DE10357604B4

DE10357604B4 - Verkürzung des Spin-Gitter-Relaxationszeit von bei der Magnetresonanzbildgebung verwendeten Silikonfluiden

Info

Publication number: DE10357604B4
Application number: DE10357604.5A
Authority: DE
Inventors: Timothy W. Skloss
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2002-12-19
Filing date: 2003-12-08
Publication date: 2014-05-15
Anticipated expiration: 2023-12-09
Also published as: DE10357604A1; JP2004195237A; US6791327B2; US20040119474A1; JP3977325B2; NL1025022C2; NL1025022A1

Abstract

Phantomtank (80) zum Kalibrieren von Magnetresonanzbildgebenden-Systemen (10) bei Feldstärken von mehr als 1 Tesla, der aufweist: – eine äußere Gehäusestruktur (88) mit einem hohlen Innenbereich (86); und – ein flüssiges Füllmaterial (90), das in dem hohlen Innenbereich (86) enthalten ist, wobei das flüssige Füllmaterial (90) aus einem ersten Anteil Silikonöl und einem zweiten Anteil eines dotierenden Materials besteht, welches zur Verkürzung der Spin-Gitter-Relaxationszeit des ersten Anteils aus Silikon verwendet wird, wobei das dotierende Material eine nicht-ionische paramagnetische Verbindung enthält, welche eine Gadolinium-beta-diketonat-Verbindung enthält.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Magnetresonanz-bildgebende-Systeme und mehr im Einzelnen auf ein Verfahren zur Verkürzung der Spin-Gitter-Relaxationszeit von Silikonfluiden, die bei der Magnetresonanzbildgebung verwendet werden, sowie auf einen Phantomtank und ein flüssiges Füllmaterial für einen Phantomtank.
Technischer Hintergrund
Die Erfindung ist bei technischen Verfahren der Nuklearmagnetresonanz (NMR) und insbesondere, aber nicht ausschließlich, bei Magnetresonanz-bildgebenden-Verfahren (MRI) einsetzbar, sie kann aber auch bei nuklearer Quadrupolresonanz, Elektronenspinresonanz und anderen solchen technischen Verfahren eingesetzt werden.
NMR ist eine Technik, bei der ein Hochfrequenz(HF)-Anregungspuls in Gegenwart eines Magnetfelds auf eine Probe zur Einwirkung gebracht wird, wobei anschließend Echos und andere Signale erfasst werden, die von der Anregung der Atomkerne mit magnetischen Nettomomenten in der Probe herrühren. Wasserstoff, dessen Kerne einzelne Protonen sind, wird mit seinen Kernen wegen der großen Abundanz in Wasser und Fett und deren verhältnismäßig großer Nachweisempfindlichkeit (Signalamplitude) bei MR-Experimenten am häufigsten erfasst. Bei der MRI wird die Größe der Echosignale zur Bilderzeugung verwendet. Die Konzentration der Wasserstoffatome entspricht im wesentlichen der Wasser- und/oder Fettdichte in der Probe. MRI wird deshalb in weitem Rahmen zur Abbildung von Gewebe im menschlichen Körper verwendet.
Die Echosignale haben mehrere zugeordnete Parameter, wie die Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁ und die Spin-Spin-Relaxationszeit T₂. Diese Parameter sind Eigenschaften, die für das untersuchte Material eigentümlich sind. Die Relaxationsparameter T₁, T₂ werden oft zur Kontrasterzeugung in Bildern verwendet, weil die Unterschiede dieser Parameter viel größer sein können als die bei der einfachen Protonendichte. So kann z. B. der Unterschied der Protonenkonzentration zwischen normalem und abnormalem Gewebe im menschlichen Körper lediglich einige wenige Prozent betragen, während der Unterschied zwischen den Relaxationsparametern wesentlich höher sein kann. Graue und weiße Bereiche im Gehirn können auch jeweils einen sehr unterschiedlichen T₁-, T₂-Wert aufweisen.
