DE19521660A1

DE19521660A1 - Magnetresonanz(MR)-Angiographie in einem Niederfeld-Bildgebungsmagneten

Info

Publication number: DE19521660A1
Application number: DE19521660A
Authority: DE
Inventors: Charles Lucian Dumoulin; Robert David Darrow
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1994-06-23
Filing date: 1995-06-14
Publication date: 1996-01-04
Also published as: US5479925A; JPH08168473A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf die medizinische Bildgebung von Blutgefäßen und insbesondere auf die Verwen dung von Magnetresonanz, um eine derartige Bildgebung zu erhalten.

Angiographie oder die Bildgebung von Gefäßstruktu ren ist sehr nützlich bei diagnostischen und therapeuti schen medizinischen Verfahren. Bei der Röntgen-Angiographie wird eine Menge von für Röntgenstrahlen undurchlässiger Flüssigkeit in das interessierende Gefäß durch eine inva sive Vorrichtung eingebracht, die in das Gefäß eingeführt wird. Während die Menge in dem Gefäß ist, wird eine Reihe von Röntgenbildern erhalten, die die Röntgenstrahlen absor bierende Flüssigkeit hervorheben.

Die Röntgen-Angiographie hat mehrere signifikante Risiken für den Patienten. Beispielsweise kann die für Röntgenstrahlen undurchlässige Flüssigkeit unbequeme und nachteilige Reaktionen in dem Patienten hervorrufen. Zwar sind konventionelle Röntgen-Fluoreskope so ausgelegt, daß sie die Röntgendosis minimieren, aber einige Verfahren kön nen sehr lang sein und die akkumulierte Röntgendosis für das Subjekt kann signifikant werden. Die Langzeitbestrah lung des betroffenen medizinischen Personals ist sogar von noch größerer Bedeutung, da sie regelmäßig an diesen Ver fahren teilnehmen. Infolgedessen ist es wünschenswert, die Röntgendosis während dieser Verfahren zu reduzieren oder zu eliminieren.

Magnetresonanz (MR)-Bildgebungsverfahren für die Bildgebung von Gefäßstrukturen sind kürzlich verfügbar ge worden. MR Angiographie wird mit einer Vielfalt von Metho den durchgeführt, die alle auf einer von zwei Grunderschei nungen basieren. Die erste Erscheinung entsteht aus Ände rungen in der longitudinalen Spinmagnetisierung, wenn sich Blut von dem einen Bereich des Patienten zum anderen be wegt. Verfahren, die Nutzen aus dieser Erscheinung ziehen, sind als "In-Strömungs-" oder "Laufzeit"-Verfahren bekannt geworden. Ein üblicherweise verwendetes Laufzeitverfahren ist die dreidimensionale Laufzeit-Angiographie. Bei diesem Verfahren wird ein interessierender Bereich mit einer rela tiv kurzen Wiederholungszeit TR und einem relativ starken Anregungs-Hochfrequenz (HF) Puls abgebildet. Dies führt dazu, daß die MR Spins in dem Sichtfeld gesättigt werden und schwache MR Antwortsignale ergeben. In das Sichtfeld strö mendes Blut tritt jedoch in einem vollständig entspannten Zustand ein. Infolgedessen gibt dieses Blut ein relativ starkes MR Antwortsignal, bis es ebenfalls gesättigt wird. Infolge der Natur der Blutgefäßedetektion mit Laufzeitver fahren kann das stationäre Gewebe, das das Gefäß umgibt, nicht vollständig unterdrückt werden. Darüber hinaus wird sich langsam bewegendes Blut und Blut, das zu lange in dem abgebildeten Volumen gewesen ist, gesättigt und schlecht abgebildet.

