JP6783864B2 - 磁気共鳴画像法を使用した磁場に依存するリラクソメトリーのためのシステムおよび方法 - Google Patents

Description

本発明の分野は、磁気共鳴画像法（MRI）のためのシステムおよび方法である。 より詳細には、本発明は、MRIを用いた磁場に依存するリラクソメトリーのためのシステムおよび方法に関する。

定量器具としてのMRIの使用は、臨床および研究コミュニティにおいて大きな関心を引きつけ続けている。 定量的診断のための最も一般的なMRI技術の1つは、縦緩和時間（T₁）、横緩和時間（T₂）、またはその両方を関心領域で推定し、緩和時間に基づいて定量マップを生成するために使用されるリラクソメトリーである。 一般に、リラクソメトリー技術は、長いパルス間隔（TR）を使用して2つ以上の異なる時点（例えば、エコー時間）でサンプリング磁気共鳴信号を利用する。

身体（および特に脳）における鉄含有量撮像は非常に望ましい。 鉄含有量は、複数の神経障害（例えば、パーキンソン病およびアルツハイマー病）と相関することが示されている。 現在の鉄含有量を撮像する方法は、勾配エコーシーケンスのエコー時間が増加したときの磁気共鳴信号の低下を定量化することを中心にしている。 これは、見かけの横緩和速度、R*₂=1/T*₂、をイン・ビボで測定することを可能にする。 しかし、多くの鉄含有量に関連しない理由により、R*₂が変化する可能性がある。 さらに、この技術は少量の鉄に対してあまり敏感ではない。

縦および横緩和時間は、磁場強度に依存することが示されている。 例えば、フェリチン溶液の横緩和時間（T₂）は、フェリチン負荷因子に依存してこの増加の傾きを伴って、磁場強度とともに線形に増加する事を示す。 複数の磁場強度の組織のT₂を計算することができれば、鉄含量を推定することができる。 さらに、どの形態の鉄が沈着するかを特定することが可能であり、神経学的障害における鉄の役割を識別しようとする際に非常に有利であり得る。

しかしながら、これらの磁場に依存するリラクソメトリー技術は、複数の異なる磁場強度で緩和パラメータを推定する必要があるため、日常的な臨床実施には採用されていない。この課題は一般に、現在利用可能な技術を使用して異なる磁場強度を有する複数の異なるMRIシステム（例えば、0.5T、1.0T、1.5T、および3Tシステム）の間で被験体を移動させることによってのみ満たされる。

したがって、複数の異なるMRIシステムを必要とせずに、臨床および研究環境において容易に実施することができる磁場に依存するリラクソメトリーのためのシステムおよび方法を提供する必要性が依然として存在する。

本発明は、磁気共鳴画像法（MRI）を使用する磁場に依存するリラクソメトリーを提供することによって、前述の課題を克服する。この方法は、第1の複数の時点で第1の磁気共鳴信号をサンプリングすることによって第1の磁場強度で静磁場を有するMRIシステムを使用して被検体から第1のデータを取得することを含む。 MRIシステムの静磁場は第2の磁場強度に調整され、MRIシステムの静磁場が第2の複数の時点で第2の磁気共鳴信号をサンプリングすることによって第2の磁場強度にある間に、第2のデータがMRIシステムを用いて被検体から取得される。緩和パラメータの第1の値は、第1のデータを、緩和パラメータの関数としての磁気共鳴信号の緩和を表す信号モデルに当てはめることによって推定され、緩和パラメータの第2の値は、第2のデータを信号モデルに適合させることによって推定される。次いで、緩和パラメータの第1の値を第1の磁場強度に関連づけ、緩和パラメータの第2の値を第2の磁場強度に関連付けることによって、分散データが生成される。

本発明の別の態様は、MRIを使用して被験体の領域内の定量的かつ生理学的パラメータのマップを生成する方法を提供する事である。磁気共鳴信号は、MRIシステムを使用して領域内で生成され、MRIシステムを使用して領域内で生成された磁気共鳴信号をサンプリングすることによって、領域からデータセットが取得される。これらの工程を複数回繰り返して、複数のデータセットを取得する。各データセットは、領域内の磁気共鳴信号を生成する前に、MRIシステムの静磁場の磁場強度を調整することによって、異なる磁場強度で取得される。緩和パラメータの値は、複数のデータセットのそれぞれを、緩和パラメータの関数として磁気共鳴信号の緩和を表す信号モデルに当てはめることによって、領域内で推定される。次いで、緩和パラメータの推定値を、緩和パラメータの値を推定するために使用されたデータセットが取得された磁場強度と関連づけることによって、領域内の各位置について分散データが生成される。領域内の定量的かつ生理学的パラメータのマップは、分散データから領域内の各位置で定量的かつ生理学的パラメータを計算することによって生成される。

