Chairs: J. R. Reichenbach (Jena), L. M. Schreiber (Würzburg)
24 Einführungsvortrag – high-density array coil design for accelerated MR-imaging
B. Keil1 (Gießen; Charlestown, MA/US)
1A.A. Martinos Center for Biomedical Imaging, Dept. of Radiology, Massachusetts General Hospital, Harvard Medical School, Charlestown, MA, USA, Vereinigte Staaten Von Amerika
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
25 Effiziente EKG-freie MR-Herzbildgebung für klinische Diagnostik und präklinische Forschung
M. Krämer1, K.-H. Herrmann1, J. Biermann1, S. Freiburger2, M. Schwarzer2, J. Reichenbach1
1Universitätsklinikum Jena - Friedrich-Schiller-Universität Jena, Medizinische Physik, Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, Jena
2Universitätsklinikum Jena - Friedrich-Schiller-Universität Jena, Klinik für Herz- und Thoraxchirurgie, Jena
Fragestellungen: Die Notwendigkeit von externer EKG-Hardware für die Triggerung MR-basierter Herzbildgebung ist sowohl in der klinischen Diagnostik als auch in der präklinischen Grundlagenforschung von großem Nachteil. Zum einen benötigt die EKG-Triggerung zusätzliche Vorbereitungszeit und Hardware und zum anderen kann es durch Interferenzen mit dem Magnet- und Hochfrequenzfeldern des MR-Scanners zu Artefakten oder einem kompletten Abbrechen des EKG-Signals kommen [1,2]. Zur Umgehung der durch EKG-Triggerung hervorgerufen Probleme kombinieren wir eine kontinu-ierliche auf dem goldenen Schnitt basierte radiale Akquisitionstechnik [3] mit intrinsisch akquirierten Projektionsnavigato-ren [4] welche durch Aufrechterhaltung des magnetischen Gleichgewichts sehr effizient aufgenommen werden können.
Die Technik ist dabei durch eine vollautomatische und nicht rechenintensive Bildrekonstruktion und Navigatoranalyse besonders für einen Einsatz in der klinischen Diagnostik geeignet. Darüber hinaus wird die Durchführung von Kleintier-Herzuntersuchungen an klinischen MRT-Geräten ohne den Einsatz von zusätzlicher dedizierter Kleintierhardware (Spe-zialspule, Kleintier-EKG, Atmungstriggerung) mit derselben Technik möglich [5].
Material und Methoden: Zur Datenakquisition ohne EKG-Triggerung wurden 1D Projektionsnavigatoren mit einer festen Frequenz während der kontinuierlichen Akquisition von radialen um den goldenen Winkel rotierten Auslesezügen akqui-riert [4]. Das komplette Akquisitionsschema ist schematisch in Abbildung 1 dargestellt. Da sowohl die Akquisition der radialen Messdaten als auch die Navigatorakquisition die gleiche Repetitionszeit benutzen wird das magnetische Gleich-gewicht nicht gestört, so dass kontinuierlich sowohl Mess- als auch Navigatordaten aufgenommen werden. Der Vorteil dieser radialen Akquisitionstechnik ist die vom Herzschlag komplett unabhängige Datenakquisition, da radialen um den goldenen Winkel rotierte Auslesezüge von nahezu beliebigen Zeitpunkten zu hinreichend abgetasteten k-Räumen kombi-niert werden können [4,5,6]. Um das Navigatorsignal zur retrospektiven Zuordnung der radialen Auslesezüge zu den gleichen Herzphasen zu generieren, wurde nach Durchführen einer 1D-FFT mit anschließender Kombination der Emp-fangskanäle eine Korrelationsanalyse zwischen allen Navigatorauslesezügen durchgeführt. Aufgrund der kontinuierlichen auf dem goldenen Winkel basierenden radialen Datenakquisition ist es dann möglich, vollständig retrospektiv, nur die radialen Auslesezüge für die Bildrekonstruktion zu verwenden, welche während der gleichen Herzphase akquiriert wur-den. Für humane Herzbildgebung unter Luftanhalten wurde diese Analyse vollautomatisch implementiert, so dass kein manuelles Eingreifen durch MTA oder Radiologen notwendig ist. Bei präklinischer Kleintierbildgebung wurde die Auswahl eines geeigneten Navigators aufgrund der zusätzlich auftretenden Atembewegung manuell durchgeführt [5].