Ein zweiter Typ der MR Angiographie basiert auf der Induzierung von Phasenverschiebungen in der Spin-Quermagne tisierung. Diese Phasenverschiebungen sind direkt propor tional zur Geschwindigkeit und werden durch strömuungsko dierende Magnetfeld-Gradientenpulse hervorgerufen. Phasen empfindliche MR Angiographie-Verfahren nutzen diese Phasenverschiebungen, um Bilder hervorzurufen, in denen die Pixelintensität eine Funktion der Blutgeschwindigkeit ist. Während die phasenempfindliche MR Angiographie eine lang same Strömung in komplizierten Gefäßgeometrien einfach de tektieren kann, so detektiert sie auch jedes sich bewegende Gewebe in dem Sichtfeld. Infolgedessen haben phasenempfind liche MR Angiogramme des Herzens Artefakte, die aus dem sich bewegenden Herzmuskel und den sich bewegenden Blutmen gen in den Herzkammern resultieren.

In der konventionellen MR Bildgebung bewirkt eine Inhomogenität des statischen Magnetfeldes, das durch den Hauptmagneten erzeugt ist, eine Verzerrung in dem Bild. Deshalb muß ein Hauptmagnet Homogenität über einem großen Bereich haben.

Je stärker das statische Magnetfeld ist, das durch den Hauptmagneten hervorgerufen ist, desto besser ist auch das Signal/Rausch-Verhältnis, wobei alle anderen Faktoren gleich sind. Typisch sind diese Hauptmagneten aus einem su praleitenden Material hergestellt gewesen, das sehr nied rige Temperaturen erfordert, und auch alle damit im Zusam menhang stehenden Unterstützungseinrichtungen. Dies kann sehr teuer werden.

Es gibt auch das Problem der Abschirmung eines großen Hochfeldmagneten. Es sind vollständige Abschirmungs räume konstruiert worden, um die Wirkungen des Magnetfeldes auf nahegelegene Bereiche und Geräte zu verringern.

Gegenwärtig gibt es einen Bedarf für ein System, um Angiographie hoher Qualität von einem gewählten Gefäß ohne die Risiken der Aussetzung gegenüber ionisierender Strah lung und für Röntgenstrahlen undurchlässiger Kontrastinjektionen zu erhalten, und ohne die Probleme, die mit einem starken Hochfeld-Hauptmagneten verbunden sind.

Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine Einrichtung und ein Verfahren zur Abbildung gewählter Blutgefäße unter Verwendung von Magnetresonanz ohne das Erfordernis für einen homogenen Hochfeld-Bildgebungsmagneten zu schaffen.

Es ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, eine Einrichtung und ein Verfahren zur MR Angiographiesystem zu schaffen, die einfacher als bekannte Einrichtungen und Ver fahren sind.

Erfindungsgemäß wird ein Strömungsmittel bzw. Fluid durch einen kleinen polarisierenden Hochfeldmagneten gelei tet, bevor es in einen Katheter injiziert wird, der in ein Gefäß von einem Patienten eingeführt ist. Um maximale Pola risation zu erzielen, wird dafür gesorgt, daß das Fluid in dem polarisierenden Feld länger als mehrere T1 Perioden verbleibt. Das polarisierte Fluid wird dann schnell in den Patienten injiziert. MR Bilder werden von dem polarisierten Fluid mit einem MR System hervorgerufen, das Hochfrequenz- und Magnetfeld-Gradientenspulen und einen weniger starken Bildgebungsmagneten für das statische Feld aufweist. Das Gesamtsystem erfordert eine viel kleinere Leistung zum Funktionieren als ein übliches Hochfeld-Bildgebungssystem und verwendet einen einfacheren und billigeren statischen Bildgebungsmagneten, der ein widerstandsbehafteter oder ein Permanentmagnet an Stelle eines supraleitenden Magneten sein kann.

Die Erfindung wird nun mit weiteren Merkmalen und Vorteilen anhand der Beschreibung und Zeichnung von Ausfüh rungsbeispielen näher erläutert.