In der Industrie ist es gebräuchliche Praxis, Phantome zu verwenden, um die MRI-Geräte zwischen den Gebrauchszeiten zu kalibrieren. Die Phantome sind in der Regel bruchsichere Tanks, die ein flüssiges Füllmaterial enthalten. Das Phantom wird auf einer Positioniereinrichtung aus grauem Schaumstoff in einer Kopfspule positioniert. Die Positioniereinrichtung ist auf der Patientenliege angeordnet, die in die Magnetöffnung hinein und aus dieser heraus gleitet. Die Gestalt des Tanks und die Zusammensetzung des Füllmaterials sind speziell so kalibriert, dass sie ein eigentümliches Muster von MR-Signalen erzeugen, die dazu verwendet werden, die Genauigkeit des MRI-Geräts sicherzustellen; vgl. dazu z. B. US 4 719 406 A1 .
Poly(dimethylsiloxan) Fluid, das üblicherweise Silikonöl oder Silikonfluid genannt wird, ist als Kontrastmittel für bildgebende Techniken bekannt (vgl. z. B. WO 94/03210 A1 ) und ist ein sehr zweckmäßiges, nicht toxisches Phantomfüllmittel für Magnetresonanzzwecke. Diese Fluide sind elektrisch nicht leitend und haben eine niedrige Dielektrizitätskonstante, wodurch im Vergleich zu Phantomfüllmaterialien auf Wasserbasis eine störende Wechselwirkung mit den von den HF-Spulen des MRI-Systems ausgesandten HF-Feldern weitgehend vermindert wird. Silikonfluide haben auch selbst Diffusionseigenschaften, die für die Kalibrierung diffusionsgewichteter bildgebender Sequenzen vorteilhaft sind.
Ein Hauptnachteil der Verwendung von Silikonölen in MR-Phantomen liegt in der übermäßig langen T₁-Zeit. Dies ist insbesondere beim Einsatz in MRI-Systemen von Nachteil, die mit magnetischen Hauptfeldern von 1 Tesla oder mehr arbeiten.
Aufgabe der Erfindung ist es, hier abzuhelfen. Zur Lösung dieser Aufgabe weist ein Phantomtank gemäß der Erfindung die Merkmale des Anspruchs 1 auf, während ein erfindungsgemäßes flüssiges Füllmaterial und ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Verkürzung der Kalibrationszeit Gegenstand der Ansprüche 2 bzw. 5 sind.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung lehrt, eine verhältnismäßig kleine Menge Gadolinium-beta-diketonat (ein gewöhnlicher Metallkomplex) in dem Silikonöl zu lösen, um die Spin-Gitter-Relaxationszeit des bei Phantomfüllmitteln verwendeten Silikonöls wesentlich zu verkürzen.
Andere Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden detaillierten Beschreibung und den beigefügten Patentansprüchen unter Bezugnahme auf die nachfolgenden Zeichnung.
Kurze Beschreibung der Zeichnung
1 ist eine Draufsicht und eine teilweise Schnittdarstellung eines an sich bekannten bildgebenden Systems; und
2 ist eine perspektivische Ansicht eines Phantomtanks, wie er zur Kalibrierung des bildgebenden Systems nach 1 verwendet.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
In allen nachfolgend beschriebenen Figuren werden jeweils gleiche Bezugszeichen zur Bezeichnung gleicher Elemente verwendet. Wenngleich die vorliegende Erfindung im Zusammenhang mit einem Verfahren und einer Vorrichtung zur Simulierung und Bestimmung von Feldinstabilitäten bei einem MRI-System beschrieben wird, so kann sie doch auch zur Simulierung von Feldinstabilitäten in verschiedenen anderen Systemen eingerichtet werden, etwa MRI-Systeme, Magnetresonanzspektroskopiesysteme und andere Anwendungen, bei denen die Feldinstabilität ein wesentlicher Punkt bei der Auslegung von Systemkomponenten ist.
In der nachfolgenden Beschreibung werden verschiedene Betriebsparameter und Komponenten für eine Ausführungsform spezieller Konstruktion beschrieben. Diese spezifischen Parameter und Komponenten sind jedoch nur als Beispiele angegeben und sollen nicht beschränkend sein. Außerdem kann in der nachfolgenden Beschreibung eine MRI-System-Komponente eines der nachfolgenden Elemente beinhalten: einen supraleitenden Magneten, eine Trag- oder Lagerkonstruktion für den supraleitenden Magneten, eine Gradientenmagneteinrichtung, einen Kryostaten, einen Kryokühler, eine Lager- oder Trägerkonstruktion für den Kryostaten oder andere, an sich bekannte MRI-Systemkomponenten.