本発明の前述および他の態様および利点は、以下の説明から明らかになるであろう。 説明では、本発明の一部を形成する添付の図面を参照し、本発明の好ましい実施形態を例示として示す。 このような実施形態は、必ずしも本発明の全範囲を示すものではなく、したがって、本発明の範囲を解釈するための特許請求の範囲および特許請求の範囲を参照する。

本開示の例示的な実施形態は、以下の説明において提供される。 そのような説明は添付の図面を参照する。
図1は、磁気共鳴画像法（MRI）システムを使用し、分散データに基づいて定量的かつ生理学的パラメータのマップを任意に生成する、磁場に依存するリラクソメトリーの方法の工程を示すフローチャートである。 図2は、本発明の方法を実施することができる例示的なMRIシステムのブロック図である。

磁気共鳴画像法（MRI）を使用する磁場に依存するリラクソメトリーのためのシステムおよび方法がここに記載される。 リラクソメトリーは、一般に、縦緩和時間（T₁）および横緩和時間（T₂）を含む緩和パラメータの測定を指す。 これらの緩和パラメータを磁場強度の関数として測定することにより、T₁の分散データ、T₂の分散データ、またはその両方が得られる。 この分散データに基づいて、定量的かつ生理学的パラメータを推定することができる。 一例として、鉄含有量はT₂の分散データから推定し得る。

現在、緩和の分散データは、それぞれが異なる磁場強度を有する多数の異なるMRIシステムにおいての被験体を撮像することによって得ることができる。 このアプローチにはいくつかの制限がある。 例えば、このアプローチは、ほとんどの臨床現場では利用できない可能性があり、異なる磁場強度を有するいくつかの異なるMRIシステムへのアクセスを必要とする。 また、被験体は複数の異なるMRIシステム間を移動しなければならないので、異なるMRIシステムからの被験体の画像を共に登録してから分散データを生成する必要がある。

しかしながら、本発明のシステムおよび方法は、静磁場強度を迅速に上昇させるように作動可能な単一のMRIシステムを利用し、それにより被験体を動かすことなく複数の異なる磁場強度での緩和パラメータの測定を可能にする。

図1を参照すると、MRIを使用する緩和パラメータの分散を測定する例示的な方法の工程を示すフローチャートが示されている。

この方法は、ステップ102に示すように、様々な時点で磁気共鳴信号をサンプリングすることによってデータを取得するパルスシーケンスを実行するようにMRIシステムに指示する工程を含む。一般に、磁気共鳴信号は、平衡に緩和する核スピンによって生成され、 自由誘導減衰（FID）信号、勾配エコー信号、スピンエコー信号、刺激エコー信号、または任意の他の適切な磁気共鳴信号を含み得る。 一般に、MRIシステムは、画像スライス、画像スラブ、画像ボリューム、または他の空間的に局在化された関心領域など、被検体の領域にわたって磁気共鳴信号を生成するように作動する。

当業者であれば、パルスシーケンスの選択は、形成される磁気共鳴信号のタイプおよび研究されるべき緩和パラメータに影響を及ぼすことを理解するであろう。 例えば、縦緩和を調べるために反転回復またはT1強調パルスシーケンスを使用することができるし、横緩和を調べるためにT2強調パルスシーケンスを使用し得る。

判定ブロック104において、データが所望の数の異なる磁場強度で取得されたかどうかが判定される。そうでなければ、ステップ106に示すように磁場強度が調整され、追加のデータが新しい磁場強度で取得される。したがって、この方法は、少なくとも第1の磁場強度および第2の磁場強度でデータを取得する工程を含み、しかしながら、このプロセスは、一般的に複数の異なる磁場強度のそれぞれで複数のデータセットを取得するために繰り返すことができる。したがって、好ましいMRIシステムでは、ラジオ波（RF）コイルを異なる磁場強度に関連する適切な共振周波数に同調させることができるように、調整可能なRFコイルが実装される。同様に、広帯域受信機は、好ましくは、広範囲の共振周波数、ひいては磁場強度を提供するように実装され、単一の走査で使用し得る。このような同調可能なRFコイルおよび広帯域受信機の例は、当業者には理解されるであろう。

