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How to Build a Laser Speckle Contrast Imaging (LSCI) System to Monitor Blood Flow

Laser Speckle Contrast Imaging (LSCI) is a simple yet powerful technique that is used for full-field imaging of blood flow.  The technique analyzes ...

University of Texas at Austin

&#x6587;&#x4E66;&#x88AB;&#x8868;&#x660E;&#xFF0C;&#x80FD;&#x591F;&#x4E0E;&#x9AD8;&#x7A7A;&#x95F4;&#x5206;&#x8FA8;&#x7387;&#x7684;&#x4E09;&#x7EF4; (3D) &#x8840;&#x7BA1;&#x6210;&#x50CF;&#x548C; pO(2) &#x91CF;&#x5316;&#x3002;&#x8BE5;&#x6587;&#x4E66; (2 P) &#x53CC;&#x5149;&#x5B50;&#x663E;&#x5FAE;&#x955C;&#x7ED3;&#x5408;&#x78F7;&#x5149;&#x6DEC;&#x706B;&#x6765;&#x8861;&#x91CF; pO(2)&#x3002;&#x8BE5;&#x6587;&#x4E66;&#x8BC1;&#x660E;&#x4E86;&#x6267;&#x884C;&#x7684;&#x5927;&#x9F20;&#x76AE;&#x8D28;&#x8239;&#x53EA;&#x5230; 120 microm &#x5728;&#x5730;&#x8868;&#x4EE5;&#x4E0B;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x89E3;&#x6790;&#x5FAE;&#x8840;&#x7BA1; pO(2) &#x6D4B;&#x91CF;&#x3002;2 P &#x52B1;&#x78C1;&#x535F;&#x5549;&#x7684;&#x8BC1;&#x5B9E;&#xFF0C;&#x5E76;&#x6D4B;&#x91CF;&#x7684; pO(2) &#x7684;&#x503C;&#x662F;&#x4E0E;&#x4EE5;&#x524D;&#x53D1;&#x5E03;&#x7684;&#x6570;&#x636E;&#x548C;&#x7F3A;&#x6C27;&#x548C;&#x9AD8;&#x6C27;&#x6761;&#x4EF6;&#x76F8;&#x4E00;&#x81F4;&#x3002;&#x6267;&#x884C;&#x4F7F;&#x7528;&#x5149;&#x5B66;&#x6280;&#x672F;&#x7684; 3D pO(2) &#x6D4B;&#x91CF;&#x7684;&#x80FD;&#x529B;&#x5C06;&#x5141;&#x8BB8;&#x7814;&#x7A76;&#x4EBA;&#x5458;&#x514B;&#x670D;&#x6781;&#x8C31;&#x7535;&#x6781;&#x3001; &#x78C1;&#x5171;&#x632F;&#x6280;&#x672F;&#x548C;&#x8868;&#x9762;&#x4EC5; pO(2) &#x6D4B;&#x91CF;&#x6280;&#x672F;&#x7684;&#x73B0;&#x6709;&#x9650;&#x5236;&#x3002;

&#x4F7F;&#x7528;&#x53CC;&#x5149;&#x5B50;&#x663E;&#x5FAE;&#x955C;&#x7684;&#x5FAE;&#x8840;&#x7BA1;&#x6C27;&#x91CF;&#x5316;&#x3002;

An instrument is demonstrated that is capable of three-dimensional (3D) vasculature imaging and pO(2) quantification with high spatial resolution. The instrument combines two-photon (2P) microscopy with phosphorescence quenching to measure pO(2). The instrument was demonstrated by performing depth-resolved microvascular pO(2) measurements of rat cortical vessels down to 120 microm below the surface. 2P excitation of porphyrin was confirmed, and measured pO(2) values were consistent with previously published data for normoxic and hyperoxic conditions. The ability to perform 3D pO(2) measurements using optical techniques will allow researchers to overcome existing limitations imposed by polarographic electrodes, magnetic resonance techniques, and surface-only pO(2) measurement techniques.

Microvascular oxygen quantification using two-photon microscopy.

Un instrument est d&#xE9;montr&#xE9; que est capable en trois dimensions (3D) d&#x26;#39;imagerie et de la vascularisation pO (2) la quantification &#xE0; haute r&#xE9;solution spatiale. L&#x26;#39;instrument combine &#xE0; deux photons (2P) microscopie trempe phosphorescence de mesurer pO (2). L&#x26;#39;instrument a &#xE9;t&#xE9; d&#xE9;montr&#xE9;e en effectuant approfondies r&#xE9;solus microvasculaires Po (2) les mesures de navires corticaux de rat jusqu&#x26;#39;&#xE0; 120 microm dessous de la surface. D&#x26;#39;excitation 2P de la porphyrine a &#xE9;t&#xE9; confirm&#xE9;e, et mesur&#xE9; pO (2) les valeurs &#xE9;taient conformes aux donn&#xE9;es publi&#xE9;es pr&#xE9;c&#xE9;demment pour les conditions physiologiques et hyperoxique. La possibilit&#xE9; d&#x26;#39;effectuer 3D Po (2) des mesures en utilisant des techniques optiques permettra aux chercheurs de surmonter les limitations existantes impos&#xE9;es par &#xE9;lectrodes polarographiques, des techniques de r&#xE9;sonance magn&#xE9;tique, et en surface seulement techniques pO de mesure (2).

Quantification oxyg&#xE8;ne microvasculaire utilisant la microscopie biphotonique

Ein Instrument wird demonstriert, dass dreidimensionale (3D) Gef&auml;&szlig;system Bildgebung und pO(2) Quantifizierung mit hoher r&auml;umlicher Aufl&ouml;sung f&auml;hig ist. Das Ger&auml;t vereint zwei-Photonen (2P) Mikroskopie mit Phosphoreszenz abschrecken, um pO(2) zu messen. Das Instrument ist, beweist die Tiefe aufgel&ouml;st mikrovaskul&auml;re pO(2) Messung der Ratte kortikale Schiffe bis zu 120 Microm unter der Oberfl&auml;che. 2P Anregung von Porphyrin best&auml;tigt wurde, und pO(2) gemessenen Werte entsprachen bereits ver&ouml;ffentlichten Daten f&uuml;r Normoxic und Hyperoxic Bedingungen. 3D pO(2)-Messungen, die durch optische Verfahren durchf&uuml;hren wird Forscher zur &Uuml;berwindung der bestehender Beschr&auml;nkungen durch &Eacute;tudes Elektroden, Magnet-Resonanz-Techniken und Oberfl&auml;che-nur pO(2)-Messtechniken erm&ouml;glichen.