Humane Messungen wurden mittels Herstellerspulen an gesunden Probanden im Alter zwischen 25 und 35 Jahren unter Luftanhalten von bis zu 26 Sekunden durchgeführt. Kleintiermessungen an Ratten wurden mit einer humanen CPC Multi-funktionsspule [7] an gesunden 14 Wochen alten weiblichen Ratten (Spraque-Dawley) mit zusätzlicher Kleintierüberwa-chung [8] durchgeführt. Alle Messungen fanden an einem klinischen 3T System (Siemens TIM Trio) statt. Messparameter für die humane hochaufgelöste Darstellung der Aortenklappe waren: 216 x 216 mm² FOV, 144 x 144 Akquisitionsmatrix, 233 radiale Auslesen pro k-Raum, 140 kHz Bandbreite, 1.6 ms TE und 2.8 ms TR. Für die CINE Rekonstruktion wurde eine Breite der Datenfenster von 36 radialen Auslesen verwendet, während die Datenfenster für die Rekonstruktion der CINE Frames um 12 Auslesezüge von Frame zu Frame verschoben wurden. Die Navigatorfrequenz betrug 35.7 Hz. Hu-mane Herzbildgebung einer kurzen Achse wurde mit einem FOV von 245 x 245 mm² und einer TE und TR von 1.5 ms und 2.7 ms mit ansonsten gleichen Messparametern durchgeführt. Für die Darstellung einer kurzen Achse bei Ratten waren die Messparameter: 50 x 50 mm² FOV, 240 x 240, 754 im Zentrum des k-Raums beginnende radiale Auslesezüge, 2.1 ms TE, 6.5 ms TR, 7.3 min TA, 51 kHz Bandbreite und einer deutlich erhöhten Navigatorfrequenz von 54 Hz. Die Breite der Datenfenster betrug 4 radiale Auslesen mit einer Frame zu Frame Verschiebung von einer Repetitionszeit. Um Atmungsartefakte zu vermeiden wurde bei allen Kleintierherzmessung ein manueller Grenzwert im Navigator-Signal ge-setzt. Zur Korrektur von radialen Bildartefakten wurde ein zeiteffizientes und automatisches Verfahren welches auf einer Minimierung von Bildartefakten beruht entwickelt und eingesetzt [9].
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Ergebnisse: Generierte Navigatorkurven für humane und Kleintieranwendung sind in Abbildung 2 dargestellt und zeigen, dass für beide Anwendungsbereiche im Navigator-Signal deutlich der Herzschlag erkennbar ist. Bei Herzmessungen an Ratten ist zusätzlich noch die Atmung im Navigator-Signal sichtbar. Entsprechende rekonstruierte CINE Bilder sind für humane Anwendung in den Abbildungen 3 und 4 sowie für Kleintierbildgebung in Abbildung 5 gezeigt. Es wird dabei aus Abbildung 3 ersichtlich, dass die Navigatorfrequenz ausreichend gewählt sein muss um die Herzbewegung zeitlich abtas-ten zu können. Dies war für humane Anwendung ab einer Frequenz von ca. 8 Hz gegeben, für niedrigere Abtastungsfre-quenzen ist ein Verschmieren der Bilder durch die zu schnelle Herzbewegung erkennbar. Abbildung 4 zeigt am Beispiel einer kurzen Achse das auch bei kürzeren und vor allem in der klinischen Diagnostik praktikablen Atemanhaltedauern von nur 8 Sekunden noch CINE Serien mit einem CNR von 28 rekonstruiert werden konnten. Erst bei Akquisitionszeiten von nur 2 Sekunden traten erste Bildartefakte durch eine Unterabtastung der Daten auf.
In Abbildung 5 ist zu sehen, dass nach einer entsprechenden Erhöhung der Navigatorfrequenz und einer Filterung der Atembewegung auch CINE Serien vom Rattenherz ohne zusätzliche Atmungs- oder EKG-Triggerung an einem klinischen MRT-System aufgenommen werden konnten. Die Herzfrequenz des untersuchten Tieres lag bei der gezeigten Messung bei 286 bpm mit einer Atemfrequenz von 40 min-1. Aufgrund des daraus resultierenden sehr schnellen Blutflusses sind in den ansonsten artefaktfreien Bildern noch leichte Flussartefakte erkennbar die sich auch trotz der radialen im Zentrum des k-Raums beginnenden Akquisition zwar nicht komplett vermeiden, jedoch weitestgehend minimieren ließen.
