DE3919052C2

DE3919052C2 -

Info

Publication number: DE3919052C2
Application number: DE19893919052
Authority: DE
Inventors: Rainer Prof. Dr. Kimmich; Eberhard Dr. 7900 Ulm De Rommel
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1989-06-10
Filing date: 1989-06-10
Publication date: 1993-06-24
Also published as: DE3919052A1

Description

Die Erfindung betrifft vor allem die Tomographie auf der Grundlage der magnetischen Resonanz insbesondere für medizinische Anwendungen, bei denen es auf die Darstellung besonderer Bildkontraste ankommt oder bei denen meßtechnisch vorgewählte Regionen bezüglich ihren Eigenschaften charakterisiert werden sollen.

Die Tomographie auf der Grundlage der magnetischen Resonanz, auch "magnetic resonance imaging" (abgekürzt "MRI") genannt, dient zur räumlichen Darstellung und zur lokalen Untersuchung von Objekten allgemeiner Art. Im Bereich der Medizin geht es insbesondere um die Abbildung der Bereiche pathologischer Gewebe- und Organzustände und von Funktionsstörungen. Dies setzt voraus, daß die darzustellende Eigenschaft durch das MRI-Verfahren zuverlässig in Bildkontraste umgesetzt wird, um dem Arzt eine Diagnose- bzw. Entscheidungshilfe zu bieten. Außerdem soll es möglich sein, genauere Untersuchungen lokalisiert in Bereichen durchzuführen, die bildgesteuert ausgewählt wurden.

Die üblichen MRI-Verfahren sind großenteils in den Büchern von Mansfield und Morris (Ref. 1) und Morris (Ref. 2) zusammenfassend dargestellt. Verwendet werden dabei das Projektions-Rekonstruktions-Verfahren und das zwei- oder dreidimensionale Fouriertransformationsverfahren. Hinzu kommen eine Reihe von Modifikationen, deren Ziel es ist, die Bildaufnahmezeit zu reduzieren. Beispiele dafür sind das Echo-Planar-Imaging-Verfahren sowie Methoden, die mit kleinen Flipwinkeln der Hochfrequenzimpulse anregen. Eine Ausführungsform zu letzterem wurde in Ref. 3 beschrieben.

Die Bildkontraste werden im Normalfall von der Spin-Gitter-Relaxationszeit T₁, der transversalen Relaxationszeit T₂ und der Spinanzahldichte ρ bestimmt. Bei den verschiedenen MRI-Ausführungsformen und Durchführungsprozeduren bestimmen dabei entweder alle drei Größen in gewichteter Form den Bildkontrast oder es werden Maßnahmen getroffen, daß nur einer dieser Parameter abgebildet wird. Es ist auch bekannt, daß die lokalen Relaxationszeiten durch Zugabe elektronenparamagnetischer Kontrastmittel verändert werden können. In kürzlichen Arbeiten (Ref. 4 und Ref. 5) wurde auch vorgeschlagen, die sogenannte "Spin-Gitter-Relaxationszeit im rotierenden Koordinatensystem" T₁_ρ, die während des sogenannten "Spin-Locking" wirksam ist, mit Hilfe spezieller Impulssequenzen als Bildkontrastparameter auszunützen. Diese Verfahren betreffen jedoch die "In-Resonanz"-Variante von T₁_ρ. Schließlich kann durch Vorsättigung oder Selektivanregung eine oder mehrere Substanzklassen für die bildliche Darstellung hervorgehoben werden, wie es zum Beispiel bei den sogenannten "Fett-" oder "Wasserbildern" der Fall ist.