Fig. 1 ist eine perspektivische Darstellung von einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung im Betrieb, wobei ein Gefäß-selektives Angiogramm von einem Subjekt er halten wird.

Fig. 2 ist eine perspektivische Darstellung von einem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung im Betrieb, wobei ein Gefäß-selektives Angiogramm von einem Subjekt er halten wird.

Fig. 3 ist ein Blockdiagramm von einem Gefäß-se lektiven MR Bildgebungssystem, das zur MR Angiographie ge mäß der Erfindung geeignet ist.

In Fig. 1 ist ein Subjekt 100 auf einem Tragetisch 110 angeordnet und befindet sich in einem homogenen Magnet feld, das durch einen Magneten 125 erzeugt wird, der in ei nem Magnetgehäuse 120 eingeschlossen ist. In diesem Ausfüh rungsbeispiel haben der Magnet 125 und das Magnetgehäuse 120 eine zylindrische Symmetrie und sind in zwei Hälften geschnitten gezeigt, um die Position des Subjektes 100 zu verdeutlichen. Ein Bereich von Interesse in dem Subjekt 100 ist etwa in der Mitte der Bohrung des Magneten 125 angeord net. Das Subjekt 100 ist von einem Satz zylindrischer Ma gnetfeld-Gradientenspulen 130 umgeben, die Magnetfeldgradi enten von vorbestimmter Stärke zu vorbestimmten Zeiten ge mäß vorbestimmten MR Pulssequenzen hervorrufen, die später beschrieben werden. Die Gradientenspulen 130 sind in der Lage, gepulste Magnetfeldgradienten in drei zueinander or thogonalen Richtungen zu erzeugen. Wenigstens eine Hochfre quenz(HF)Spule 140 (in Fig. 1 ist nur eine gezeigt) umgibt ebenfalls den interessierenden Bereich des Subjektes 100. In Fig. 1 hat die HF Spule 140 eine zylindrische Form mit einem ausreichenden Durchmesser um das gesamte Subjekt zu umschließen. Andere Geometrien, wie beispielsweise kleinere Zylinder, die speziell gestaltet sind für die Bildgebung des Kopfes oder einer Extremität, können in alternativen Ausführungsbeispielen verwendet werden. Es können auch nicht-zylindrische HF Spulen, wie beispielsweise Oberflä chenspulen verwendet werden. Die HF Spule 140 strahlt Hoch frequenzenergie in das Subjekt 100 zu vorbestimmten Zeiten und mit genügender Leistung bei einer vorbestimmten Fre quenz, um eine Population von magnetischen Spins, die nach folgend als "Spins" bezeichnet werden, des Subjektes 100 in bekannter Weise zu nutieren. Die HF Spule 140 kann auch als ein Empfänger wirken, der die MR Antwortsignale detektiert, die durch Nutation stimuliert werden, wenn dies erwünscht ist.

Die Nutation der Spins bewirkt, daß sie bei der Larmor-Frequenz schwingen. Die Larmor-Frequenz für jedes Spin ist direkt proportional zur Stärke des Magnetfeldes, das von dem Spin erfahren wird. Diese Feldstärke ist die Summe des statischen Magnetfeldes, das durch den Magneten 125 erzeugt wird, und des lokalen Feldes, das durch die Ma gnetfeld-Gradientenspule 130 erzeugt wird.

Fluid in einem Fluidreservoir 151 wird durch einen polarisierenden Magneten 155 durch eine Pumpe 153 geleitet, wenn dies gewünscht wird.

Der polarisierende Magnet 155 ist ein supraleiten der Magnet, der mit relativ schlechter Homogenität arbei tet, aber mit einem möglichst hohen Feld. Konstruktionen, in denen die Feldstärke sich 15 Tesla oder mehr annähert, sollten möglich sein. Der Magnet sollte vollständig abge schirmt sein, um zu verhindern, daß magnetische Streufelder die Umgebung stören. Diese Abschirmung kann mit einer akti ven Unterdrückungsspule erreicht werden, die die interne Hauptspule umgibt, oder sie kann dadurch erreicht werden, daß eine supraleitende Abschirmung um die Magnetspule herum hervorgerufen wird. Da der polarisierende Magnet 155 keine besondere Homogenität haben muß und aufgrund seiner kleinen Größe sollte der Magnet beträchtlich billiger sein als exi stierende MR Bildgebungsmagnete.