1つの特定の実施形態では、磁場は、自身の静磁場を迅速に上昇または下降させることができるMRIシステムを使用して調整される。 このようなシステムの例は、同時係属中のPCT出願番号PCT / IB2015 / 057979に記載されている。 このタイプのシステムでは、静磁場は、印加される電流の量に依存して異なる強さに傾斜し得る。静磁場は、有利に臨床的に妥当な時間量で傾斜し得る。 一例として、静磁場は、約10分間でゼロから0.5Tまで傾斜することができる。 別の例として、静磁場は約1分以内に0.5Tから0.4Tまで傾斜し得る。 したがって、いくつかの実施形態では、静磁場の磁場強度は、15分未満で、第1の値と第2の値との間で、そしていくつかの実施形態では、2分未満で、傾斜し得る。

このようなシステムを使用すると、静磁場を臨床的かつ合理的な時間範囲内で複数の異なる磁場強度でデータを取得するように段階的に調整し、それにより磁場に依存するリラクソメトリーを提供し得る。 一例として、主磁場は0.1Tの増分で調整することができる。 しかしながら、0.1Tより大きいか又はそれ未満の他の増分（例えば、0.05T、0.2T、0.25T、0.5T）も使用できることが理解されよう。 いくつかの実施形態では、静磁場は、MRIシステム内の局所磁場を変調するコイルインサートを使用してさらに調整し得る。

データが所望の磁場強度の全てで取得された場合、ステップ108に示すように、データは適切な信号モデルに適合されて、磁場強度の関数として緩和パラメータを抽出する。一般に、使用される信号モデルは、横緩和時間、横緩和速度、見かけの横緩和時間、見かけの横緩和速度、縦緩和時間、または縦緩和速度などの緩和パラメータの関数としての磁気共鳴信号の緩和を表す信号モデルである。このステップは、取得されたデータから画像を再構成し、画像の大きさ、画像位相、またはその両方を適切な信号モデルに適合させることを含み得る。一例として、さまざまなサンプリングされた時点での画像マグニチュードは、測定された信号強度を緩和時間パラメータT1およびT2の一方または両方に関連付けるブロッホ方程式に基づいて信号モデルに適合させ得る。別の例として、信号モデルは、T2を推定するための指数関数的減衰モデル、またはT1を推定するための回復信号モデルに基づくことができる。この工程の結果、データが取得された各磁場強度に対して緩和パラメータの値が推定される。いくつかの実施形態では、画像化された視野など、被験体の領域における緩和パラメータの空間分布を表す緩和パラメータのマップを生成し得る。

ステップ110に示すように、推定された緩和パラメータをそれぞれの磁場強度に関連付けることによって、分散データを生成することができる。一例として、分散データは、磁場強度の関数として緩和パラメータを表す曲線または他の図表を含み得る。

ステップ112に示すように、分散データを使用して、検査される被験体に関連する他の物理的パラメータを計算し得る。一般的な例として、定量的かつ生理学的パラメータを分散データから推定することができる。 1つの非限定的な例として、組織中の鉄含有量は、T2分散データから計算し得る。 別の非限定的な例として、アルブミン含量は、Vasovist R（Lantheus Medical Imaging、Inc.によって製造されたAlbavar Rとしても知られている）のような造影剤がアルブミンに結合している用途において見積もることができる。 場合によっては、デルタ緩和増強磁気共鳴（dreMR）技術を用いてアルブミン含量を測定することができる。 dreMRコントラストから測定することができる他のパラメータも推定することができる。 しかしながら、一般に、1つまたは複数の緩和パラメータに関連する任意の適切な物理的または生理学的パラメータを推定または計算し得ることは、当業者には理解されるであろう。