Die herkömmlichen Verfahren und Impulssequenzen zur Erzeugung von MRI-Kontrasten oder zur volumenselektiven Materialcharakterisierung auf der Grundlage der magnetischen Resonanz reichen in vielen Fällen für eindeutige Schlußfolgerungen nicht aus. Insbesondere versagen die bisherigen Methoden, wenn es darum geht, schwache Beiträge von Materialkomponenten mit relativ langen Korrelationszeiten, also zum Beispiel von Makromolekülen oder von elektronenparamagnetischen Kontrastmitteln zu erfassen, während alle übrigen Beiträge unterdrückt werden sollen. Ein deutlicher Einfluß von Kontrastmitteln bei medizinischen Anwendungen der Kernspintomographie ist bislang mit erheblichen Applikationsdosen verknüpft, was im Hinblick auf Nebenwirkungen bedenklich sein kann.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, Verfahren und Impulssequenzen zur Erzeugung neuartiger und aussagekräftiger Bildkontraste in der Tomographie auf der Grundlage der magnetischen Resonanz vor allem bei biomedizinischen Anwendungen bereitzustellen und gegebenenfalls die Dosierung von Kontrastmitteln zu reduzieren. Zusätzlich soll die Aussagekraft bei lokalen Untersuchungen zum Beispiel zur Gewebecharakterisierung mit Hilfe von volumenselektiven Methoden (Relaxometrie, Spektroskopie) erhöht werden.

Die Lösung dieser Aufgabe wird durch eine Gruppe neuer Meßverfahren bzw. Impulssequenzen ermöglicht, bei denen der Signalaufnahme ein zeitweiliger Spin-Lock-Zustand der Magnetisierung vorgeschaltet wird. Der Spin- Lock-Impuls wird außerhalb der Magnetisierung angelegt. Dies bewirkt, daß die Bildkontraste bzw. die volumenselektiven Meßparameter anstatt von den üblichen Größen wie der Spindichte, den Spin-Gitter-Relaxationszeiten im Labor- bzw. im rotierenden Bezugssystem und der transversale Relaxationszeit von der Dispersion (im verallgemeinerten Sinn) der Spin-Gitter-Relaxation im rotierenden Bezugssystem bestimmt oder beeinflußt werden. Unter "Dispersion" wird hier allgemein die Abhängigkeit von der Frequenz und der Amplitude des eingestrahlten Spin-Lock-Hochfrequenzfeldes verstanden. Darüber hinaus können spezielle Dispersions-Kontrastmittel zum Zwecke der lokalen Erzeugung oder Verstärkung der Dispersion verwendet werden. Die auf dieser Basis sich aufbauende Klasse von Meßverfahren wird mit "rotating frame dispersion imaging and localized rotating frame dispersion relaxometry an spectroscopy (RODI & RODY)" bezeichnet. Das Spin- Locking kann sowohl vom Typ "in Resonanz" (vergleiche Ref. 6) wie vom Typ "außer Resonanz" (vergleiche Ref. 7) sein. Der Vorteil des hier in die Tomographie eingeführten "Außer- Resonanz"-Verfahrens liegt in den vergleichsweise geringen Anforderungen an, die während des Spin-Lockens eingestrahlte Hochfrequenzleistung. Spin- Lock-Verfahren der genannten Art können durch folgenden Formalismus beschrieben werden:

Die Abweichung der Frequenz ω_sl des Spin-Lock-Impulses von der Resonanzfrequenz ω₀ sei

Δω = ω_sl - ω₀ (1)

so daß die effektive Frequenz im rotierenden Bezugssystem durch

gegeben ist. Dabei entspricht ω₁ der (magnetischen) Amplitude B₁^sl der eingestrahlten Hochfrequenz während des Spin-Lockens gemäß

ω₁ = γB₁^sl (3)

γ₁ ist das gyromagnetische Verhältnis der untersuchten Kernsorte. B_eff ist das effektive Magnetfeld im rotierenden Bezugssystem.

Die Spin-Gitter-Relaxationsrate unter Spin-Lock-Bedingungen "in" bzw. "außer" Resonanz ist dann näherungsweise gegeben durch

Der Winkel Φ ist durch

gegeben. Insbesondere entspricht Φ=90° dem Spin-Lock-Experiment "in Resonanz", während Φ=0° den Grenzfall des normalen Spin-Gitter-Relaxationsexperiments ohne Spin-Locking angibt. T₁_ρ(0) kann durch die transversale Relaxationszeit T₂ angenähert werden. τ_c ist die Korrelationszeit der Wechselwirkung, die die Relaxation der Spins verursacht, τ_c wird durch Prozesse der molekularen Bewegung, des chemischen Austausches sowie durch Spin-Umklappvorgänge vorgegeben.