Das polarisierte Fluid wird dann durch einen Kathe ter 150 in das Subjekt 100 injiziert, wo es unter Verwen dung konventioneller MR Bildgebungsverfahren benutzt wird.

Das Fluid, das in das Subjekt 100 durch den Kathe ter 150 injiziert wird, sollte den höchstmöglichen Betrag an Polarisation haben, wenn es die Gefäße erreicht. Infol gedessen sollte das polarisierende Feld des polarisierenden Magneten 155 hoch sein. Weiterhin sollte das Fluid in dem polarisierenden Feld für einen Zeitraum gelassen sein, der größer als die fünffache Zeit des T1 des Fluids ist, um volle Magnetisierung zu erreichen. Wenn das Fluid den pola risierenden Magneten 155 verläßt, wird es beginnen, die Po larisation mit einer Halbwertszeit gleich seinem T1 zu ver lieren. Infolgedessen ist es wünschenswert, das Fluid so schnell wie möglich an den Patienten zu liefern. Dies kann dadurch geschehen, daß die Länge des Katheters minimiert und die Strömungsgeschwindigkeit maximiert wird.

Das Fluid in dem Fluidreservoir 151 sollte ein ge wähltes T1 haben, das so lang wie möglich ist, um die Größe der Polarisation zu maximieren, die in die Gefäße des Pati enten geliefert wird. Auswahlmöglichkeiten für das Fluid sind:

1) physiologische Salzlösung;
2) Blut, das zuvor von dem Patienten erhalten

wurde;

3) gesundes Blut oder Plasma von einem Spender;
4) Blutersatz, wie beispielsweise fluoridierte Koh lenwasserstoffe, die Sauerstoff an Gewebe liefern können; und
5) Blut, das von dem Patienten umgewälzt ist.

Das Bildgebungssystem hat die gleichen Elemente, wie ein konventionelles MR Bildgebungssystem, sie funktio nieren jedoch unterschiedlich. Ein statisches Magnetfeld von einem Hauptbildgebungsmagneten, wie er bei 125 in Fig. 1, 3 gezeigt ist, sollte extrem schwach (beispielsweise 0,1 Tesla) sein, um zu verhindern, daß Signale von "stationärem" Gewebe und ungewünschte Blutmengen zu dem an giographischen Bild beitragen. Ein kleiner Hochfeld-Polari sationsmagnet 155 und ein großer Niederfeld-Hauptmagnet an stelle eines großen Hochfeld-Hauptmagneten senken stark die Kosten des Systems.

Der HF Sender 930 und der HF Empfänger 940 des in Fig. 3 gezeigten MR Systems würden modifiziert, um mit dem Niederfeldmagneten kompatibel zu sein, damit er bei einer Larmor-Frequenz entsprechend der Stärke des Magneten 125 (z. B. 4,26 MHz in einem 0,1T Magnetfeld) schwingt.

In einem alternativen Ausführungsbeispiel könnte der abbildende Magnet 125 ein Elektromagnet sein, der durch einen Verstärker ähnlich dem Verstärker 910 gespeist wird. Ein derartiges System soll in der Lage sein, ein gepulstes homogenes Feld von 30 Gauss (Larmor-Frequenz = 128 KHz) hervorzurufen. Abgeschirmte Gradientenspulenkonstruktionen sind mit der vorliegenden Erfindung unnötig, die einen Niederfeld-Hauptmagneten 125 verwendet (obwohl man immer noch wünscht, daß eine Störung mit nahegelegenen Geräten verhindert wird).