ステップ114に示すように、これらのマップは、画像化された視野における推定パラメータの空間分布を表すように生成し得る。これらのマップは、推定されたパラメータに起因する特定の物理的特性を有する被験体内の領域を識別するのに有用であり得る。 例えば、上記の例では、マップは、鉄含有量の程度が異なる被験体内の領域を識別するのに有用であり得る。
（MRIシステムの例）

図2を参照すると、磁場を迅速に上昇させることができるMRIシステム10の例が示されている。 MRIシステム10は、一般に、被検体18または他の被検体を保持することができるボア16内で実質的に均一な磁場14を提供する電磁アセンブリ12を含む。電磁アセンブリ12は、ボア16内に配置された被検体18または物体内の核スピンにラジオ波（RF）励起を提供するRFコイル（図示せず）を支持する。RFコイルは、RFシステム20と通信し、当技術分野で理解されているように、必要な電気的波形を生成する。いくつかの実施形態では、RFコイルは、当技術分野で理解されているように、様々な異なる共振周波数（例えば、異なる磁界強度に関連する共振周波数）に同調可能なチューナブルRFコイルであってもよい。 RFシステム20は、いくつかの実施形態では、広い範囲の共振周波数にわたって磁気共鳴信号を受信することができる広帯域受信機を含むことができ、それによって同様に広範囲の異なる磁場強度を実現し得る。

電磁アセンブリ12はまた、当技術分野で知られているタイプの勾配コイル（図示せず）の3つの軸を支持し、時間の経過とともに勾配コイルに電力を供給して磁場勾配Gx、Gy、およびGzを生成する対応する勾配システム22と通信する。

データ収集システム24は、電磁アセンブリ12内に支持されるか、またはボア16内に配置されるRF受信コイル（図示せず）に接続する。

RFシステム20、勾配システム22、およびデータ収集システム24はそれぞれ、RFシステム20からのRFパルスおよび勾配システム22からの勾配パルスを含むパルスシーケンスを生成するコントローラ26と通信する。データ収集システム24は、磁気共鳴信号 磁気共鳴信号をRFシステム20から受信し、磁気共鳴信号をデータ処理システム28に提供する。データ処理システム28は、磁気共鳴信号を処理し、そこから画像を再構成するように作動する。 再構成された画像は、ユーザに表示するためにディスプレイ30に提供され得る。

電磁アセンブリ12は、一般的に電磁コイル32のためのクライオスタットを提供する真空ハウジング34内に収容され、Gifford-McMahon（GM）クライオクーラまたはパルス管冷クライオクーラなどの機械的クライオクーラ36によって機械的に冷却される1つ以上の電磁コイル32を含む。一例の構成では、クライオクーラは住友重機械工業（株）製のモデルRDK-305 Gifford-McMahonクライオクーラであってもよい。低温冷却器36は、一般に、電磁コイル32と熱的に接触しており、電磁コイル32の温度を低下させ、電磁コイル32および所望の作動温度を維持するように作動可能である。いくつかの実施形態では、クライオクーラ36は、真空ハウジング34と熱接触する第1ステージと、電磁コイル32と熱接触する第2ステージとを含む。これらの実施形態では、クライオクーラ36の第1段は、真空ハウジング34を第1の温度に維持し、クライオクーラ36の第2段は、第1の温度よりも低い第2の温度で電磁コイル32を維持する。

電磁コイル32は、超電導材料で構成されており、超伝導電磁石を構成している。 超伝導材料は、好ましくは、電磁コイル32が適切な温度の範囲にわたって所望の磁場強度を達成できるように、適切な臨界温度を有する材料であるように選択される。 一例として、超伝導材料は、約9.2Kの遷移温度を有するニオブ（Nb）であり得る。別の例として、超伝導材料は、ニオブ - チタン（NbTi）であり得る。さらに別の例として、超伝導材料は、約18.3Kの遷移温度を有するトリニオブ - スズ（Nb 3 Sn）であり得る。

超伝導材料の選択は、電磁アセンブリ12で達成可能な磁場強度の範囲を規定する。好ましくは、超伝導材料は、0.0T?3.0Tの範囲の磁場強度がクライオクーラ36によって適切に達成され得る温度範囲にわたって達成されるように選択される。しかしながら、いくつかの構成では、超伝導材料は、3.0Tより高い磁場強度を提供するように選択し得る。