Die ω_eff-Abhängigkeit von T₁_ρ wird nach Gleichung 4 von τ_c bestimmt und äußert sich als "echte" Dispersion. Zum anderen ändert die magnetische Suszeptibilität das magnetische Lokalfeld und damit ω₀. Hiervon wird vor allem der Winkel Φ sehr empfindlich beeinflußt, so daß es zu einer "scheinbaren" Dispersion kommt. Beide Phänomene können für die Kontrastbildung in der Bildgebung ausgenützt werden. Im folgenden wird nur noch verallgemeinert von "T₁_ρ-Dispersion" gesprochen, unabhängig davon, ob die Änderung von T₁_ρ mit ω_eff eine Änderung in der eigentlich Spin-Gitter-Relaxation im rotierenden Koordinatensystem bewirkt oder durch einen anderen Parameter in die effektiv wirksame Spin-Gitter-Relaxation eingeht (siehe insbesondere Gleichung 4).

Die einfachste Definition eines entsprechenden Kontrastparameters für die Bildgebung ist die mittlere Steigung der Dispersion, die man als Differenzquotient bei zwei vorgewählten ω_eff erhält:

Praktisch reicht es jedoch meistens aus, zwei Bilder aufzunehmen, die lediglich mit T₁_ρ(ω_eff) bei verschiedenen effektiven Kreisfrequenzen ω_eff ⁽¹⁾ und ω_eff ⁽²⁾ gewichtet sind. Die Differenz der von der Spin-Lock-Dauer τ_sl abhängigen Pixelintensitäten I(τ_sl) schließt dann die Information bezüglich der T₁_ρ-Dispersion ein. Der Kontrastparameter ist in diesem Fall

I(0) ist die Pixelintensität, die der Spin-Lock-Dauer τ_sl=0 entspricht. Für kurze Spin-Lock-Intervalle kann diese Gleichung linear durch

angenähert werden. ΔT₁_p ist die Differenz der Relaxationszeiten bei den Werten ω_eff ⁽²⁾ und ω_eff ⁽¹⁾. In p_ρ oder p_ρ′ Bildern werden alle Gebiete mit verschwindender T₁_ρ-Dispersion unterdrückt. Selbstverständlich können auch andere Kontrastparameter als p_ρ oder p_ρ′ definiert und aus der T₁_ρ-Dispersion abgeleitet werden.

Im folgenden werden einige Ausführungsformen der Erfindung beschrieben. In anderem Zusammenhang bereits dargestellte Hochfrequenzimpulsgruppen zur Erzeugung des spin-gelockten Zustands "in" und "außer" Resonanz sind in den Abb. 1 bzw. 2 gezeigt. Hochfrequenzimpulse dieser oder ähnlicher Art dienen zur Anregung der Transversalmagnetisierung, die letztlich zu raumabhängigen Signalen führt.

Die "in-Resonanz"-Version in Abb. 1 stellt einen für sich bereits schichtselektiven SLISE-Impuls dar, wie er in der Patentanmeldung P 39 08 392.6 angegeben wurde. Er besteht aus einem 90°-Impuls und einem dazu 90° phasenverschobenen Spin-Lock-Impuls sowie einem gleichzeitig anliegenden, schichtselektiven Feldgradientenimpuls. Die "außer-Resonanz"-Version in Abb. 2 besteht aus einem 180°-Impuls, einem Spin-Lock-Impuls beliebiger Phase und einem 90°-Leseimpuls ebenfalls beliebiger Phase.

Abb. 3 zeigt eine Ausführung einer Impulssequenz zur volumenselektiven Bestimmung von T₁_ρ(ω_eff). Die Hochfrequenzimpulse (RF) sind durch den Buchstaben P mit verschiedenen Indices gekennzeichnet. Der Inversionsimpuls P_I und der Spin-Lock-Impuls P_sl stimmen mit den entsprechenden Impulsen in Abb. 2 überein. Dagegen wurde nun der Leseimpuls durch die Impulssequenz eines Volumenselektionsverfahrens ersetzt. Im gezeigten Beispiel entsprechen die schichtselektiven Impulse P₁, P₂, P₃ den Impulsen des VOSY-Verfahrens, wie es in Ref. 9 und Ref. 10 beschrieben wird. Die optimalen Flipwinkel der Impulse hängen von der Art der nachzuweisenden Spinsysteme ab (siehe Ref. 10). Zusätzlich ist ein optionaler Sättigungsimpuls P_S zum Beispiel zur Unterdrückung des oft unerwünschten Wassersignals eingezeichnet. Die Signale werden im Akquisitionsintervall (AQ) aufgenommen. Beim "In-Resonanz"-Verfahren werden die Impulse P_I, P_sl und P₁ durch einen schichtselektiven SLISE-Impuls nach Abb. 1 ersetzt.