Zusammenfassung: Wir konnten mit unserer Arbeit zeigen, dass die Kombination aus kontinuierlicher auf dem goldenen Schnitt basierter radialer Datenakquisition mit der periodischen Akquisition von Projektionsnavigatoren sehr gut für die Herzbildgebung geeignet ist. Alle Messungen fanden dabei ohne den Einsatz jeglicher externe Trigger statt. Für die hu-mane Bildgebung konnten mit Atemanhaltedauern von nur 8 Sekunden und einer vollautomatischen Navigatorauswertung und Bildrekonstruktion wichtige Voraussetzungen für eine Anwendung der Technik in der klinischen Diagnostik geschaffen werden. Darüber hinaus ermöglicht der demonstrierte Einsatz der Technik für die Herzbildgebung an Ratten praktisch jedes klinische MRT-System für die präklinische Herzgrundlagenforschung zu verwenden, ohne dass spezielle auf Kleintiere angepasste Hardware (z.B. Kleintier-EKG oder Atmungstriggerung) teuer angeschafft werden muss. Durch die Anwendung der entwickelten Technik sowohl für die klinische Diagnostik als auch die präklinische Kleintierbildgebung wurde außerdem demonstriert, dass sich die Messparameter flexibel an das Untersuchungsobjekt und die Herzfrequenz anpassen lassen.
Abb.1: Schematische Darstellung der Datenakquisition. Im gezeigten Beispiel wird ein Navigatorauslesezug nach jeweils zwei kontinu-ierlich um den goldenen Winkel von 111.246° gedrehten radialen Auslesezügen akquiriert. Aus allen Navigatoren wird anschließend durch eine Korrelationsanalyse das Navigator-Signal generiert (Abb. 2), welches benutzt wird um Zeitpunkte gleicher Herzphase du detektieren. Zu diesen Zeitpunkten werden Datenfenster platziert die bestimmen welche der radialen Messdaten für die Bildrekonstruk-tion verwendet werden. Zur RekonstrukBildrekonstruk-tion fortlaufender CINE Frames werden alle Datenfenster schrittweise durch eine Sliding-Window-Rekonstruktion zeitlich verschoben [10].
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Abb 2: Navigator-Signal für eine humane Herzmessung unter Luftanhalten (links) und einer Kleintierherzmessung an einer Ratte unter freier Atmung (rechts). Die senkrechten gestrichelten Linien stellen jeweils die detektierten Trigger für die retrospektive Datenrekon-struktion dar. Die rote Linie in den Kleintierdaten definiert den Grenzwert zum Filtern der Atembewegung.
Abb.3: Sieben rekonstruierte CINE Frames der Aortenklappe bei einer Herzfrequenz von 53 bpm für verschiedene
Navigatorfrequenzen von 35.7 Hz, 8.9 Hz, 4.5 Hz und 3.0 Hz. Die räumliche Auflösung der gezeigten Messung beträgt 1.5 x 1.5 x 6.0 mm³.
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Abb.5: Rekonstruierte kurze Achse eines Rattenherzen. Gezeigt ist jeder dritte Frame aus insgesamt 30 rekonstruierten CINE frames.
Die räumliche Auflösung der gezeigten Messung beträgt 0.23 x 0.23 x 1.00 mm³.
Literatur
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[10] Krämer M, Jochimsen TH, Reichenbach JR. Functional magnetic resonance imaging using PROPELLER-EPI.