Mikrovaskul&auml;re Sauerstoff Quantifizierung mit zwei-Photonen-Mikroskopie.

Uno strumento &egrave; dimostrato che &egrave; in grado di quantificazione di imaging e pO(2) vascolare tridimensionale (3D) con alta risoluzione spaziale. Lo strumento combina microscopia (2P) due-fotone con fosforescenza tempra per misurare pO(2). Lo strumento &egrave; stato dimostrato effettuando misurazioni di profondit&agrave;-risolto microvascolare pO(2) dei vasi corticali ratto fino a 120 microm sotto la superficie. Eccitazione P 2 di porfirina &egrave; stato confermato, e i valori misurati pO(2) erano coerenti con i dati precedentemente pubblicati per condizioni Normossico e hyperoxique. La capacit&agrave; di effettuare misurazioni 3D pO(2) usando le tecniche ottiche permetter&agrave; ai ricercatori di superare i limiti esistenti imposti da elettrodi polarografico, tecniche di risonanza magnetica e tecniche di misura di superficie-solo pO(2).

Quantificazione microvascolare ossigeno usando microscopia del due-fotone.

&#x697D;&#x5668;&#x306F;&#x9AD8;&#x3044;&#x7A7A;&#x9593;&#x5206;&#x89E3;&#x80FD;&#x3067;3&#x6B21;&#x5143;&#xFF08;3D&#xFF09;&#x8840;&#x7BA1;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0;&#x53CA;&#x3073;PO&#xFF08;2&#xFF09;&#x5B9A;&#x91CF;&#x5316;&#x304C;&#x53EF;&#x80FD;&#x3067;&#x3042;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x5B9F;&#x8A3C;&#x3055;&#x308C;&#x3066;&#x3044;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x30A4;&#x30F3;&#x30B9;&#x30C8;&#x30A5;&#x30EB;&#x30E1;&#x30F3;&#x30C8;&#x306F;&#x3001;2&#x3064;&#x306E;&#x5149;&#x5B50;&#xFF08;2P&#xFF09;PO&#xFF08;2&#xFF09;&#x3092;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3059;&#x308B;&#x305F;&#x3081;&#x306B;&#x3001;&#x71D0;&#x5149;&#x6D88;&#x5149;&#x3068;&#x9855;&#x5FAE;&#x93E1;&#x3092;&#x7D44;&#x307F;&#x5408;&#x308F;&#x305B;&#x305F;&#x3082;&#x306E;&#x3067;&#x3059;&#x3002;&#x6A5F;&#x5668;&#x306F;&#x30C0;&#x30A6;&#x30F3;&#x3057;&#x3066;&#x8868;&#x9762;&#x4E0B;120&#x30DE;&#x30A4;&#x30AF;&#x30ED;&#x30E2;&#x30EB;&#x306E;&#x30E9;&#x30C3;&#x30C8;&#x76AE;&#x8CEA;&#x8840;&#x7BA1;&#x306E;&#x6DF1;&#x3055;&#x5206;&#x89E3;&#x5FAE;&#x5C0F;PO&#xFF08;2&#xFF09;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3092;&#x884C;&#x3046;&#x3053;&#x3068;&#x306B;&#x3088;&#x3063;&#x3066;&#x5B9F;&#x8A3C;&#x3055;&#x308C;&#x305F;&#x3002;&#x30DD;&#x30EB;&#x30D5;&#x30A3;&#x30EA;&#x30F3;&#x306E;2P&#x52B1;&#x8D77;&#x3001;&#xFF08;2&#xFF09;&#x306E;&#x5024;&#x306F;&#x6B63;&#x5E38;&#x9178;&#x7D20;&#x3068;&#x9AD8;&#x9178;&#x7D20;&#x6761;&#x4EF6;&#x306B;&#x3064;&#x3044;&#x3066;&#x306F;&#x3001;&#x4EE5;&#x524D;&#x306B;&#x30D1;&#x30D6;&#x30EA;&#x30C3;&#x30B7;&#x30E5;&#x3055;&#x308C;&#x305F;&#x30C7;&#x30FC;&#x30BF;&#x3068;&#x4E00;&#x81F4;&#x3057;&#x3066;&#x3044;&#x305F;&#x78BA;&#x8A8D;&#x3057;&#x3001;PO&#x3092;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3057;&#x305F;&#x3002;&#x5149;&#x5B66;&#x6280;&#x8853;&#x3092;&#x7528;&#x3044;&#x305F;3&#x6B21;&#x5143;PO&#xFF08;2&#xFF09;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3092;&#x5B9F;&#x884C;&#x3059;&#x308B;&#x80FD;&#x529B;&#x306F;&#x3001;&#x7814;&#x7A76;&#x8005;&#x306F;&#x3001;&#x30DD;&#x30FC;&#x30E9;&#x30ED;&#x30B0;&#x30E9;&#x30D5;&#x96FB;&#x6975;&#x3001;&#x78C1;&#x6C17;&#x5171;&#x9CF4;&#x6280;&#x8853;&#x3001;&#x8868;&#x9762;&#x306E;&#x307F;&#x306E;PO&#xFF08;2&#xFF09;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x6280;&#x8853;&#x306B;&#x3088;&#x3063;&#x3066;&#x8AB2;&#x305B;&#x3089;&#x308C;&#x305F;&#x65E2;&#x5B58;&#x306E;&#x9650;&#x754C;&#x3092;&#x514B;&#x670D;&#x3059;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x3067;&#x304D;&#x307E;&#x3059;&#x3002;

&#x4E8C;&#x5149;&#x5B50;&#x9855;&#x5FAE;&#x93E1;&#x3092;&#x7528;&#x3044;&#x305F;&#x5FAE;&#x5C0F;&#x8840;&#x7BA1;&#x306E;&#x9178;&#x7D20;&#x306E;&#x5B9A;&#x91CF;