Die Feldgradientenimpulse in den drei Raumrichtungen sind in Abb. 3 durch den Buchstaben G mit den entsprechenden Indices gekennzeichnet. Diese Impulse dienen zur Schichtselektion (Symbol ), zur Dephasierung unerwünschter Kohärenzen (Symbol ∆) und zur Austarierung der Echobildungsintervalle (Symbol ).

Durch Variation von ω_eff bzw. ω₁ kann die T₁_p-Dispersion lokal und spektral aufgelöst gemessen werden, so daß sich die Möglichkeit der Materialcharakterisierung in dieser Hinsicht ergibt.

Abb. 4 zeigt Meßdaten, die mit den "In"- und "Außer-Resonanz"-Versionen der Impulssequenz Abb. 3 gewonnen wurden. Als Probe wurde ¹⁷O angereichertes Wasser verwendet. Im Fall der "In-Resonanz"-Daten entspricht die horizontale Achse ν₁=ω₁/(2π), die vertikale Achse T₁_ρ ^on≡T₁_ρ(ν₁). Die "Außer-Resonanz"-Daten T₁_ρ ^off≡T₁_ρ(0)1+ω_eff²τ_c²) (siehe Gl. 4) sind gegen ν_eff=ω_eff/(2π) aufgetragen. Die Übereinstimmung der mit den verschiedenen Verfahren gewonnenen Daten demonstriert die Zuverlässigkeit der volumenselektiven Methoden.

Abb. 5 zeigt die Hochfrequenz- (RF) und Feldgradientenimpulse für eine Ausführung der T₁_ρ-Dispersionsbildgebung nach dem "Außer-Resonanz"-Verfahren. Der erste Inversionsimpuls (gekennzeichnet durch π), der nachfolgende Spin-Lock-Impuls (gekennzeichnet durch SL) und der (schichtselektive) Leseimpuls (gekennzeichnet durch π/2) entsprechen den in Abb. 2 gezeigten Impulsen. Der zweite 180°-Impuls dient zur Erzeugung eines Spinechos, das im Akquisitionsintervall (AQ) als Signal aufgenommen wird. Bei der gezeigten Ausführung zur zweidimensionalen Bildgebung wird zunächst eine Schicht mit Hilfe des Schichtselektionsgradienten G_s ausgewählt. Die Bildinformation in den in der Schicht liegenden zwei Raumrichtungen werden mit Hilfe der Gradienten G_p phasenkodiert bzw. mit dem Lesegradienten G_r frequenzkodiert. Bei Ausführungsformen der dreidimensionalen Bildgebung wird der Schichtselektionsgradient durch einen weiteren Phasenkodierungsgradienten für die entsprechende Raumrichtung ersetzt. Bei dem gezeigten Ausführungsbeispiel erfolgt die Bildrekonstruktion nach dem Fouriertransformationsverfahren.

Bei den "In-Resonanz"-Varianten werden die ersten drei Hochfrequenz- Impulse in Abb. 5 durch Impulse entsprechend Abb. 1 ersetzt. Im zweidimensionalen Fall können diese mit einem Gradientenimpuls nach dem SLISE- Verfahren zur Schichtanregung ergänzt werden. Bei der dreidimensionalen Bildgebung wird analog zu oben der Schichtselektionsgradient durch einen weiteren Phasenkodierungsgradienten ersetzt.

Die T₁_ρ-Dispersions-Bildgebung basiert auf der Aufnahme von mindestens zwei Bildern bei verschiedenen ω_eff- bzw. ω₁-Werten. Aus diesen Bildern wird im einfachsten Fall durch Differenzbildung das T₁_ρ-Dispersions-Bild wie oben beschrieben gewonnen.