Das HF Untersystem 930 und die HF Spule 140 gemäß der vorliegenden Erfindung üben die gleichen Funktionen aus wie ein HF Untersystem von einer konventionellen MR Bildge bungsvorrichtung. Da jedoch die Larmor-Frequenz sehr nied rig ist, sind HF Spulenkonstruktionen mit Resonanzfrequen zen erforderlich, die der Larmor-Frequenz vergleichbar sind. Bei diesen kleineren Frequenzen ist eine sehr kleine HF Sendeleistung erforderlich, was ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist.

Eine Steuereinrichtung 900 liefert Steuersignale an Magnetfeld-Gradientenverstärker 910. Diese Verstärker spei sen Magnetfeld-Gradientenspulen 130, die in dem Magnetman tel 120 angeordnet sind. Die Gradientenspulen 130 können Magnetfeldgradienten in drei zueinander orthogonalen Rich tungen erzeugen.

Die Steuereinrichtung 900 erzeugt Signale, die ei nem Sender 930 zugeführt werden, um HF Pulse bei einer oder mehr vorbestimmten Frequenzen und mit geeigneter Leistung zu erzeugen, um gewählte Spins innerhalb der HF Spule 140 zu nutieren, die in der Bohrung des Magneten 125 angeordnet ist.

MR Antwortsignale werden durch die HF Spule 140 ab getastet, die mit dem Empfänger 940 verbunden ist. Da das Fluid aus dem Fluidreservoir 151 durch den polarisierenden Magneten 155 geleitet worden ist, erhält es eine signifi kant größere longitudinale Magnetisierung M_T als "Spins", die nur dem Niederfeldmagneten 125 ausgesetzt sind. Infolgedessen weisen "Spins", wenn sie durch die HF Pulse nutiert sind und durch den polarisierenden Magneten 155 ge leitet worden sind, eine größere transversale Magnetisie rung M_T auf und erzeugen deshalb ein viel größeres MR Ant wortsignal. Der Empfänger 940 verarbeitet die MR Antwortsi gnale durch Verstärken, Demodulieren, Filtern und Digitali sieren. Die Steuereinrichtung 900 sammelt auch die Signale von dem Empfänger 940 und leitet sie zu einer Rechenein richtung 950, wo sie verarbeitet werden. Die Recheneinrich tung 950 führt eine Fourier-Transformation an den Signalen aus, die von der Steuereinrichtung 900 empfangen werden, um ein MR Bild zu kreieren. Das von der Recheneinrichtung 950 kreierte Bild wird auf einer Bilddisplayeinrichtung 180 dargestellt.

Im Vergleich zur konventionellen Bildgebung erfah ren MR Antwortsignale von "Spins", die nicht durch den po larisierenden Magneten 155 geleitet sind, ein 0,1T Magnet feld, 15 mal weniger als dasjenige, das von einem konven tionellen 1,5T MR Bildgebungssystem ausgeübt wird. Ein 10T Polarisierungsmagnet 155 erzeugt 6,67 mal mehr Polarisation als ein konventioneller 1,5T Hauptmagnet für Fluid 151, das durch den Polarisationsmagneten 155 hindurchgetreten ist. Deshalb würde die MR Signaldifferenz oder der Kontrast zwi schen polarisierten und nicht-polarisierten "Spins" in der Größenordnung des 100fachen liegen.