Bezugnehmend nun auf 1 ist dort eine Ansicht eines MRI-Systems 10 teilweise nach Art eines Blockdiagramms gezeigt. Das MRI-System 10 beinhaltet einen stationären Magnetaufbau 12, der einen supraleitenden Magneten 14 mit einer Anzahl supraleitender Magnetfeldspulen 38 aufweist, die ein temporär konstantes, magnetisches Feld längs einer längsgerichteten Z-Achse eines Patiententunnels 18 erzeugen. Die supraleitenden Magnetspulen 38 sind auf einer Tragkonstruktion 20 für supraleitende Magnetspulen gelagert und in einem Kryostaten 21 untergebracht.
Die Tragkonstruktion 20 für supraleitenden Magnetspulen nimmt einerseits stationäre Lasten auf und erlaubt andererseits die Aufbringung und genaue Platzierung der Spulen 38. Es sind lediglich ein supraleitender Magnet 14 und eine Tragkonstruktion 20 für supraleitende Magnetspulen hier veranschaulicht, doch kann das System mehrere supraleitende Magneten und mehrere Tragkonstruktionen für supraleitende Magnetspulen aufweisen.
Die Tragkonstruktion 20 für supraleitende Magnetspulen ist vorzugsweise ein massiver Körper und weist eine Außenseite 24, einen Außenteil 26 und eine Innenseite 28 auf. Die Außenseite 24 ist die von der Mittelachse 30 des Patiententunnels 18 am weitesten entfernte Längsseite, die den supraleitenden Magneten 14 trägt. Die Außenseite 24 weist eine Anzahl Schultern 32 und eine Anzahl Taschen 34 auf. Die Schultern 32 und die Taschen 34 haben jeweils Abmessungen, die Abmessungen des supraleitenden Magneten 14 entsprechen.
Das Außenteil 26 ist der massive Körper der Tragkonstruktion 20 für supraleitende Magnete. Das Außenteil 26 weist eine Basis 36 auf. Die Schultern 32 sind mit der Außenseite 38 der Basis 36 einstückig verbunden. Die Innenseite 28 ist vorzugsweise zylindrisch und ist die der Mittellinie 30 des Patiententunnels 18 am nächsten benachbarte Seite.
Der Kryostat 21 weist ein toroidförmiges Heliumgefäß 39 und eine Abschirmspuleneinrichtung 40 für das Hauptmagnetfeld auf. Der Kryostat 21 ist mit einem Kryokühler (Tieftemperaturkühler) gekuppelt. Der Kryokühler 41 hält das Heliumgefäß 39 auf der jeweils richtigen Betriebstemperatur.
Die Abschirmspuleneinrichtung 40 für das Hauptmagnetfeld erzeugt ein magnetisches Feld, das dem von den supraleitenden Magnetspulen 38 erzeugten Feld entgegengerichtet ist. Eine erste Spulenabschirmung 42 umgibt das Heliumgefäß 39, um das „Auskochen” zu reduzieren. Eine zweite Spulenabschirmung 44 umgibt die erste Spulenabschirmung 42. Sowohl die erste Spulenabschirmung 42 als auch die zweite Spulenabschirmung 44 werden vorzugsweise durch mechanische Kühlung gekühlt. Die erste Spulenabschirmung 42 und die zweite Spulenabschirmung 44 schließen ein toroidförmiges Vakuumgefäß 46 ein. Das toroidförmige Vakuumgefäß 46 enthält ein zylindrisches Teil 48, das den Patiententunnel 18 begrenzt und sich parallel zu einer Längsachse erstreckt. Auf einer ersten Innenseite 50 des zylindrischen Teils 48, die die von der Mittellinie 30 des Patiententunnels 18 am weitesten beabstandete Längsseite ist, ist eine magnetische Gradientenspulenanordnung 52 angeordnet. Auf einer zweiten Außenseite der magnetischen Gradientenspulenanordnung 52 ist ein zylindrischer dielektrischer Spulenkörper vorgesehen. An den zylindrischen dielektrischen Spulenkörper ist eine HF-Abschirmung 58 angefügt.
