与ω成反比。因此高场强下合宜的回波时间更短：3T系统约为2.3毫秒，1.5T系统为4.6毫秒，0.3T系统达23毫秒。这使得常用于诊断肾上腺腺瘤的同相/反相成像等技术在低场系统中难以实施。在场强≤0.3T的系统中，同相与反相图像的回波时间差异显著，导致对比度差异，难以判断信号差异源于脂肪含量还是回波时间差别。需注意，这些因物理特性导致的成像方法局限性和对比度差异源于静磁场强度本身，即使成像技术取得进展也难以轻易克服。
场强对T1值的影响
水质子的T1值随静磁场强度变化而改变。尽管活体组织不同部位存在差异，但T1值对静磁场强度的依赖性主要源于组织中结合水比例的差异。静磁场强度越低，T1值越短。T1值与静磁场强度呈幂律关系。因此当磁场强度从0.3T提升至3.0T时，组织的T1值约增加一倍。这一特性对低场系统获取T1加权图像具有优势，因为不同组织的T1值差异更为显著，从而产生组织对比度更佳的图像。
钆对比剂的应用
钆对比剂通过缩短T1弛豫时间来增强组织对比度。钆引起的T1缩短程度与给药前的组织对比度共同决定增强后效果，且两者均与场强相关。研究表明，注射对比剂后白质与胶质母细胞瘤的对比度在低场强下普遍较低。虽然低场强下弛豫率更高，但目标组织在低场下固有的较短弛豫时间会对增强后对比度产生更大影响。根据场强调整脉冲序列参数及对比剂剂量或类型，有助于实现病灶的最佳增强效果。值得注意的是，有脑部研究显示，使用双倍剂量钆对比剂在低场强获得的增强效果，与1.5T标准剂量相当。低场强下对比增强程度较低可能带来问题，尤其在检测微小脑转移灶和评估多发性硬化病灶强化方面。
磁敏感效应
磁敏感效应导致的图像质量下降在低静磁场强度下通常会减轻。在磁化率差异显著的组织界面处，虽然仍会观察到信号衰减，但低静磁场强度可缓解此现象。因此，采用低场磁共振系统可能实现对临床肺部病灶的评估。
金属植入物引起的图像伪影是临床磁共振系统面临的难题。图像质量受损程度因金属材料而异。需特别注意的是，在1.5T或3T系统中对携带金属植入物的患者进行扫描，可能引发物理牵引或局部过热。虽然整体热效应受平均比吸收率控制，但金属植入物可能导致局部过热超限。随着场强升高，植入物受力增大，位移风险相应增加。低场系统此类风险显著降低。此外，医疗植入物导致的图像质量下降问题普遍存在。
高场强下磁共振扫描中的信号丢失或伪影更为严重，可能影响疾病诊断。这是低场系统与生俱来的优势（图1、2）。关于梯度切换诱导的周围神经刺激、射频场热效应以及静磁场产生的机械力，低场系统在检查安全性方面更具优势。
图2：脑动脉瘤神经外科术后状况。1.5T场强的T2加权MR图像（A–C）和扩散加权图像（D–F）显示线圈周围明显的信号丢失和金属伪影。难以评估周围的脑实质。0.2T场强的线扫描扩散加权图像（基于自旋回波序列）（G–I）显示左侧尾状核异常高信号，提示近期脑梗死。此外，0.2T场强的对比剂增强后T1加权图像（J和K）显示异常强化。这些发现也支持存在近期脑梗死的断言。
技术要求
从过去到现在的体内应用
对比增强磁共振血管成像
T1加权、T2加权、T2*加权图像和STIR是低场强MRI系统中最常用的成像序列。人们常常认为更先进的成像技术难以应用，尤其是在静态场强低于0.5 T的情况下。除了非对比增强MRA（如时间飞跃法MRA），使用钆对比剂的对比增强MRA也可以在低场强MR扫描仪上成像。Rinck和Muller报告称，对比剂在低场强MRI系统中的对比效果低于高场强MRI系统，这似乎是一个缺点。然而，对比增强MRA最重要的成像参数之一是足够短的TE。过去，低场强MRI系统能够达到对比增强MRA所需的短TE（图3）。而且，随着当今梯度系统的改进，TE可以进一步缩短，从而能够以更好的图像质量（包括更高的空间和时间分辨率）进行对比增强MRA。
图3：0.2T MRI系统中的大血管对比增强MR血管成像。第一时相（A）和第二时相（B）。序列为efgre3d（TR/TE = 12.6/3.2毫秒）。体素尺寸为0.6 x 1.6 x 1.6 mm3，静脉注射钆对比剂，速率为5 mL/s。
扩散加权成像
扩散加权成像（DWI）是一种用于在MRI中可视化水分子流动性的技术。它是一种重要的成像技术，临床上用于检测急性卒中和评估癌症。扩散加权成像目前是许多机构临床成像常规的一部分，尤其是对于脑部，并且现在正被应用于全身成像。在1990年代和2000年代，低场强MRI系统在梯度方面不如1.5 T MRI系统强大。因此，难以使用单次激发平面回波成像（EPI），这是高场强MRI最常用的方法。即使这在技术上是可行的，由于其低空间分辨率和信噪比响应特性，其临床实用性也受到质疑（图4）。