Abb. 6 zeigt Testbilder zur T₁_ρ-Dispersionsmeßtechnik. Als Phantomproben wurden zwei wassergefüllte Röhrchen verwendet. Durch Anreichern mit ¹⁷O und Einstellen geeigneter pH-Werte konnte erreicht werden, daß eine Probe (Im Bild rechts) eine T₁_p-Dispersion aufweist (siehe Abb. 4), während bei der anderen Probe (im Bild links) T₁_ρ unabhängig von ω_eff ist. In Abb. 6a ist ein T₁_ρ-gewichtetes Bild ohne weitere Maßnahmen zur Kontrastierung dargestellt. Beide Proben sind sichtbar. Im Unterschied dazu zeigt Abb. 6b ein T₁_ρ-Dispersionsbild, das durch Differenzbildung gemäß Gl. 7 für p_ρ′ gewonnen wurde. Ohne jegliche Graustufenfilterung nach dem Nachweis wurde das Bild der Probe ohne T₁_ρ-Dispersion vollständig unterdrückt. Die Meßparameter bei der Datenaufnahme waren ν₁⁽¹⁾ = Δν⁽¹⁾ = 165 Hz, ν₁⁽²⁾ = Δν⁽²⁾ = 620 Hz, τ_sl = 100 ms.

Abb. 7 zeigt schließlich ein T₁_ρ-gewichtetes Bild (a) und ein T₁_ρ-Dispersionsbild einer lebenden Maus mit einem Tumor am rechten Hinterbein. Die Bilder zeigen Querschnitte durch den Unterleib und die Oberschenkel, wobei die Maus auf dem Rücken liegt, so daß der Tumor links erscheint. Der Maus wurde einige Tage vor der Bildaufnahme das elektronenparamagnetische Kontrastmittel MnTPPS4 injiziert. Im Tumor ergibt sich dadurch eine Anreicherung dieses Stoffes. Analog zu Abb. 6b sind im T₁_ρ-Dispersionsbild (p_ρ′) Abb. 7b alle Regionen, die wenig Kontrastmittel enthalten und demzufolge keine T₁_ρ-Dispersion aufweisen, vollkommen unterdrückt. Während bei Bild 7a, das nur T₁_ρ-gewichtet ist, die Differenzierung des Tumors nur über die Morphologie erfolgen kann, genügen schon Zusätze von Kontrastmittel, die sonst keinen deutlichen Einfluß auf die Bildgebung haben, um die interessierenden Regionen praktisch hundertprozentig abzuheben. Bei den Bildern wurde wiederum keinerlei Graustufenunterdrückung nach dem Nachweis angewendet. Die Meßparameter bei der Datenaufnahme waren ν₁⁽¹⁾ = Δν⁽¹⁾ = 500 Hz, ν₁⁽²⁾ = Δν⁽²⁾ = 1670 Hz, τ_sl = 40 ms.

Die mit der Erfindung erzielbaren Vorteile bestehen insbesondere darin, daß bisher nicht zugängliche, materialcharakterisierende Informationen erschlossen werden können. Die Informationen können als Bildkontraste oder als volumenselektiv aufgenommene Meßdaten dargestellt werden. Es entsteht kein zusätzlicher Meßaufwand in nennenswertem Umfang. Bei Verwendung von Kontrastmitteln wird deren Einfluß drastisch verstärkt bzw. die erforderliche Applikationsdosis erheblich reduziert. Die vorgestellte Meßtechnik legt gleichzeitig die Möglichkeit offen, andersartige zum Beispiel suszeptibilitätswirksame Kontrastmittel zu entwickeln. Die RODI & RODY-Meßverfahren können mit allen gängigen Methoden zur Bildgebung bzw. volumenselektiven Messung auf der Grundlage der magnetischen Resonanz verknüpft werden.