&#xC545;&#xAE30; &#xD558;&#xB294; &#xB192;&#xC740; &#xACF5;&#xAC04; &#xD574;&#xC0C1;&#xB3C4;&#xC640; 3 &#xCC28;&#xC6D0; (3D) &#xD608;&#xAD00; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; &#xBC0F; pO(2) &#xBD80; &#xB7C9; &#xC218; &#xBCF4;&#xC5EC; &#xC90D;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC545;&#xAE30; 2 &#xAD11;&#xC790; (2p) &#xD604;&#xBBF8;&#xACBD; pO(2) &#xCE21;&#xC815;&#xC744; &#xB2F4;&#xAE08;&#xC9C8; &#xD558;&#xB294; &#xAD11; &#xACB0;&#xD569; &#xB418;&#xC5B4;&#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC545;&#xAE30; &#xD45C;&#xBA74; &#xC544;&#xB798; 120 microm&#xB85C; &#xC950; &#xB300;&#xB1CC; &#xD608;&#xAD00;&#xC758; &#xAE4A;&#xC774; &#xD574;&#xACB0; microvascular pO(2) &#xCE21;&#xC815;&#xC744; &#xC218;&#xD589; &#xD558; &#xC5EC; &#xC2DC;&#xC5F0; &#xD588;&#xB2E4;. &#xD3EC; &#xB974; &#xD53C; &#xB9B0;&#xC758; 2p &#xC5EC;&#xAE30; &#xD655;&#xC778; &#xB418;&#xC5C8;&#xB2E4; &#xD558; &#xACE0; &#xCE21;&#xC815; &#xB41C; pO(2) &#xAC12;&#xC740; normoxic &#xBC0F; hyperoxic &#xC870;&#xAC74;&#xC5D0; &#xB300;&#xD574; &#xC774;&#xC804;&#xC5D0; &#xAC8C;&#xC2DC; &#xB41C; &#xB370;&#xC774;&#xD130;&#xC640; &#xC77C;&#xCE58; &#xD569;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xAD11;&#xD559; &#xAE30;&#xC220;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; 3D pO(2) &#xCE21;&#xC815;&#xC744; &#xC218;&#xD589; &#xD558;&#xB294; &#xAE30;&#xB2A5; &#xADF8;&#xB798;&#xD53C; &#xC804;&#xADF9;&#xC744; &#xC790;&#xAE30; &#xACF5;&#xBA85; &#xAE30;&#xC220;&#xACFC; &#xD45C;&#xBA74; &#xC804;&#xC6A9; pO(2) &#xCE21;&#xC815; &#xAE30;&#xBC95;&#xC5D0; &#xC758;&#xD574; &#xBD80;&#xACFC; &#xB41C; &#xAE30;&#xC874; &#xD55C;&#xACC4;&#xB97C; &#xADF9;&#xBCF5; &#xD558;&#xB294; &#xC5F0;&#xAD6C;&#xC6D0;&#xC744; &#xD5C8;&#xC6A9;&#xD560; &#xAC83; &#xC774;&#xB2E4;.

Microvascular &#xC0B0;&#xC18C; &#xBD80; &#xB7C9; &#xB450; &#xAD11;&#xC790; &#xD604;&#xBBF8;&#xACBD;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC;&#xC785;&#xB2C8;&#xB2E4;.

Un instrumento se demuestra que es capaz de en tres dimensiones (3D) vasculatura de im&#xE1;genes y PO (2) cuantificar con alta resoluci&#xF3;n espacial. El instrumento combina dos fotones (2P) con microscop&#xED;a de apagar la fosforescencia para medir PO (2). El instrumento fue demostrado realizando profundidad resueltos microvasculares Po (2) las mediciones de los vasos corticales de rata a 120 micras por debajo de la superficie. 2P de excitaci&#xF3;n de la porfirina se confirm&#xF3;, y se mide PO (2) los valores fueron consistentes con los datos publicados previamente sobre las condiciones normoxic y hiper&#xF3;xica. La capacidad de realizar en 3D Po (2) las mediciones de uso de t&#xE9;cnicas &#xF3;pticas que permiten a los investigadores para superar las limitaciones actuales impuestas por los electrodos polarogr&#xE1;ficos, las t&#xE9;cnicas de resonancia magn&#xE9;tica, y que en la superficie-PO (2) t&#xE9;cnicas de medici&#xF3;n.

La cuantificaci&#xF3;n de ox&#xED;geno microvascular Usando microscop&#xED;a de dos fotones

&#x867D;&#x7136;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x6210;&#x50CF;&#x4F7F;&#x6563;&#x5C04;&#x7C92;&#x5B50;&#x52A8;&#x529B;&#x5B66;&#x4E0E;&#x9AD8;&#x65F6;&#x7A7A;&#x5206;&#x8FA8;&#x7387;&#x7684;&#x6D4B;&#x91CF;&#xFF0C;&#x968F;&#x540E;&#x5904;&#x7406;&#x4EE5;&#x524D;&#x4E00;&#x76F4;&#x8981;&#x6162;&#x5F97;&#x591A;&#x3002;&#x5728;&#x4EE5;&#x5F80;&#x7684;&#x7814;&#x7A76;&#x4E2D;&#xFF0C;&#x751F;&#x6210;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x56FE;&#x50CF;&#x6240;&#x9700;&#x7EA6; 1 s &#x5904;&#x7406; raw &#x56FE;&#x50CF;&#x53EF;&#x80FD;&#x4F1A;&#x6536;&#x96C6; 10 &#x6BEB;&#x79D2;&#x6216;&#x66F4;&#x5C11;&#x3002;&#x5728;&#x672C;&#x767D;&#x76AE;&#x4E66;&#x4E2D;&#x65B0;&#x578B;&#x7B97;&#x6CD5;&#x63CF;&#x8FF0;&#x5B83;&#x8868;&#x660E;&#x6BCF;&#x79D2;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x56FE;&#x50CF; 291 &#x539F;&#x59CB;&#x56FE;&#x50CF;&#x548C;&#x591A;&#x8FBE; 410 &#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x56FE;&#x50CF;&#x6BCF;&#x79D2;&#x8F6C;&#x6362;&#x65F6;&#x95F4;&#x76F8;&#x5BF9;&#x76F8;&#x5173;&#x6027;&#x7684;&#x56FE;&#x50CF;&#x3002;&#x53EA;&#x8981;&#x56FE;&#x50CF;&#x91C7;&#x96C6;&#x8FC7;&#x7A0B;&#x4E2D;&#x51FA;&#x73B0;&#x7684;&#x56FE;&#x50CF;&#x5904;&#x7406;&#xFF0C;&#x8FD9;&#x4E9B;&#x7B97;&#x6CD5;&#x4F7F;&#x5904;&#x7406;&#x65F6;&#x95F4;&#x65E0;&#x5173;&#xFF0C;&#x5728;&#x5927;&#x591A;&#x6570;&#x60C5;&#x51B5;&#x4E0B;&#xFF0C;&#x5E76;&#x4F7F;&#x8840;&#x6D41;&#x52A8;&#x529B;&#x5B66;&#x7684;&#x5B9E;&#x65F6;&#x5F71;&#x50CF;&#x3002;