クライオクーラ36は、電磁コイル32が作動する温度、例えば電磁コイル32が構成されている材料の遷移温度または臨界温度よりも低い温度のような超電導である作動温度に電磁コイル32を維持するように作動可能である。 一例として、下限作動温度は約4Kとすることができ、上限作動温度は、電磁コイル32が構成されている超伝導材料の遷移または臨界温度またはその近傍であり得る。

MRIシステム10の電磁コイル32の電流密度は、電磁アセンブリ12によって生成された磁場14を急速に上昇または下降させるように制御可能であり、同時に電磁コイル32が構成されている超伝導材料の転移温度より低い温度に保たれるように、クライオクーラ36で電磁コイル32の温度を制御する。 一例として、磁場14を、15分以下のような数分のオーダーで上昇または下降させ得る。

一般に、電磁コイル32の電流密度は、電磁コイル32を、スイッチ40を介して電磁コイル32と電気通信する電源38を有する回路に接続し、電源38を動作させることによって接続する回路の電流を増減させることができる。 スイッチ40は、一般に、第1の閉状態と第2の開状態との間で作動可能な超伝導スイッチである。

スイッチ40が開状態にあるとき、磁石コイル32は閉回路にあり、「永続モード」と呼ばれることもある。この構成では、電磁コイル32の温度が、それらを構成する超伝導材料の転移温度以下の温度に維持される限り、電磁コイル32は超伝導状態にある。

しかしながら、スイッチ40が閉状態にあるとき、電磁コイル32および電源38を接続する回路内に配置することができ、電源38によって供給される電流および電磁コイル32内の電流が等しくなるように試みる。 例えば、電源38が作動してより多くの電流を接続する回路に供給すると、電磁コイル32の電流が増加し、磁場14の強度が増加する。一方、電源38 接続する回路内の電流を減少させるように動作すると、電磁コイル32の電流が減少し、磁場14の強度が減少する。

電磁コイル32と電源38とを接続する回路に選択的に接続するために、任意の適切な超伝導スイッチを使用することができることは、当業者には理解されるであろう。 1つの非限定的な例として、スイッチ40は、電磁コイル32および電源38に並列に接続する長さのある超伝導線を含み得る。そのようなスイッチ40を閉状態に作動させるために、スイッチ40と熱的に接触する暖房器を操作して超伝導線材の温度をその転移温度以上に上昇させ、これにより、線材を電磁コイル32の誘導インピーダンスに比べて高抵抗にする。その結果、スイッチ40を流れる電流はごくわずかである。電源38は、電磁コイル32との接続する回路に配置することができる。この接続する回路では、電源38および電磁コイル32内の電流が等しくしようとする。したがって、電源38によって供給される電流を調整することによって、電磁コイル32の電流密度を増減させて、磁場14を上昇または下降させ得る。スイッチ40を開状態に作動させるために、スイッチ40内のワイヤはその転移温度以下に冷却され、電磁コイル32を閉回路に戻し、それにより電源38を切断し、全ての電流を電磁コイル32に流す事が可能になる。

電磁コイル32が電源38との接続する回路内にあるとき、接続する回路の電流が等しくなるにつれて電磁コイル32の温度が上昇する。 したがって、電磁コイル32の温度は、それらが構成されている超伝導材料の遷移温度よりも低いままであることを確実にするために監視されなければならない。電磁コイル32を電源38との接続する回路内に配置することは、電磁コイル32の温度を上昇させる傾向があるので、磁場14が上昇または下降する速度は、部分的にクライオクーラ36の冷却能力に依存する。例えば、より大きい冷却能力を有するクライオクーラーは、電磁コイル32が電源38との接続する回路内にある間、電磁コイル32からより迅速に熱を除去し得る。

電源38およびスイッチ40は、コントローラ38からの制御の下で作動し、電源38が電磁コイル32との接続する回路にあるとき、電磁コイル32に電流を供給する。電流モニタ42は、電源38から電磁コイル32に流れる電流を測定し、電流の測定値をコントローラ26に提供して、磁界14の上昇または下降を制御し得る。いくつかの構成では、電流モニタ42は、電源38に組み込まれる。