Ein anderes Ausführungsbeispiel der Erfindung, das in Fig. 2 gezeigt ist, besteht darin, den Teil des Subjek tes 100 in einem polarisierenden Magneten 155 anzuordnen, um die Polarisation in dem Fluid 151 zu maximieren, das dem Gefäßbaum notfalls durch eine Pumpe 153 zugeführt wird. Hier ist der Katheter 150 in den Arm des Subjektes 100 ein geführt. Der Katheter 150 und der Arm des Subjektes werden dann in den polarisierenden Magneten 155 eingebracht. Die Strecke, die das polarisierte Fluid bis zu dem Gefäßbaum wandern muß (und infolgedessen die Zeit, während der Pola risation verlorengehen kann) ist stark verkürzt. Konventio nelle MF Bildgebungspulssequenzen, die bei der Erzeugung von Angiogrammen verwendet werden, sind mit der vorliegen den Erfindung kompatibel; infolgedessen arbeiten sowohl laufzeit- als auch phasenempfindliche Verfahren gut.

Das in Fig. 3 angegebene MR System kann auch für die Erzeugung von konventionellen MR Bildern verwendet wer den, wie es für den Fachmann bekannt ist. Empfangene MR Antwortsignale werden entweder von der gleichen HF Spule detektiert, die durch den Sender verwendet ist, oder von einer Oberflächenspule unabhängig von der Spule, die durch den Sender gespeist wird.

Claims

1. Magnetresonanz(MR)-Bildgebungseinrichtung zum Erhalten Ge fäß-selektiver MR Angiographiebilder von einem Subjekt, enthaltend:

a) einen Niederfeld-Bildgebungsmagneten zum Anlegen eines im wesentlichen gleichförmigen Magnetfeldes über das Subjekt,
b) einen Hochfeld-Polarisierungsmagneten zum Polarisieren eines Kontrastfluids,
c) einen Katheter zum Leiten des polarisierten Kontrast fluids von dem Hochfeld-Polarisierungsmagneten in das Subjekt,
d) eine HF Sendeeinrichtung zum Senden von HF Energie in das Subjekt mit einer gewählten Dauer, Amplitude und Frequenz zum Nutieren des Kontrastfluids und von an derem Gewebe in dem Subjekt,
e) eine Gradienteneinrichtung zum Verändern der Amplitude des Magnetfelds in wenigstens einer räumlichen Dimen sion über der Zeit,
f) eine HF Empfangsspule zum Detektieren eines Satzes von MR Antwortsignalen von dem Kontrastfluid und anderem Gewebe in dem Subjekt,
g) eine Empfängereinrichtung, die mit der HF Empfangsspule verbunden ist, zum Empfangen der detektierten MR Ant wortsignale,
h) eine Recheneinrichtung zum Berechnen eines angiographi schen Bildes aus den detektierten MR Antwortsignalen,
i) eine Steuereinrichtung, die mit der HF Sendeeinrich tung, der Empfängereinrichtung, der Recheneinrichtung und der Gradienteneinrichtung verbunden ist, zum Akti vieren der HF Sendeeinrichtung, der Empfängereinrich tung, der Recheneinrichtung und der Gradienteneinrich tung jeweils gemäß einer vorbestimmten MR Pulssequenz und
j) eine Displayeinrichtung, die mit der Recheneinrichtung verbunden ist, zum Darstellen des berechneten angiographischen Bildes für einen Operator.

2. Magnetresonanz (MR) Bildgebungssystem zum Erhalten Gefäß selektiver MR Angiographiebilder von einem Subjekt, enthal tend:

a) einen Niederfeld-Bildgebungsmagneten zum Anlegen eines im wesentlichen gleichförmigen Magnetfeldes über das Subjekt,
b) einen Hochfeld-Polarisationsmagneten zum Aufnehmen ei nes Teils des Subjektes und von polarisierendem Gewebe und Fluids von dem Teil des Subjektes innerhalb des po larisierenden Magneten,
c) einen Katheter zum Leiten eines Kontrastfluids in das Subjekt, wobei der Katheter so angeordnet ist, daß das Kontrastfluid durch den polarisierenden Magneten und in einen Bereich des Subjektes strömt, der abgebildet wer den soll,
d) eine HF Sendeeinrichtung zum Senden von HF Energie in das Subjekt von einer gewählten Dauer, Amplitude und Frequenz zum Nutieren des Kontrastfluids und von an derem Gewebe in dem Subjekt,
e) eine Gradienteneinrichtung zum Verändern der Amplitude des Magnetfeldes in wenigstens einer räumlichen Dimen sion über der Zeit,
f) eine HF Empfangsspule zum Detektieren eines Satzes von MR Antwortsignalen aus dem Kontrastfluid und anderem Gewebe innerhalb des gewünschten Bildgebungsbereiches des Subjektes,
g) eine Empfängereinrichtung, die mit der HF Empfangsspule verbunden ist, zum Empfangen der detektierten MR Ant wortsignale,
h) eine Recheneinrichtung zum Berechnen eines angiographi schen Bildes aus den detektierten MR Antwortsignalen,
i) eine Steuereinrichtung, die mit der HF Sendeeinrich tung, der Empfängereinrichtung, der Recheneinrichtung und der Gradienteneinrichtung verbunden ist, zum Akti vieren der HF Sendeeinrichtung, der Empfängereinrich tung, der Recheneinrichtung und der Gradienteneinrich tung jeweils gemäß einer vorbestimmten MR Pulssequenz, und
j) eine Displayeinrichtung, die mit der Recheneinrichtung verbunden ist, zum Darstellen des berechneten angiogra phischen Bildes für einen Operator.

3. Verfahren zum Erhalten von Magnetresonanz (MR) -Angiographie bildern von einem Subjekt, enthaltend:

a) Anlegen eines im wesentlichen homogenen Magnetfeldes über das Subjekt,
b) Polarisieren eines Kontrastfluids, indem es durch einen Hochfeld-Polarisationsmagneten geleitet wird,
c) Leiten des Kontrastfluids aus dem polarisierenden Ma gneten und in ein gewähltes Gefäß des Subjektes,
d) Senden von HF Energie in das Subjekt mit einer gewähl ten Dauer, Amplitude und Frequenz, um eine Nutation des Kontrastfluids und von anderem Gewebe in dem Subjekt herbeizuführen,
e) Verändern der Amplitude des Magnetfelds in wenigstens einer räumlichen Dimension über der Zeit,
f) Detektieren eines Satzes von MR Antwortsignalen aus dem Kontrastfluid und anderem Gewebe in dem Subjekt,
g) Empfangen der detektierten MR Antwortsignale,
h) Berechnen eines angiographischen Bildes aus den detek tierten MR Antwortsignalen und
i) Darstellen des berechneten angiographischen Bildes für einen Operator.

4. Verfahren zum Erhalten Gefäß-selektiver MR Angiographiebil der von einem Subjekt, enthaltend:

a) Anlegen eines im wesentlichen homogenen Magnetfeldes über das Subjekt,
b) Positionieren eines Teils des Subjektes in einem Hoch feld-Polarisierungsmagneten, um eine Polarisation von Gewebe und Fluids von dem Teil des Subjektes in dem po larisierenden Magneten herbeizuführen,
c) Leiten eines Kontrastfluids in das Subjekt derart, daß das polarisierende Fluid durch den polarisierenden Magneten und in einen Bereich des Subjektes strömt, der abgebildet werden soll,
d) Senden von HF Energie in das Subjekt mit einer gewähl ten Dauer, Amplitude und Frequenz, um eine Nutation des Kontrastfluids und von anderem Gewebe in dem Subjekt herbeizuführen,
e) Verändern der Amplitude des Magnetfeldes in wenigstens einer räumlichen Dimension über der Zeit,
f) Detektieren eines Satzes von MR Antwortsignalen aus dem Kontrastfluid und anderem Gewebe in dem gewünschten Bildgebungsbereich des Subjektes,
g) Empfangen der detektierten MR Antwortsignale,
h) Berechnen eines angiographischen Bildes aus den detek tierten MR Antwortsignalen und
i) Darstellen des berechneten angiographischen Bildes für einen Operator.