&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x56FE;&#x50CF;&#x7684;&#x5904;&#x7406;&#x7684;&#x6548;&#x7387;&#x3002;

Though laser speckle contrast imaging enables the measurement of scattering particle dynamics with high temporal resolution, the subsequent processing has previously been much slower. In prior studies, generating a laser speckle contrast image required about 1 s to process a raw image potentially collected in 10 ms or less. In this paper, novel algorithms are described which are demonstrated to convert 291 raw images per second to laser speckle contrast images and as many as 410 laser speckle contrast images per second to relative correlation time images. As long as image processing occurs during image acquisition, these algorithms render processing time irrelevant in most circumstances and enable real-time imaging of blood flow dynamics.

Efficient processing of laser speckle contrast images.

Bien que l&#x26;#39;imagerie par contraste de speckle laser permet la mesure de la diffusion dynamique des particules avec une haute r&#xE9;solution temporelle, de la transformation ult&#xE9;rieure a d&#xE9;j&#xE0; &#xE9;t&#xE9; beaucoup plus lente. Dans des &#xE9;tudes ant&#xE9;rieures, g&#xE9;n&#xE9;rant une granularit&#xE9; laser image au contraste n&#xE9;cessaire environ 1 s pour traiter une image brute susceptibles d&#x26;#39;&#xEA;tre collect&#xE9;es en 10 ms ou moins. Dans cet article, de nouveaux algorithmes sont d&#xE9;crits, qui sont mises en &#xE9;vidence pour convertir 291 images brutes par seconde &#xE0; granularit&#xE9; laser des images au contraste et autant que 410 granularit&#xE9; laser des images &#xE0; contraste par seconde pour des images en temps par rapport de corr&#xE9;lation. Tant que le traitement d&#x26;#39;image se produit lors de l&#x26;#39;acquisition d&#x26;#39;image, ces algorithmes rendre le temps de traitement hors de propos dans la plupart des circonstances et de permettre imagerie en temps r&#xE9;el de la dynamique du flux sanguin.

Traitement efficace de laser speckle des images &#xE0; contraste

Obwohl Laser-Speckle-Kontrast-Bildgebung die Messung der Streuung Partikeldynamik mit hoher zeitlicher Aufl&ouml;sung erm&ouml;glicht, ist die Weiterverarbeitung zuvor viel langsamer gewesen. In fr&uuml;heren Studien, Erstellen eines Laser-Speckle-Kontrast-Image ben&ouml;tigt ca. 1 s, ein raw-Bild potentiell gesammelt in 10 ms oder weniger zu verarbeiten. In diesem Papier werden neuartige Algorithmen beschrieben, die nachgewiesenermassen 291 raw-Bilder pro Sekunde zu laser Speckle Bildkontrast und weniger als 410-Laser-Speckle-Kontrast-Bildern pro Sekunde in relative Korrelations-Time-Images konvertieren. Solange Bildverarbeitung w&auml;hrend der Bildaufnahme auftritt, wird diese Algorithmen Verarbeitungszeit in den meisten F&auml;llen irrelevant zu rendern und Echtzeit Blut flie&szlig;en Dynamik zu aktivieren.

Effiziente Verarbeitung von Laser-Speckle-Bildkontrast.

Anche se laser speckle contrasto imaging consente la misurazione della dispersione dinamica delle particelle ad alta risoluzione temporale, la successiva elaborazione in precedenza &egrave; stato molto pi&ugrave; lento. In studi precedenti, generando un&#39;immagine di contrasto laser speckle richiesto circa 1 s per elaborare un&#39;immagine raw potenzialmente raccolta in 10 ms o meno. In questa carta, algoritmi di romanzo sono descritti che sono dimostrati per convertire in immagini di momento di correlazione relativa 291 immagini raw al secondo a laser speckle contrasto immagini e oltre 410 laser speckle contrasto immagini al secondo. Come elaborazione dell&#39;immagine si verifica durante l&#39;acquisizione di immagini, questi algoritmi tempo elaborazione rendono irrilevante nella maggior parte dei casi e abilitare l&#39;imaging in tempo reale della dinamica del flusso di sangue.

Elaborazione efficiente delle immagini laser speckle contrasto.