图4：水和丙酮模体的轴位图像，通过0.2T场强下、b值为0 s/mm2的线扫描扩散加权成像序列（A）、快速自旋回波序列（B）以及b值为0 s/mm2的多激发EPI序列（C）获得。图像（A）中观察到较少的伪影。由于序列设计产生的伪影在（B）（鬼影伪影）和（C）（图像失真）中很显著。这些图像存在潜在误差。
然而，单次激发EPI并非DWI的唯一成像技术，已经提出了各种其他方法。采用线扫描数据采集的扩散加权成像（LSDWI）不需要高性能梯度硬件，并且可以在低磁场下应用，因为它基于自旋回波序列。这种方法需要较长的成像时间（对于0.2 T永磁体MRI进行扩散张量成像需要将近1小时），包括每层1幅b0图像和6幅不同运动探测梯度图像，以及覆盖全脑的18个轴向层面（图5）。如果仅获取追踪图像，则成像时间可以进一步缩短。此外，与EPI不同，其畸变较不明显，磁化率伪影较少；而且，它可以独立于梯度强度进行。另外，鉴于这是基于自旋回波的序列，冠状面和矢状面图像的畸变较小。此外，如果考虑到解剖结构而减少层数，则可以在现实的采集时间内完成成像。事实上，一项对颈椎病患者的研究，在6分18秒内通过矢状面颈椎LSDWI对表观扩散系数和部分各向异性（FA）进行了量化和评估（图6）。然而，对于需要多个MPG轴的高级扩散MRI，或者需要覆盖身体大范围的多层数的扩散MRI（例如，癌症分期），成像时间长的LSDWI并非高效的成像方法，不予推荐。而且，至少在最先进的0.55 T MRI系统上，单次激发EPI的扩散加权图像的图像质量与1.5 T相当，并且在0.55 T下的畸变比在1.5 T下更小。
图6：一名有某些临床颈髓病变的21岁女性。0.2T场强的矢状位重组3D FIESTA图像（TR = 13.2毫秒，TE = 6.6毫秒）（A）、表观扩散系数图（B）和分数各向异性图（C）。注意每张图像上颈髓的直径不同。脊髓体素中的脑脊液污染可能引起此现象。FIESTA（A）因其三维成像提供了高信噪比和良好的软组织图像对比度，而基于自旋回波的LSDWI在直接矢状位成像，可提供无失真的定量图。
介入磁共振成像
低场强MRI系统通常以所谓的开放式系统配置实现。这些系统类型增加了临床优势，包括处理幽闭恐惧症患者，并允许父母在儿科患者扫描时在场。它们还具有技术优势，使得介入MRI成为可能。在评估这些系统时，首先需要考虑的是图像引导技术，尤其是在骨骼和软组织领域。在骨骼和软组织中，骨科手术通常在X射线透视引导下进行；然而，通常很难确定软组织（肌肉、韧带、肿瘤性病变等）的确切解剖位置。相比之下，MRI为这些组织提供了高的组织间对比度，因此其在骨科手术中的应用前景广阔。尽管骨科领域的活检也广泛在计算机断层扫描（CT）引导下进行，但我们认为，对于那些CT难以活检或无法准确识别的部位的软组织活检，是MRI引导技术的良好目标应用（图7，图8）。此外，1999年设计了一种用于在低场强MRI系统中实时跟踪介入MRI中活检针尖和导管尖端位置的系统。当前先进的0.55 T MRI系统允许在实时MRI透视引导下进行心脏导管插入术。
图8：骨闪烁扫描显示骨骼中有多处异常积聚（未显示），0.2T场强的STIR图像显示骨内病灶有高信号。鉴于通过CT难以确定位置，因此在0.2T场强下使用自旋回波T1加权序列进行MRI引导下的活检。该病灶后来被发现是骨髓炎。
此外，我们利用开放式0.2 T MR系统的特点，采用一种对比增强MRA形式——二维MR数字减影血管造影，并临时手动闭塞患侧颈总动脉，进行了MR Matas试验（图9）。此程序的目的是完成传统的Matas试验，该试验需要X射线曝光、电离辐射和熟练的神经介入放射科医生；因此，使用MRI进行该操作更安全、更容易。与选择性动脉内数字减影血管造影相比，MR Matas试验的图像质量通常足以确认从患者到闭塞侧的交叉血流（图10）。
图10：一名患有左侧下咽癌并因此导致左脑循环改变的65岁男性。手动充分压迫左颈总动脉以停止其血流。0.2T场强的MR Matas测试清楚地显示了通过Willis环从患者侧（右侧，黑色箭头）到闭塞侧（左侧，白色箭头）的交叉血流。
此外，由于其开放形式以及金属吸附事故风险相对较低，低场强MRI系统也被用作混合系统的一部分，用于外科手术室、放射肿瘤科、和放射摄影系统。
尖端技术与未来展望