温度モニタ44は、電磁アセンブリ12と熱的に接触しており、リアルタイムで電磁コイル32の温度を測定するように作動する。 一例として、温度モニタ44は、熱電対温度センサ、ダイオード温度センサ（例えば、シリコンダイオードまたはGaAlAsダイオード）、抵抗温度検出器（RTD）、容量性温度センサなどを含み得る。 RTDベースの温度センサは、酸窒化物セラミック、ゲルマニウム、または酸化ルテニウムから構成し得る。 電磁コイル32の温度が監視され、磁場14の上昇または下降を制御するためにコントローラ26に提供し得る。

作動中、コントローラ26は、ユーザからの指示に応答して電磁アセンブリ12の磁場14を上昇または下降するようにプログラムされる。 上述のように、コントローラ26によって制御されるスイッチ40を介して電源38から電磁コイル32に電流を供給することによって、電磁コイル32の電流密度を減少させることによって、磁場14を下げ得る。同じくコントローラ26によって制御されるスイッチ40を介して電源38から電磁コイル32に電流を供給することによって、電磁コイル32の電流密度を増加させることによって、磁場14の強度を上昇させ得る。

コントローラ26はまた、磁場14を上昇または下降させるその前、その間、およびその後に、MRIシステム10に関連する様々な作動パラメータ値を監視するようにプログラムされる。 一例として、上述したように、コントローラ26は、電流モニタ42から受信したデータを介して、電源38によって電磁コイル32に供給される電流を監視し得る。 別の例として、上述したように、コントローラ26は、温度モニタ44から受信したデータを介して磁石コイル32の温度を監視し得る。さらに別の例として、コントローラ26は、電磁アセンブリ12のボア16内またはボア16の近くに配置されたホールプローブなどの磁場センサからデータを受信することなどによって、磁場14の強度を監視し得る。

上述の方法に従って取得されたデータを処理するために、1つ以上のコンピュータシステムにMRIシステム10を設け得る。 一例として、データ処理システム28を使用して、取得されたデータを処理し得る。

例えば、データ処理システム28は、データ収集システム24から磁気共鳴データを受信し、それをオペレータワークステーションからダウンロードされた命令に従って処理し得る。 そのような処理は、画像を再構成し、信号を信号モデルに適合させ、分散データを生成し、分散データから定量的または物理的パラメータを計算するための上述の方法を含み得る。

データ処理システム28によって再構成された画像は、保管のためにオペレータワークステーションに戻されることができ、リアルタイム画像はメモリに格納することができ、メモリからディスプレイ30に出力することができる。

MRIシステム10はまた、1つまたは複数のネットワーク式ワークステーションを含み得る。 一例として、ネットワーク化されたワークステーションはディスプレイ、 キーボードおよびマウスなどの1つまたは複数の入力デバイス、および プロセッサー、を含む。 ネットワーク化されたワークステーションは、MRIシステム10と同じ施設内に配置されてもよいし、異なる医療機関または診療所などの異なる施設内に配置されてもよい。

ネットワーク化されたワークステーションは、MRIシステム10と同じ施設内または別の施設内であっても、通信システムを介してデータ処理システム28にリモートアクセスし得る。 したがって、複数のネットワーク化されたワークステーションがデータ処理システム28にアクセスし得る。このようにして、磁気共鳴データ、再構成画像、または他のデータが、データ処理システム28とネットワーク化されたワークステーションとの間で交換され、 ネットワーク化されたワークステーションによって遠隔処理される。 このデータは、伝送制御プロトコル（TCP）、インターネットプロトコル（IP）、または他の既知のまたは適切なプロトコルなどの任意の適切な形式で交換し得る。

本発明を1つまたは複数の好ましい実施形態に関して説明したが、明らかに述べられている以外の多くの均等物、代替物、変形および修正が可能であり、本発明の範囲内であることを理解されたい。

Claims (13)