&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC;&#x306F;&#x30B3;&#x30F3;&#x30C8;&#x30E9;&#x30B9;&#x30C8;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0;&#x306F;&#x200B;&#x200B;&#x3001;&#x9AD8;&#x6642;&#x9593;&#x5206;&#x89E3;&#x80FD;&#x3067;&#x7C92;&#x5B50;&#x306E;&#x30C0;&#x30A4;&#x30CA;&#x30DF;&#x30AF;&#x30B9;&#x3092;&#x6563;&#x4E71;&#x306E;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3092;&#x53EF;&#x80FD;&#x306B;&#x3059;&#x308B;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x3082;&#x3001;&#x305D;&#x306E;&#x5F8C;&#x306E;&#x51E6;&#x7406;&#x306F;&#x3001;&#x4EE5;&#x524D;&#x306F;&#x975E;&#x5E38;&#x306B;&#x9045;&#x304F;&#x306A;&#x3063;&#x3066;&#x3044;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x5148;&#x884C;&#x7814;&#x7A76;&#x3067;&#x306F;&#x3001;&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC;&#x3092;&#x751F;&#x6210;&#x3059;&#x308B;&#x6F5C;&#x5728;&#x7684;&#x306B;10&#x30DF;&#x30EA;&#x79D2;&#x4EE5;&#x4E0B;&#x3067;&#x53CE;&#x96C6;&#x3055;&#x308C;&#x305F;RAW&#x753B;&#x50CF;&#x3092;&#x51E6;&#x7406;&#x3059;&#x308B;&#x305F;&#x3081;&#x306B;1&#x79D2;&#x7A0B;&#x5EA6;&#x5FC5;&#x8981;&#x306A;&#x30B3;&#x30F3;&#x30C8;&#x30E9;&#x30B9;&#x30C8;&#x306E;&#x753B;&#x50CF;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x3002;&#x672C;&#x8AD6;&#x6587;&#x3067;&#x306F;&#x3001;&#x65B0;&#x898F;&#x306E;&#x30A2;&#x30EB;&#x30B4;&#x30EA;&#x30BA;&#x30E0;&#x306F;&#x3001;&#x30B3;&#x30F3;&#x30C8;&#x30E9;&#x30B9;&#x30C8;&#x306E;&#x753B;&#x50CF;&#x3092;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x3068;&#x3001;&#x591A;&#x304F;&#x306E;410&#x3068;&#x3057;&#x3066;&#x3001;&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC;&#x304C;&#x76F8;&#x5BFE;&#x7684;&#x76F8;&#x95A2;&#x6642;&#x9593;&#x753B;&#x50CF;&#x3092;1&#x79D2;&#x9593;&#x306B;&#x30B3;&#x30F3;&#x30C8;&#x30E9;&#x30B9;&#x30C8;&#x306E;&#x753B;&#x50CF;&#x3092;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x306B;&#x6BCE;&#x79D2;291 RAW&#x753B;&#x50CF;&#x3092;&#x5909;&#x63DB;&#x3059;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x5B9F;&#x8A3C;&#x3055;&#x308C;&#x3066;&#x8AAC;&#x660E;&#x3055;&#x308C;&#x3066;&#x3044;&#x9650;&#x308A;&#x3001;&#x753B;&#x50CF;&#x51E6;&#x7406;&#x3001;&#x753B;&#x50CF;&#x53D6;&#x5F97;&#x4E2D;&#x306B;&#x767A;&#x751F;&#x3057;&#x305F;&#x3068;&#x3057;&#x3066;&#x3001;&#x3053;&#x308C;&#x3089;&#x306E;&#x30A2;&#x30EB;&#x30B4;&#x30EA;&#x30BA;&#x30E0;&#x306F;&#x3001;&#x307B;&#x3068;&#x3093;&#x3069;&#x306E;&#x72B6;&#x6CC1;&#x3067;&#x4E0D;&#x9069;&#x5207;&#x306A;&#x51E6;&#x7406;&#x6642;&#x9593;&#x3092;&#x30EC;&#x30F3;&#x30C0;&#x30EA;&#x30F3;&#x30B0;&#x3057;&#x3001;&#x8840;&#x6D41;&#x52D5;&#x614B;&#x306E;&#x30EA;&#x30A2;&#x30EB;&#x30BF;&#x30A4;&#x30E0;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0;&#x3092;&#x53EF;&#x80FD;&#x306B;&#x3057;&#x307E;&#x3059;&#x3002;

&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC;&#x306E;&#x52B9;&#x7387;&#x7684;&#x306A;&#x51E6;&#x7406;&#x306F;&#x30B3;&#x30F3;&#x30C8;&#x30E9;&#x30B9;&#x30C8;&#x753B;&#x50CF;&#x306E;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;

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&#xB808;&#xC774;&#xC800; &#xC2A4;&#xD399; &#xD074; &#xB300;&#xBE44; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0;&#xC758; &#xD6A8;&#xC728;&#xC801;&#xC778; &#xCC98;&#xB9AC;&#xC785;&#xB2C8;&#xB2E4;.

A pesar de laser speckle imagen con contraste permite la medici&#xF3;n de la dispersi&#xF3;n din&#xE1;mica de las part&#xED;culas de alta resoluci&#xF3;n temporal, el posterior procesamiento ya ha sido mucho m&#xE1;s lento. En estudios previos, generando un l&#xE1;ser de manchas de contraste de imagen se requiere alrededor de 1 s para procesar una imagen prima potencialmente recogidos en 10 ms o menos. En este documento, se describen nuevos algoritmos que se demostr&#xF3; para convertir 291 im&#xE1;genes en bruto por segundo a l&#xE1;ser speckle im&#xE1;genes de contraste y tantos como 410 l&#xE1;ser speckle im&#xE1;genes de contraste por segundo para im&#xE1;genes relativas de correlaci&#xF3;n de tiempo. Mientras que el procesamiento de im&#xE1;genes se produce durante la adquisici&#xF3;n de la imagen, estos algoritmos hacen el tiempo de procesamiento irrelevantes en la mayor&#xED;a de las circunstancias y permitir im&#xE1;genes en tiempo real de la din&#xE1;mica del flujo sangu&#xED;neo.