In dem Patiententunnel 18 ist eine HF-Spulenanordnung 60 (Antenne) gelagert. Die HF-Spulenanordnung 60 enthält eine Haupt-HF-Spule 62 und die HF-Abschirmung 58.
Ein HF-Transmitter 64 ist an eine Ablauffolgesteuerungseinrichtung 66 und die Haupt-HF-Spule 62 angeschlossen. Der HF-Transmitter 64 ist vorzugsweise digital. Die Ablauffolgesteuereinrichtung 66 steuert eine Reihe von Strompulsgeneratoren 68 über eine Gradientenspulensteuereinrichtung 70, die mit der magnetischen Gradientenspulenanordnung 52 verbunden ist. Der HF-Transmitter 64 erzeugt im Zusammenwirken mit der Ablauffolgesteuereinrichtung 66 Hochfrequenzsignalpulse, um in ausgewählten Dipolen eines Teils des in dem Patiententunnel 18 befindlichen Objekts Magnetresonanz anzuregen und diese zu beeinflussen.
Mit der Haupt-HF-Spule 62 ist ein HF-Empfänger 72 verbunden, um die von einem untersuchten Teil des Objekts abgestrahlten magnetischen Resonanzsignale zu demodulieren. Ein Bildrekonstruktionsgerät 74 rekonstruiert die empfangenen magnetischen Resonanzsignale in eine elektronische Bilddarstellung, die in einem Bildspeicher 76 gespeichert wird. Ein Videoprozessor 78 konvertiert die gespeicherten elektronischen Bilddaten in ein für einen Display auf einem Videomonitor 79 geeignetes Format.
Um die Genauigkeit der unter Verwendung des MRI-Systems 10 erzeugten Bilder zu gewährleisten, ist es notwendig, das System periodisch zu kalibrieren. Wie am besten aus 2 zu entnehmen, geschieht dies dadurch, dass ein Phantomtank 80 in die Haupt-HF-Spule 62 eingebracht wird, der auf einer Positioniereinrichtung 82 aus grauen Schaumstoff liegt. Die Haupt-HF-Spule 62 ist auf einer Patientenliege 84 montiert, die in den Patiententunnel 18 hinein und aus diesem heraus geschoben werden kann. Der Phantomtank 80 hat einen hohlen Innenbereich 86, der in einer äußeren Gehäusestruktur 88 enthalten ist. Die äußere Gehäusestruktur 88 besteht aus einem bruchsicheren Material, wie einem warmhärtbaren Polymer oder einem faserverstärkten warmhärtbaren Polymer.
Der hohle Innenbereich 86 ist mit einem flüssigen Füllmaterial 90 gefüllt. Die Größe und die Gestalt der äußeren Gehäusestruktur 88 und des Innenbereichs 86 wie auch die Zusammensetzung des flüssigen Füllmaterials 90 ergeben ein unterscheidungskräftiges charakteristisches Echosignal, wenn HF-Anregungspulse auf den Tank 80 zur Einwirkung gebracht werden. Diese Echosignale erzeugen ein eigentümliches Bild, das mit einem Bezugsbild verglichen wird, um das MRI-Gerät 10 in an sich bekannter Weise zu kalibrieren.
Die Zusammensetzung der flüssigen Füllmaterialien, die in bekannten MRI-Systemen verwendet werden, besteht typischerweise hauptsächlich aus Fluiden auf Wasserbasis und reinem Silikonöl (Poly(dimethylsiloxan)). Die Notwendigkeit bei Systemen mit 3,0 Tesla (T) und höher, ausschließlich Silikonöle zu benutzen, hat die für die Systemkalibrierung erforderliche Zeit drastisch erhöht, weil Silikonöl in Phantomtanks eine außerordentlich lange Spin-Gitter-Relaxationszeit (T₁) aufweist. Die Relaxationszeit gibt normalerweise die Pulsrepetitionsrate vor und verlängert damit die Zeit, die erforderlich ist, um einen Scan vollständig durchzuführen.