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26 Design-Optimierung und Evaluation einer 64-Kanal-Array-Spule zur beschleunigten MR-Bildgebung des Herzens bei 3 Tesla
R. Etzel1,2, X. Cao3, C. Mekkaoui2, T.G. Reese2, M. Schuppert4, L.M. Schreiber5, M. Fiebich1, D.E. Sosnovik2, L.L. Wald2,6, B. Keil2
1Technische Hochschule Mittelhessen, Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz, Gießen
2A.A. Martinos Center for Biomedical Imaging, Dept. of Radiology, Massachusetts General Hospital, Harvard Medical School, Charlestown, MA, USA, Vereinigte Staaten Von Amerika
3Medizinische Physik, Abteilung für Radiologie, Universitätsklinikum Freiburg, Freiburg
4Medizinische Physik, Abteilung für Radiologie, Klinikum der Johannes Gutenberg Universität, Mainz
5Deutsches Zentrum für Herzinsuffizienz, Abteilung für Zellulare und Molekulare Bildgebung, Würzburg
6Harvard-MIT Division of Health Sciences and Technology, Cambridge, MA, USA, Vereinigte Staaten Von Amerika Fragestellungen: In der kardialen MRT-Bildgebung müssen Volumendatensätze oder zeitaufgelöste Bilder des Herzzykluses in einer für den Patienten vertretbaren Zeit aufgenommen werden. Seit den Anfängen der MRT-Herzbildgebung werden deshalb verschiedene Methoden entwickelt, um eine Verkürzung der Datenakquisition zu ermög-lichen und so den Einfluss von Herzbewegung und Atmung wirksam zu reduzieren. Eine der effektivsten Beschleuni-gungsverfahren in der MRT stellt die parallele Bildgebung dar [1-3]. Hierbei werden mehrere zu einem Verbund zusam-mengefasste Empfangsspulen, sogenannte Multikanalspulen [4], verwendet. Es wird eine unvollständige Datenakquisiti-on (Unterabtastung des k-Raums) vorgenommen, die dann im Zuge der Bildrekonstruktion durch Ausnutzung zusätzli-cher Ortsinformationen der einzelnen Empfangsspulen vervollständigt wird. Die parallele Bildgebung wurde kürzlich mit der simultanen Multischichtaufnahme erweitert; eine effektive Methodik, bei der Multiband-HF-Pulse eingesetzt werden, um die Spins in mehreren Schichten gleichzeitig anzuregen [5, 6]. Letztere Technik zeichnet sich gegenüber der konven-tionellen parallelen Bildgebung sowohl durch ein wesentlich höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR), als auch durch geringere Rekonstruktionsfehler aus. Wo jedoch die Ortskodierung der herkömmlichen parallelen Bildgebung partiell von den Gradientenspulen unterstützt wird, hängt der Erfolg der Bildrekonstruktion der simultanen Multischichtaufnahmen ausschließlich von den intrinsischen Ortsinformationen der Multikanalspulen ab. Dadurch bekommt die Multikanalspule eine entscheidende Rolle in modernen beschleunigten Bildgebungstechniken. Die vorliegende Studie befasst sich des-halb mit Design-Optimierungen einer dedizierten 64-Kanal-Array-Spule für die schnelle 3T-Herzbildgebung. Aufbauend auf einer früheren Studie [7] wurde das Spulendesign erneuert und alteriert. Zusätzlich wurde innerhalb des Designpro-zesses auf flexible Anpassformen der Spule, den Patientenkomfort sowie alltagstaugliche Robustheit für klinische Studien Wert gelegt.
Material und Methoden: Die entwickelte Spule besteht aus zwei unabhängigen, schalenartigen Gehäuseteilen (Abb. 1).