Referenzen

1. P. Mansfield and P. G. Morris, NMR Imaging in Biomedicine, Academic Press, New York, 1982.
2. P. G. Morris, Nuclear Magnetic Resonance Imaging in Medicine and Biology, Clarendon Press, Oxford, 1986.
3. A. Haase, J. Frahm, D. Matthaei, W. Hänicke, and K.-D. Merboldt, J. Magn. Reson. 67, 258 (1986).
4. R. E. Sepponen, J. A. Pohjonen, J. T. Sipponen, and J. I. Tanttu, J. Comp. Assist. Tomography 9, 1007 (1985).
5. E. Rommel and R. Kimmich, Magn. Reson. Med., im Druck (1989).
6. D. C. Look and I. J. Lowe, J. Chem. Phys. 44, 2995 (1966).
7. B. A. Cornell and J. M. Pope, J. Magn. Reson. 16, 172 (1974).
8. Patentanmeldung beim Deutschen Patentamt, Aktenzeichen P 39 08 392.6.
9. R. Kimmich and D. Hoepfel, J. Magn. Reson. 72, 379 (1987).
10. R. Kimmich, E. Rommel, A. Knüttel, J. Magn. Reson. 81, 333 (1989).

Claims

1. Verfahren zur Tomographie auf der Grundlage der magnetischen Resonanz, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalaufnahme ein Intervall vorgeschaltet wird, in dem das sogenannte "Spin-Locking außerhalb der Resonanz" der Magnetisierung angewendet wird, wobei die Kontraste des Bildes dadurch gebildet werden, daß Signale bei mehreren effektiven Frequenzen während des Spin-Locking aufgenommen werden und die Differenz der Signale als Bildkontraste dargestellt werden.

2. Verfahren zur lokalisierten Relaxometrie bzw. lokalisierten Spektroskopie der magnetischen Resonanz, dadurch gekennzeichnet, daß der Signalaufnahme ein Intervall vorgeschaltet wird, in dem das sogenannte "Spin- Locking außerhalb der Resonanz" der Magnetisierung angewendet wird, wobei Signale bei mehreren effektiven Frequenzen während des Spin-Locking aufgenommen werden und die Frequenzabhängigkeit der Spin-Gitter-Relaxationszeit im rotierenden Bezugssystem des Gesamtsignals bzw. der aufgelösten Spektrallinien als materialcharakterisierende Information dargestellt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das effektive Feld während des Spin-Locking von der Richtung der zu lockenden Magnetisierung abweicht.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß elektronenparamagnetische Kontrastmittel verwendet werden.

5. Verfahren nach Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß XTPPS4 als Kontrastmittel verwendet wird, wobei X für Mangan oder ein anderes paramagnetisches Element steht und TPPS4 die Abkürzung für Tetra-phenyl- (p-Sulfonatophenyl)-Porphyrin ist.

6. Verfahren nach Anspruch 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß diamagnetische Kontrastmittel verwendet werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß ¹⁷O angereicherte Verbindungen wie zum Beispiel Wasser verwendet werden.

8. Verfahren nach Anspruch 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die zu lockende Magnetisierung durch einen Hochfrequenzimpuls mit dem Flipwinkel 180° oder einem anderen Flipwinkel präpariert wird.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Phase des eingestrahlten Hochfrequenzfelds während des Spin-Locking mit der Präzessionsphase der Magnetisierung übereinstimmt.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Phase des eingestrahlten Hochfrequenzfelds während des Spin-Locking von der Präzessionsphase der Magnetisierung abweicht.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7 und 10, dadurch gekennzeichnet, daß die zu lockende Magnetisierung durch vollständigen schnellen adiabatischen Resonanzdurchgang präpariert wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7 und 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die zu lockende Magnetisierung durch eine Editierungsimpulssequenz oder eine Polarisationstransfersequenz oder durch die sogenannte dynamische Polarisation präpariert wird.

13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß Signalbeiträge bestimmter Resonanzlinien durch Sättigungsimpulse oder durch Selektivanregungsimpulse unterdrückt werden.

14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß spektroskopische und räumliche Dimensionen kombiniert im Bild dargestellt werden.

15. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß kleine Flipwinkel der Hochfrequenz-Anregung verwendet werden, wobei die Repetitionszeit zwischen den Durchgängen für verschiedene Spin-Locking-Dauern bzw. verschiedene effektive Felder während des Spin- Locking kleiner als die Spin-Gitter-Relaxationszeit gehalten wird.

16. Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Spin-Locking-Impuls dadurch, daß ein magnetischer Feldgradient angelegt wird, gleichzeitig zur Schichtselektion verwendet wird.