近年来，已经开发出配备高性能梯度的低场强MRI系统。这些系统有望在临床上有用。如前所述，较低的静态场强有望缩短T1并减少磁化率伪影。尽管信噪比随静态场强降低而下降，但信噪比并非仅由静态场强决定，而是受梯度线圈和脉冲序列设计等多种因素影响。因此，配备高性能梯度的低场强MRI系统有潜力兼具低场和高场MRI系统的优点。Campbell-Washburn等人展示了0.55 T结合高性能成像技术在临床应用中可行性。他们报告中值得注意的是MRI扫描的优异图像质量，尤其是肺部的图像，这在使用1.5 T或3 T MRI系统时本质上是难以实现的。在另一份报告中，也使用这种0.55 T MRI评估了与COVID-19相关的肺炎
过去未通过MRI评估的疾病，如弥漫性肺病或局灶性肺炎，值得未来通过MRI进行进一步评估。鉴于CT扫描被广泛用于评估肺部病变，如果MRI能够用于评估某些肺部病变，特别是在儿童中，以减少X射线暴露，将非常有用。值得一提的是，使用0.55 T MRI进行了MRI引导下的右心导管插入术。这是该程序的先决条件，需要足够质量的心脏MR图像；此外，通过使用螺旋输出采集，图像质量变得与1.5 T MRI相当。尽管此过程需要导丝，但未观察到加热等并发症。这可能归因于低静态磁场强度的积极影响。
另一个快速发展的领域是使用深度学习对临床用MR图像进行去噪和提高图像质量，以及生成定量图。大部分研究是在1.5 T或3 T MRI系统上进行的，但低场强MRI可能存在优势。然而，低场强MRI有一个可能的优势，即深度学习可用于使低场强MRI系统的图像看起来更接近1.5 T或3 T MRI系统的图像。这种方法价格合理，并且无论型号如何，都能对经典的低场强MRI系统有益。预计这种去噪技术将具有广泛应用前景，但在实际临床应用中仍存在一定局限性。例如，如前所述，应考虑由静态磁场差异引起的基于物理属性的图像对比度差异。此外，并非低场强MRI系统的MRI扫描对比度总是逊于高场强MRI系统（例如，T1对比度）。
此外，在一些临床重要领域，如时间飞跃法MRA和磁敏感成像，3 T很早就被广泛认为是首选场强。相比之下，对于以前的低场强MRI系统，这些成像技术难以使用，只能获得质量较差的图像。然而，对于下一代先进的0.55 T低场强系统，可以获得图像质量完全可比的时间飞跃法MRA和磁敏感加权成像（图11）。因此，重要的是要认识到MRI系统本身的磁场强度并不直接与MRI扫描质量挂钩。
图11：来自近期先进的0.55T MRI系统的飞行时间MRA（A）和最小强度投影磁敏感加权成像（B）。飞行时间MRA的体素尺寸为0.5 x 0.5 x 0.5 mm3，最小强度投影磁敏感加权成像的体素尺寸为0.3 x 0.3 x 16.0 mm3，近似扫描时间分别为5分钟和6分钟。
此外，在3 T MRI中使用的现代加速技术应用，如压缩感知SPACE、同时多层EPI、和同时多层快速自旋回波成像、也可在此低场强系统中使用。因此，经常被指出的低场强MRI系统成像时间分辨率差的问题有望得到改善。
最后，让我们简要看一下便携式扫描仪。所有上述MRI系统都是固定安装系统，根据患者的状况或基础设施要求，可能难以接近。因此，如果能够实现类似于超声系统的紧凑轻便MRI系统，则有望在临床上有用，特别是在评估危重患者时。Cooley等人介绍了一种紧凑、便携式的头部MRI系统，它使用122公斤重的低场强（80 mT）磁体，并附有实际成像数据。该系统的空间分辨率较低，成像时间比传统的固定式MRI系统长。然而，已经获得了临床有用的图像，如T1加权和T2加权图像，未来的发展值得期待。此外，令人惊讶的是，能够在重症监护室进行常规成像（如T1、T2、FLAIR和DWI）的MR系统也已经开发出来。
结论
低场强MRI系统中的成像技术和图像目前比普遍认为的更为先进。自1990年代末以来，各种应用，如对比增强MRA和DWI，已成为可能。此外，还应理解，低场强系统的物理特性使其在许多方面优于高场强MRI（例如，与静态场强相关的T1缩短效应和低磁化率伪影）。近期的先进技术，如使用强力梯度、复杂的射频线圈和优化的序列，已经表明静态场强本身不一定需要很高。此外，随着最近深度学习技术的显著发展，由于低静态场强引起的噪声可以比以前更有效地去除。临床上，MRI的根本价值在于其组织对比信息，这是其他模态（如CT）无法替代的。因此，静态磁场的强度和成本是重要问题。总的来说，我们相信低场强MRI系统将继续发展并在未来变得更加普及。