Das posteriore Segment beinhaltet 28 Ringelemente und ist der Anatomie der menschliche Rücken- und Schulterregion nachempfunden. Im anterioren Segment sind 36 Elemente untergebracht, die sich auf fünf weitere Untersegmente (zent-raler Hauptteil und je zwei Schulter- und zwei Seitenflügel) verteilen (Abb. 2). Die einzelnen Elemente des Spulen-Arrays wurden in hexagonaler Geometrie angeordnet, wobei sie sich zur Minimierung der gegenseitigen induktiven Kopplung zu einem bestimmten Anteil überlappen. Der reguläre Durchmesser der Leiterschleifen beträgt 92 mm. Einige Elemente unterscheiden sich jedoch aufgrund der Gehäuseform in ihrer Geometrie. Jeder Leiterring wurde durch geeignete elekt-ronische Komponenten (Stimm- und Anpass-Kondensatoren sowie eine aktive und passive Verstimmschaltung) symmet-risch in drei Teile geteilt (Abb. 3). Für die Entkopplung indirekter Nachbarn wurden die Vorverstärkerentkopplung einge-setzt [4]. Hierbei wird die geringe Eingangsimpedanz der Vorverstärker über ein 55 mm langes Koaxialkabel und einen seriellen Kondensator zu einer sehr hohen Impedanz an den Spuleneingängen transformiert, sodass ein Stromfluss im jeweiligen Spulenelement unterdrückt wird. Spulenpaare wurden jeweils mit einem Paar aus Vorverstärkern verbunden, die sich eine Leiterplatte teilen. Die ersten Tests mit der entwickelten Empfangsspule wurden an einem 3-Tesla-MR-Scanner (Skyra, Siemens AG, Healthcare Sektor, Erlangen) durchgeführt. SNR und Geometriefaktor [2], kurz g-Faktor, der entwickelten Herzspule wurden mit einer kommerziell verfügbaren 34-Kanal-Oberkörperspule verglichen. Hierzu wur-den Aufnahmen mit einer protonengewichteten Gradientenecho(GRE)-Sequenz (TR/TE/Flip= 200ms/4,03ms/20°; FoV = 400mm; Schicht: 10mm, Matrix: 256x256) und einem Thoraxphantom durchgeführt.
Ergebnisse: Die lateralen Flügel erlauben eine Anpassung der Multikanalspule an unterschiedliche Körperformen. Für größere Messobjekte können die Schulterflügel ausgeklappt und die Seitenflügel zwischen Thorax und Arme des Patien-ten platziert werden. Kleinere Messobjekte hingegen können durch Einklappen sämtlicher Flügel vollständig von der Spu-le umschlossen werden.
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Die geometrische Entkopplung der direkt benachbarten Spulenelemente betrug im Mittel -15 dB. Die Vorverstärkerent-kopplung betrug -19 dB. Das Verhältnis der Spulengüten im unbeladenen und beladenen Zustand Qunbeladen/Qbeladen wurde mit 302/29=10,4 gemessen. Zur quantitativen Beurteilung der induktiven Kopplung der Oberflächenspulen des Spulen-Arrays wurde die Rauschkorrelations-Matrix berechnet (Abb. 4). Im Mittel beträgt die Rauschkorrelation des gebauten Spulen-Arrays 8,2%. Der niedrigste ermittelte Wert liegt bei 0,1%, der höchste bei 42%. Verglichen mit der kommerziell verfügbaren 34-Kanal-Spule konnte mittels einer Phantommessung eine 1,5-fache Verbesserung des SNR [8] in einer innerhalb des Herzens liegenden Region gemessen werden (Abb. 5 rechts). Abbildung 5 links zeigt die inversen g-Faktoren eines 4-fach beschleunigten Phantombildes.
Zusammenfassung: In dieser Arbeit wurde eine 64-Kanal-Array-Spule für die kardiale MRT-Bildgebung entwickelt, ge-testet und mit einer kommerziell verfügbaren 34-Kanal Oberkörper-Array-Spule verglichen. Die 64-Kanalspule lieferte eine deutliche Verbesserung im Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Im Vergleich zur 34-Kanal-Spule liefert die entwickelte 64-Kanal-Herzspule ungefähr einen zusätzlichen Beschleunigungsfaktor. Die Überlegungen für ein robustes und gleichzeitig kompaktes Spulen-Design bei gleichbleibender Funktionalität wurden umgesetzt, wodurch klinische Herzstudien mit mo-dernen Beschleunigungstechniken zur weiteren Verkürzung der Datenakquisition ermöglicht werden können.