Die vorliegende Erfindung lehrt die Zugabe einer kleinen Menge eines Dotierungsmaterials zu dem Silikonöl, um die Spin-Gitter-Relaxationszeit (T₁) des Füllmaterials 90 im Vergleich zu einem bekannten Füllmaterial zu verkürzen, das im Wesentlichen aus reinem Silikonöl besteht. Dies ermöglicht es, den Phantomtank 80 zur Kalibrierung von MRI-Systemen 10 mit Feldern von mehr als 1 Tesla, einschließlich 1,5 T und 3.0 T. einzusetzen. Die Zusammensetzung des erfindungsgemäßen flüssigen Füllmaterials 90 ergibt ein nicht toxisches und nicht leitfähiges Fluid, das in keine störende Wechselwirkung mit dem von den HF-Spulen des MRI-Systems erzeugten HF-Feld tritt.
Das Dotierungsmaterial ist eine nicht ionische paramagnetische Verbindung, die in Silikonöl löslich ist, und zwar eine Gadolinum-beta-diketonat Verbindung. Zwei bevorzugte Gadolinum-beta-diketonat Verbindungen sind Gadolinum tri(6,6,7,7,8,8,8-heptafluor-2.2-dimethyl-3,5-oktandionat) (Gd(fod)₃) und Gadolinum tri(2,2,6,6-tetramethyl-3,5-heptandionat) (Gd(tmdh)₃), die die unten angegebenen chemischen Zusammensetzungen aufweisen:
Die Gadolinum-beta-diketonat-Verbindungen haben eine gute Löslichkeit in Silikonöl. Das Füllmaterial 90 wird in der Weise hergestellt, dass eine der Gadolinum-beta-diketonat-Verbindungen unter kräftigem Rühren und/oder milder Erwärmung (vorzugsweise bis zu etwa 140°C) in das Silikonöl eingebracht wird. Dies führt zur Lösung der Gadolinum-beta-diketonat-Verbindung in dem Silikonöl unter Erzeugung des Füllmaterials 90. Das geschieht vorzugsweise vor dem Einbringen des Füllmaterials 90 in den hohlen Innenbereich 86, doch ist es auch möglich, die Gadolinium-beta-diketonat Verbindungen in dem Silikonöl in dem Phantomtank 80 zu lösen.
Die Konzentration des Dotierungsmittels ([Gdx]), gemessen in Teilen pro Tausend (parts per thousand), ist umgekehrt proportional zu der sich ergebenden Relaxationszeit T₁ des Füllmaterials (gemessen in Millisekunden), entsprechend der allgemeinen Gleichung [GdX] = A₁/T₁ –A₂, wobei die Koeffizienten A₁, A₂ von der Feldstärke, der Dotierungsverbindung und der Ölviskosität abhängen. Die nachfolgende Tabelle 1 enthält die Koeffizienten A₁, A₂ bei 1,5 Tesla und 3,0 Tesa für Gd(fod)3 gelöst in GE SF/96-60 Silikonfluid (Viskosität 50 centistokes). TABELLE 1

Koeffizient 1.5 Tesla 3.0 Tesla

A₁ 168.6 274.2

A₂ 0.2162 0.2779
So hat z. B. bei 1,5 Tesla ein flüssiges Füllmaterial, das aus reinem Silikonöl besteht eine Spin-Gitter-Relaxationszeit von etwa 779,9 Millisekunden. Wie für den Fachmann ohne Weiteres zu erkennen, ergibt der Zusatz von gerade 1 p. p. t. (part per thousand) eines dotierenden Materials in Form einer nicht-ionischen, paramagnetischen Verbindung eine Spin-Gitter-Relaxationszeit von etwa 131,9 ms, entsprechend einer etwa 83-prozentigen Verkürzung im Vergleich zu reinem Silikonöl.
In ähnlicher Weise hat bei 3,0 Tesla ein flüssiges Füllmaterial aus reinem Silikonöl eine Spin-Gitter-Relaxationszeit von etwa 986,7 ms. Die Zugabe von gerade 1 p. p. t. (part per thousand) eines dotierenden Stoffes in Form einer nicht-ionischen paramagnetischen Verbindung zu dem Füllmaterial ergibt eine Spin-Gitter-Relaxationszeit von etwa 214,6 ms, entsprechend einer etwa 78-prozentigen Verkürzung der Spin-Gitter-Relaxationszeit.
Die Zugabe verhältnismäßig kleiner Mengen nicht-ionischer paramagnetischer Verbindungen wie Gadolinium-beta-diketonaten erlaubt es somit, Phantome 80, die als flüssige Abfüllmaterialien 90 hauptsächlich Silikonöl benutzen, dazu zu verwenden, ein MRI-System 10 bei Feldern von mehr als 1 Tesla hinsichtlich der Magnetresonanz zu kalibrieren.