Procesamiento eficiente de l&#xE1;ser Speckle Im&#xE1;genes de contraste

&#x5728;&#x8FD9;&#x9879;&#x7814;&#x7A76;&#x4E2D;&#x6211;&#x4EEC;&#x76EE;&#x524D;&#x6210;&#x50CF;&#x7ED3;&#x5408;&#x9AD8;&#x5206;&#x8FA8;&#x7387;&#x8111;&#x8840;&#x6D41;&#x663E;&#x50CF;&#x4E0E;&#x9AD8;&#x5EA6;&#x7075;&#x6D3B;&#x7684;&#x7EDD;&#x5BF9; pO(2) &#x5730;&#x56FE;&#x7684;&#x65B9;&#x6CD5;&#xFF0C;&#x4E00;&#x79CD;&#x65B0;&#x578B;&#x3002;PO(2) &#x4F7F;&#x7528;&#x78F7;&#x5149;&#x6DEC;&#x706B;&#x7684;&#x52A8;&#x7269;&#x4F53;&#x5185;&#x6D4B;&#x91CF;&#x662F;&#x4E00;&#x4E2A;&#x884C;&#x4E4B;&#x6709;&#x6548;&#x7684;&#x65B9;&#x6CD5;&#xFF0C;&#x5E76;&#x8981;&#x4F18;&#x4E8E;&#x7535;&#x63A2;&#x6D4B;&#x5668;&#x672C;&#x8EAB;&#x5C31;&#x521B;&#x5E76;&#x4EC5;&#x9650;&#x4E8E;&#x5355;&#x70B9;&#x6D4B;&#x91CF;&#x3002;&#x4F46;&#x662F;&#xFF0C;&#x4F7F;&#x7528;&#x78F7;&#x5149;&#x5BFF;&#x547D;&#x6DEC;&#x706B;&#x7684;&#x7A7A;&#x95F4;&#x5206;&#x8FA8;&#x7684; pO(2) &#x6D4B;&#x91CF;&#x4E00;&#x822C;&#x9700;&#x8981;&#x6602;&#x8D35;&#x7684;&#x76F8;&#x673A;&#x6765;&#x83B7;&#x53D6;&#x56FE;&#x50CF;&#x7684; pO(2) &#x548C;&#x7ECF;&#x5E38;&#x906D;&#x53D7;&#x566A;&#x97F3;&#x4FE1;&#x53F7;&#x5DEE;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x7684;&#x505A;&#x6CD5;&#x4F7F;&#x6211;&#x4EEC;&#x80FD;&#x591F;&#x4FDD;&#x7559;&#x7684;&#x9AD8;&#x65F6;&#x7A7A;&#x5206;&#x8FA8;&#x7387;&#x548C;&#x7075;&#x654F;&#x5EA6;&#x7684;&#x78F7;&#x5149;&#x7684;&#x5355;&#x70B9;&#x68C0;&#x6D4B;&#x901A;&#x8FC7;&#x4F7F;&#x7528;&#x6570;&#x5B57;&#x5FAE;&#x955C;&#x5668;&#x4EF6; (DMD) &#x6709;&#x9009;&#x62E9;&#x6027;&#x5730;&#x7167;&#x4EAE;&#x4EFB;&#x610F;&#x5F62;&#x72B6;&#x7684;&#x533A;&#x57DF;&#x7684;&#x7EC4;&#x7EC7;&#x3002;&#x6B64;&#x5916;&#xFF0C;&#x901A;&#x8FC7;&#x540C;&#x65F6;&#x4F7F;&#x7528;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x5BF9;&#x6BD4;&#x5EA6;&#x6210;&#x50CF; &#xFF08;&#x5341;&#x4E03;&#x65E5;&#xFF09; &#x6765;&#x8861;&#x91CF;&#x76F8;&#x5BF9;&#x8840;&#x6D41;&#x91CF;&#xFF0C;&#x6211;&#x4EEC;&#x53EF;&#x4EE5;&#x66F4;&#x597D;&#x5730;&#x68C0;&#x67E5;&#x8840;&#x6D41;&#x91CF;&#x548C;&#x7EDD;&#x5BF9; pO(2) &#x4E4B;&#x95F4;&#x7684;&#x5173;&#x7CFB;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x6210;&#x529F;&#x5730;&#x4F7F;&#x7528;&#x8FD9;&#x4E00;&#x6587;&#x4E66;&#x7814;&#x7A76;&#x671F;&#x95F4;&#x7F3A;&#x8840;&#x6027;&#x6761;&#x4EF6;&#x8DB3;&#x591F;&#x6E05;&#x695A;&#x5730;&#x8FA8;&#x522B;&#x4E0D;&#x540C;&#x533A;&#x57DF;&#x7684;&#x7A7A;&#x95F4;&#x5206;&#x8FA8;&#x7387;&#x4E0E;&#x5927;&#x8111;&#x4E2D;&#x53D1;&#x751F;&#x7684;&#x53D8;&#x5316;&#x3002;&#x8FD9;&#x79CD;&#x65B0;&#x578B;&#x7684;&#x4EEA;&#x5668;&#x5C06;&#x63D0;&#x4F9B;&#x4E00;&#x79CD;&#x5EC9;&#x4EF7;&#x7684;&#x548C;&#x6539;&#x8FDB;&#x7684;&#x6280;&#x672F;&#x7814;&#x7A76;&#x4EBA;&#x5458;&#x8981;&#x68C0;&#x67E5;&#x591A;&#x4E2A;&#x540C;&#x65F6;&#x5728;&#x5927;&#x8111;&#xFF0C;&#x4EE5;&#x53CA;&#x5176;&#x4ED6;&#x7EC4;&#x7EC7;&#x7684;&#x8840;&#x6D41;&#x52A8;&#x529B;&#x5B66;&#x53C2;&#x6570;&#x3002;

&#x540C;&#x65F6;&#x6210;&#x50CF;&#x7684;&#x52A8;&#x7269;&#x4F7F;&#x7528;&#x6570;&#x5B57;&#x5FAE;&#x955C;&#x88C5;&#x7F6E;&#x6C27;&#x5F20;&#x529B;&#x548C;&#x8840;&#x6D41;&#x91CF;&#x3002;

In this study we present a novel imaging method that combines high resolution cerebral blood flow imaging with a highly flexible map of absolute pO(2). In vivo measurements of pO(2) in animals using phosphorescence quenching is a well established method, and is preferable over electrical probes which are inherently invasive and are limited to single point measurements. However, spatially resolved pO(2) measurements using phosphorescence lifetime quenching typically require expensive cameras to obtain images of pO(2) and often suffer from poor signal to noise. Our approach enables us to retain the high temporal resolution and sensitivity of single point detection of phosphorescence by using a digital micromirror device (DMD) to selectively illuminate arbitrarily shaped regions of tissue. In addition, by simultaneously using Laser Speckle Contrast Imaging (LSCI) to measure relative blood flow, we can better examine the relationship between blood flow and absolute pO(2). We successfully used this instrument to study changes that occur during ischemic conditions in the brain with enough spatial resolution to clearly distinguish different regions. This novel instrument will provide researchers with an inexpensive and improved technique to examine multiple hemodynamic parameters simultaneously in the brain as well as other tissues.

Simultaneous imaging of oxygen tension and blood flow in animals using a digital micromirror device.