1. 磁気共鳴イメージング（MRI）を使用する磁場に依存するリラクソメトリーのための方法であって、方法は、
   （ア）第1の複数の時点で第1の磁気共鳴信号をサンプリングすることによって第1の磁 場強度で静磁場を有するMRIシステムを用いて被検体から第1のイメージングデータを取得する工程と、
   （イ）MRIシステムの静磁場を第2の磁場強度に調整する工程と、
   （ウ）第2の複数の時点で第2の磁気共鳴信号をサンプリングすることによって、MRIシステムの静磁場が第2の磁場強度にある間に、MRIシステムを用いて被検体から第2のイメージングデータを取得する工程と、
   （エ）縦緩和時間または縦緩和速度のうちの1つである緩和パラメータの関数として、磁気共鳴信号の緩和を表す信号モデルに第1のイメージングデータをフィッティングさせることによって緩和パラメータの第1の値を推定する工程と、
   （オ）第2のイメージングデータを信号モデルにフィッティングさせることによって緩和パラメータの第2の値を推定する工程と、そして
   （カ）緩和パラメータの第1の値と第1の磁場強度とを関連付ける事および緩和パラメータの第2の値を第2の磁場強度と関連付ける事によって、分散データを生成する工程と、
   で構成される方法。
2. 請求項1に記載の方法において、方法は、
   前記複数の位置の各々における前記緩和パラメータの第1の値を推定するために、前記第1のデータが取得される視野内の複数の位置について、ステップ（エ）が繰り返され、
   前記第2のデータが取得される視野内の複数の位置についてステップ（オ）が繰り返されて、それにより複数の位置のそれぞれにおける緩和パラメータの第2の値が推定され、 そして、
   ステップ（カ）で生成された前記分散データは、複数の位置の各々における緩和パラメータの第1の値を第1の磁場強度と関連付け、複数の位置のそれぞれにおける緩和パラメータの第2の値を第2の磁場強度と関連付ける、方法。
3. 前記MRIシステムの前記静磁場は、前記第1の磁場強度から前記第2の磁場強度までMRIシステムの静磁場を上昇させることによって調整される、請求項1に記載の方法。
4. 前記MRIシステムの前記静磁場が、15分以内に前記第1の磁場強度から前記第2の磁場強度まで傾斜する、請求項3に記載の方法。
5. 前記MRIシステムの前記静磁場が、２分以内に前記第1の磁場強度から前記第2の磁場強度まで傾斜する、請求項4に記載の方法。
6. 前記第1の磁場強度と前記第2の磁場強度との間の差が約0.1テスラである、請求項1に記載の方法。
7. 前記分散データから、前記被験体に関連する物理的パラメータを推定することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記物理的パラメータが、前記被験体における鉄含有量の推定値である、請求項７に記載の方法。
9. 磁気共鳴画像法（MRI）を使用して被験体の領域内の定量的かつ生理学的パラメータのマップを作成する方法であって、方法は、
   （ア）MRIシステムを用いて領域内に磁気共鳴信号を生成する工程と、
   （イ）MRIシステムを使用して、領域で生成された磁気共鳴信号をサンプリングすることによって、領域からイメージングデータセットを取得する工程と、
   （ウ）工程（ア）及び（イ）を複数回繰り返して複数のイメージングデータセットを取得する工程において、各イメージングデータセットは、領域内の磁気共鳴信号を生成する前に、MRIシステムの主磁場の磁場強度を調整することによって異なる磁場強度で取得される、工程と、
   （エ）前記複数のイメージングデータセットのそれぞれを、縦緩和時間または縦緩和速度のうちの1つである緩和パラメータの関数として磁気共鳴信号の緩和を表す信号モデルにフィッティングすることによって、領域内の緩和パラメータの値を推定する工程と、
   （オ）工程（エ）で前記推定された緩和パラメータの値を、緩和パラメータの値を推定するために使用されたイメージングデータセットが取得された磁場強度と関連付けることによって、領域内の各位置について分散データを生成する工程と、
   （カ）前記分散データから領域内の各位置で定量的かつ生理学的パラメータを計算することによって、領域内の定量的かつ生理学的パラメータのマップを生成する工程と、
   で構成される方法。
10. 前記MRIシステムの前記静磁場は、前記工程（ウ）において、MRIシステムの静磁場を前記第1磁場強度から前記第2磁場強度まで傾斜させることによって調整される、請求項９に記載の方法。
11. 前記MRIシステムの前記静磁場が、15分以内に前記第1の磁場強度から前記第2の磁場強度まで傾斜する、請求項１０に記載の方法。
12. 前記MRIシステムの前記静磁場が、２分以内に前記第1の磁場強度から前記第2の磁場強度まで傾斜する、請求項１１に記載の方法。
13. 前記第1の磁場強度と前記第2の磁場強度との間の差は、約0.1テスラである、請求項１０に記載の方法。