Wenngleich eine spezielle Ausführungsform der Erfindung veranschaulicht und beschrieben worden ist, so ergeben sich doch für den Fachmann zahlreiche Abänderungen und alternative Ausführungsformen.

Claims

Phantomtank (80) zum Kalibrieren von Magnetresonanzbildgebenden-Systemen (10) bei Feldstärken von mehr als 1 Tesla, der aufweist: – eine äußere Gehäusestruktur (88) mit einem hohlen Innenbereich (86); und – ein flüssiges Füllmaterial (90), das in dem hohlen Innenbereich (86) enthalten ist, wobei das flüssige Füllmaterial (90) aus einem ersten Anteil Silikonöl und einem zweiten Anteil eines dotierenden Materials besteht, welches zur Verkürzung der Spin-Gitter-Relaxationszeit des ersten Anteils aus Silikon verwendet wird, wobei das dotierende Material eine nicht-ionische paramagnetische Verbindung enthält, welche eine Gadolinium-beta-diketonat-Verbindung enthält.
Flüssiges Füllmaterial (90) enthalten in einem hohlen Innenbereich (86) eines Phantomtanks (80) zur Verwendung bei der Kalibrierung von Magnetresonanz bildgebenden Systemen (10) mit einer Feldstärke von 1 Tesla oder mehr, wobei das flüssige Füllmaterial (90) aufweist: – einen ersten Anteil aus Silikonöl; und – einen zweiten Anteil eines dotierenden Materials, welches zur Verkürzung der Spin-Gitter-Relaxationszeit des ersten Anteils aus Silikonöl verwendet wird, wobei das dotierende Material eine nicht-ionische paramagnetische Verbindung enthält, welche eine Gadolinium-beta-diketonat-Verbindung enthält.
Flüssiges Füllmaterial (90) nach Anspruch 2, bei dem die Gadolinium-beta-diketonat-Verbindung Gadolinium tri(6,6,7,7,8,8,8-hepta-Fluor-2,2-dimethyl-3,5-Oktandionat) enthält.
Flüssiges Füllmaterial (90) nach Anspruch 2, bei dem die Gadolinium-beta-diketonat-Verbindung Gadolinium tri(2,2,6,6-tetramethyl-3,5-Heptandionat) enthält.
Verfahren zur Verkürzung der Kalibrationszeit eines Magnetresonanz-bildgebenden-Systems (10) bei einer Feldstärke von 1 Tesla oder mehr, das beinhaltet: – Bereitstellen eines Phantomtanks (80) mit einer äußeren Gehäusestruktur (88) und einem hohlen Innenbereich (86), wobei der hohle Innenbereich (86) eine Menge eines flüssigen Silikonölfüllmaterials enthält; – Zugabe einer kleinen Menge eines dotierenden Materials zu dem flüssigen Silikonölfüllmaterial, um ein flüssiges Füllmaterial (90) zu erzeugen, das eine kürzere Spin-Gitter-Relaxationszeit als das flüssige Silikonölfüllmaterial aufweist, wobei das dotierende Material eine nicht-ionische paramagnetische Verbindung enthält und die nicht-ionische paramagnetische Verbindung eine Gadolinium-beta-diketonat-Verbindung enthält.
Verfahren nach Anspruch 5, bei dem die Zugabe einer kleinen Menge eines dotierenden Materials zu dem flüssigen Silikonöl-Füllmaterial (90) beinhaltet: – Bestimmung einer jeweils gewünschten Spin-Gitter-Relaxationszeit für das Magnetresonanz-bildgebende-System, das ein in einem Phantomtank (80) vorbestimmter Größe und vorbestimmter Gestalt enthaltenes flüssiges Füllmaterial (90) aufweist; – Bestimmung einer einer Menge flüssigen Silikon-öl-Füllmaterials zuzugebenden Menge eines dotierenden Materials, um die gewünschte Spin-Gitter-Relaxationszeit zu erzielen; und – Zugabe dieser Menge dotierenden Materials zu der Menge des flüssigen Silikon-Füllmaterials, um ein flüssiges Füllmaterial (90) zu erzeugen.