Dans cette &#xE9;tude, nous pr&#xE9;sentons une m&#xE9;thode d&#x26;#39;imagerie roman qui combine l&#x26;#39;imagerie &#xE0; haute r&#xE9;solution du d&#xE9;bit sanguin c&#xE9;r&#xE9;bral avec une carte tr&#xE8;s souple de la pO absolue (2). Dans les mesures in vivo de pO (2) chez les animaux en utilisant une trempe phosphorescence est une m&#xE9;thode bien &#xE9;tablie, et est pr&#xE9;f&#xE9;rable &#xE0; des sondes &#xE9;lectriques qui sont par nature invasive et sont limit&#xE9;es &#xE0; des mesures ponctuelles. Toutefois, r&#xE9;solue spatialement pO (2) des mesures en utilisant la dur&#xE9;e de vie de phosphorescence trempe n&#xE9;cessitent g&#xE9;n&#xE9;ralement co&#xFB;teux appareils photographiques pour obtenir des images de pO (2) et souffrent souvent de mauvais signal au bruit. L&#x26;#39;approche permet de conserver la r&#xE9;solution temporelle et la sensibilit&#xE9; de d&#xE9;tection de point unique de phosphorescence en utilisant un dispositif de micro-miroir num&#xE9;rique (DMD) pour &#xE9;clairer s&#xE9;lectivement les r&#xE9;gions de forme arbitraire de tissu. En outre, en utilisant simultan&#xE9;ment Laser Speckle imagerie de contraste (LSCI) pour mesurer le d&#xE9;bit sanguin relatif, nous pouvons mieux examiner la relation entre le d&#xE9;bit sanguin et absolue pO (2). Nous avons r&#xE9;ussi &#xE0; utiliser cet instrument pour &#xE9;tudier les changements qui se produisent dans des conditions isch&#xE9;miques dans le cerveau avec une r&#xE9;solution spatiale suffisante pour distinguer clairement les diff&#xE9;rentes r&#xE9;gions. Ce nouvel instrument permettra aux chercheurs avec une technique peu co&#xFB;teuse et l&#x26;#39;am&#xE9;lioration d&#x26;#39;examiner plusieurs param&#xE8;tres h&#xE9;modynamiques simultan&#xE9;ment dans le cerveau ainsi que d&#x26;#39;autres tissus.

Imagerie simultan&#xE9;e de la tension d&#x26;#39;oxyg&#xE8;ne et la circulation sanguine chez les animaux &#xE0; l&#x26;#39;aide d&#x26;#39;un p&#xE9;riph&#xE9;rique num&#xE9;rique Micromirror

In dieser Studie stellen wir einen Roman imaging Methode, hochaufl&ouml;sende zerebralen Blut flie&szlig;en Bildgebung mit einer hochflexiblen Karte von absoluten pO(2) kombiniert. In-vivo Messungen der pO(2) bei Tieren, die mit Phosphoreszenz abschrecken ist eine etablierte Methode und elektrische Sonden, die von Natur aus invasive und beschr&auml;nken sich auf single-Point-Messungen ist vorzuziehen. Jedoch Ortsaufgel&ouml;ste pO(2) Messungen mit Phosphoreszenz Lebensdauer abschrecken erfordern in der Regel teure Kameras Bilder von pO(2) zu erhalten und oft leiden unter schlechten Signal zu Rauschen. Unser Ansatz erm&ouml;glicht es uns, die hohe zeitliche Aufl&ouml;sung und Empfindlichkeit des single-Point-Nachweisvon Phosphoreszenz zu behalten, mit ein digital Micromirror Device (DMD), um willk&uuml;rlich geformte Regionen von Gewebe selektiv zu beleuchten. Gleichzeitig mit Laser Speckle Contrast Imaging (LSCI), um relative Durchblutung zu messen, k&ouml;nnen wir dar&uuml;ber hinaus besser die Beziehung zwischen Blutfluss und absolute pO(2) untersuchen. Wir haben erfolgreich dieses Instrument um &Auml;nderungen zu studieren, die beim isch&auml;mischen Bedingungen im Gehirn mit gen&uuml;gend r&auml;umliche Aufl&ouml;sung klar unterschieden der verschiedene Regionen auftreten. Dieses neuartige Instrument liefern Forscher mit einer preiswerten und verbesserte Technik um mehrere h&auml;modynamische Parameter gleichzeitig in das Gehirn als auch in anderen Geweben zu untersuchen.

Gleichzeitige Darstellung der Sauerstoff Spannung und Blut flie&szlig;en bei Tieren mit einem digital Micromirror Device.

In questo studio presentiamo un romanzo imaging metodo che combina immagini di flusso sanguigno cerebrale ad alta risoluzione con una mappa altamente flessibile di assoluta pO(2). Misurazioni in vivo di pO(2) negli animali mediante tempra fosforescenza &egrave; un metodo consolidato ed &egrave; preferibile sopra sonde elettriche che sono intrinsecamente invasive e sono limitati a singolo punto di misura. Tuttavia, pO(2) risolta spazialmente misurazioni utilizzando fosforescenza vita tempra in genere richiedono costose fotocamere per ottenere immagini di pO(2) e spesso soffrono di scarso segnale di rumore. Il nostro approccio ci permette di mantenere l&#39;alta risoluzione temporale e la sensibilit&agrave; di rilevamento del singolo punto di fosforescenza usando un digital micromirror device (DMD) per illuminare in modo selettivo regioni forme arbitraria del tessuto. Inoltre, utilizzando simultaneamente i Laser Speckle contrasto Imaging (LSCI) per misurare il flusso sanguigno relativo, possiamo esaminare meglio il rapporto tra il flusso di sangue e pO(2) assoluto. Abbiamo utilizzato con successo questo strumento per studiare i cambiamenti che si verificano durante condizioni ischemiche del cervello con sufficiente risoluzione spaziale di distinguere chiaramente le diverse regioni. Questo romanzo strumento fornir&agrave; i ricercatori con una tecnica poco costoso e migliorata per esaminare i parametri emodinamici multipli simultaneamente nel cervello, cos&igrave; come altri tessuti.

Imaging simultanea di ossigeno flusso di tensione e sangue negli animali usando un digital micromirror device.