Abb. 1: Gerendertes 3D-CAD-Spulenmodell (A) und fertig gebaute 64-Kanal-Array-Herzspule (B)
Abb. 2: Nahaufnahme des anterioren (links) und des posterioren Teils (rechts) der Herzspule mit offener Elektronik
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Abb. 3: Schaltbild eines Leiterschleifenkanals der entwickelten Herzspule
Abb. 4: Rauschkorrelations-Matrix der 64-Kanal-Herzspule
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27 Bronchodilatation effect on alveolar oxygen partial pressure and gas exchange rate in asthma patients measureh with hyperpolarized
3He MRI: first results of a clinical study
M. Terekhov1,2, U. Wolf2, K.K. Gast2, C. Hoffmann2, C. Düber2, L. Schreiber1
1University Hospital Würzburg, Comprehensive Heart Failure Center, Würzburg
2University Medical Center Mainz , Radiology, Mainz
Introduction: Hyperpolarized 3He-MRI is known to be an efficient tool to visualize and quantify pulmonary function. The spatiotemporal kinetics of 3He MRI distribution can be assessed und used to obtain information about lung function. This makes the 3He-MRI particularly attractive for the diagnostics of the obstructive lung disease, e.g. asthma and COPD. In particular, to characterize the spatial distribution and temporal variation of the alveolar oxygen partial pressure (aPO2) the measurement of the 3He T1 relaxation rate in presence of O2 is used [1]. However, the relevance of the determined pa-rameters for diagnostic purposes and statistical significance of its changes with the respiratory function is still not estab-lished firmly. Therefore, correlating variations of these parameters with clinically proven tests of lung function is a question of significant interest. In the present work HP-3He-MRI measurements were performed in bronchial asthma patients be-fore and after bronchodilatation (BDL). The particular aim of this study was to investigate the effect of BDL using func-tional parameters obtained with 3He-MRI, and to correlate the variation of these parameters with the changes observed with pulmonary function tests (PFT)
Materials and methods: In an open clinical trial performed after approval of the local Ethics Committee 8 (of 12) patients with clinically confirmed asthma were examined using HP 3He MRI in the first visit. 4 patients finished the study with the 2nd visit (interval 1 year). Each visit comprised two 3He-MRI examinations, as well as PFT before and after BD (250µg Salbutamol). The MRI measurements were performed on a 1.5T Magnetom Avanto scanner (Siemens) using a dual-tune
3He/19F birdcage (Rapid Biomedical). The HP-3He (polarization level p=70±2%) was provided by centralized large scale polarization facility [2]. The 200ml of 3He from Tedlar bag was administered to the patient following the inhalation of ambi-ent air to the total lung capacity (TLC). Coronal 2D-projections images were acquired (matrix 128x64 at FOV=400mm).
The images were acquired in 2 series (5+5) separated by t1=1 sec and t2=5 sec delay respectively, yielding 3He T1 vs time dependence. The aPO2(t) was determined at t=3,6,9,12 and 15 sec. In this work we analyzed changes in “initial”
aPO2(t=3s sec)=P0 and “average” Pa=<aPO2> (t=3..15 sec) values of aPO2 before and after patients obtained BDL. Ad-ditionally, the decay rate R=P0/Pa was considered as the characteristic of oxygen consumption rate. The analysis was done on a pixel basis with subsequent calculation of descriptive statistic parameters of histograms for both lungs, and left and right lung separately.
Results: Figure 1 show exemplary map of initial aPO2value P0. One can clearly observe certain difference in aPO2 en-hancements and depressions in left and right lung. The measured histogram median values of for 12 measurements was P0(140-150) mbar (105-112 mmHg) and Pa(135-145) mbar. Figure 2 shows changes of PO2 values after BDL for both aPO2 values. The tentative upward trend (5%) for both P0 and Pa after BDL is observed basing on current amount of experimental data. Figure 3 show the decay rate of aPO2. With same mean and median value the post-BDL oxygen con-sumption rate R demonstrates essentially broader distribution over the measured data.
Conclusion: Although the trial is not yet finished, several trends can be observed at this time. For the patient data
ana-0 and Pa. With the
standard error of pre- to post-BDL aPO2
a-tion. This finding, however, correlates with the increase of ventilated lung volume after BDL measured using static ventila-tion 3He MR-images and grows of FEV1 detected by PFT as it was reported previously for this study data. The slightly increased initial aPO2 is probably explained by forced inhalation to the TLC during administration. After the BDL this in-crease would be even more pronounced. The median value of oxygen consumption rate appears to be unchanged after
a-tion. This finding, however, correlates with the increase of ventilated lung volume after BDL measured using static ventila-tion 3He MR-images and grows of FEV1 detected by PFT as it was reported previously for this study data. The slightly increased initial aPO2 is probably explained by forced inhalation to the TLC during administration. After the BDL this in-crease would be even more pronounced. The median value of oxygen consumption rate appears to be unchanged after