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En este estudio se presenta un m&#xE9;todo novedoso que combina im&#xE1;genes de alta resoluci&#xF3;n de imagen cerebral, el flujo de sangre con un mapa muy flexible de absoluta PO (2). Las mediciones in vivo de PO (2) en los animales que utilizan enfriamiento fosforescencia es un m&#xE9;todo bien establecido, y es preferible a sondas el&#xE9;ctricas que son inherentemente invasivos y se limitan a medidas puntuales. Sin embargo, la resoluci&#xF3;n espacial PO (2) las mediciones con temple de por vida fosforescencia suelen requerir costosas c&#xE1;maras para obtener im&#xE1;genes de Po (2) y, a menudo sufren de mala se&#xF1;al a ruido. Nuestro enfoque nos permite conservar la alta resoluci&#xF3;n temporal y sensibilidad de la detecci&#xF3;n &#xFA;nico punto de fosforescencia mediante un dispositivo digital (DMD) para iluminar selectivamente regiones arbitrariamente en forma de tejido. Adem&#xE1;s, al mismo tiempo utilizando l&#xE1;ser Speckle im&#xE1;genes de contraste (LSCI) para medir el flujo sangu&#xED;neo relativo, podemos examinar mejor la relaci&#xF3;n entre el flujo sangu&#xED;neo y absoluta PO (2). Hemos utilizado con &#xE9;xito este instrumento para estudiar los cambios que se producen en condiciones de isquemia en el cerebro, con suficiente resoluci&#xF3;n espacial para distinguir claramente las diferentes regiones. Este nuevo instrumento proporcionar&#xE1; a los investigadores con una t&#xE9;cnica de bajo costo y mejores para examinar varios par&#xE1;metros hemodin&#xE1;micos de forma simult&#xE1;nea en el cerebro, as&#xED; como otros tejidos.

Imagen simult&#xE1;neo de la tensi&#xF3;n de ox&#xED;geno y el flujo sangu&#xED;neo en los animales mediante un dispositivo digital de microespejos

&#x4F53;&#x5185;&#x8868;&#x9762;&#x6210;&#x50CF;&#x7684;&#x9057;&#x4F20;&#x7269;&#x8D28;&#x6807;&#x8BB0;&#x8840;&#x7BA1;&#x7CFB;&#x7EDF;&#x5DF2;&#x6210;&#x4E3A;&#x5E7F;&#x6CDB;&#x4F7F;&#x7528;&#x7684;&#x5DE5;&#x5177;&#x4E3A;&#x8111;&#x529F;&#x80FD;&#x6210;&#x50CF;&#x7814;&#x7A76;&#x3002;&#x78F7;&#x5149;&#x6DEC;&#x706B;&#x7684;&#x6C27;&#x5206;&#x538B;&#x548C;&#x5432;&#x54DA;&#x83C1;&#x7EFF;&#x8367;&#x5149;&#x8840;&#x7BA1;&#x704C;&#x6CE8;&#x76D1;&#x6D4B;&#x6280;&#x672F;&#x4F9D;&#x8D56;&#x8840;&#x7BA1;&#x8367;&#x5149;&#x8868;&#x9762;&#x6D4B;&#x91CF;&#x3002;&#x4F46;&#x662F;&#xFF0C;&#x6D4B;&#x91CF;&#x7684;&#x8367;&#x5149;&#x4FE1;&#x53F7;&#x7684;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x4F9D;&#x8D56;&#x5DF2;&#x4E0D;&#x6A21;&#x62DF;&#x5F88;&#x8BE6;&#x7EC6;&#x3002;&#x5728;&#x672C;&#x6587;&#x4E2D;&#xFF0C;&#x6211;&#x4EEC;&#x8C03;&#x67E5;&#x7684;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x4F9D;&#x8D56;&#x4F7F;&#x7528;&#x9AD8;&#x5206;&#x8FA8;&#x7387;&#x8840;&#x7BA1;&#x89E3;&#x5256;&#x7ED3;&#x5408;&#x4E09;&#x7EF4;&#x8499;&#x7279;&#x5361;&#x7F57;&#x6A21;&#x578B;&#x7684;&#x6D4B;&#x91CF;&#x4FE1;&#x53F7;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x53D1;&#x73B0;&#x5230;&#x6A21;&#x62DF;&#x4FE1;&#x53F7;&#x7684;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x4F9D;&#x8D56;&#x5927;&#x5BB9;&#x91CF;&#x8840;&#x7BA1;&#x5047;&#x8BBE;&#x4E0D;&#x63D0;&#x4F9B;&#x51C6;&#x786E;&#x7684;&#x7A7F;&#x900F;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x7684;&#x5728;&#x5927;&#x591A;&#x6570;&#x60C5;&#x51B5;&#x4E0B;&#xFF0C;&#x6536;&#x96C6;&#x5230;&#x7684;&#x8367;&#x5149;&#x4FE1;&#x53F7;&#x3002;&#x76F8;&#x53CD;&#x5FAE;&#x8840;&#x7BA1;&#x7684;&#x7269;&#x7406;&#x5206;&#x5E03;&#xFF0C;&#x5438;&#x6536;&#x4E4B;&#x95F4;&#x7684;&#x5DEE;&#x5F02;&#x7A0B;&#x5EA6;&#x8840;&#x7BA1;&#x548C;&#x8840;&#x7BA1;&#x5185;&#x7A7A;&#x95F4;&#x4EE5;&#x53CA;&#x4E2D;&#x6FC0;&#x53D1;&#x548C;&#x53D1;&#x5C04;&#x6CE2;&#x957F;&#x5438;&#x6536;&#x7684;&#x603B;&#x4F53;&#x5DEE;&#x522B;&#x5FC5;&#x987B;&#x91C7;&#x53D6;&#x8003;&#x8651;&#x5230;&#x786E;&#x5B9A;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x6E17;&#x900F;&#x7684;&#x8367;&#x5149;&#x4FE1;&#x53F7;&#x3002;&#x53E6;&#x5916;&#xFF0C;&#x6211;&#x4EEC;&#x53D1;&#x73B0;&#x4F7F;&#x7528;&#x6709;&#x9488;&#x5BF9;&#x6027;&#x7684;&#x7167;&#x660E;&#x53EF;&#x4EE5;&#x63D0;&#x4F9B;&#x4F18;&#x8D8A;&#x7684;&#x6C34;&#x9762;&#x8230;&#x8247;&#x7075;&#x654F;&#x5EA6;&#x8D85;&#x8FC7;&#x5BBD;&#x89C6;&#x573A;&#x7167;&#x660E;&#x3001; &#x5C0F;&#x533A;&#x57DF;&#x68C0;&#x6D4B;&#x63D0;&#x4F9B;&#x5BF9;&#x8868;&#x9762;&#x8840;&#x7BA1;&#x7684;&#x654F;&#x611F;&#x6027;&#x66F4;&#x5927;&#x6570;&#x989D;&#x3002;&#x6DF1;&#x5EA6;&#x7075;&#x654F;&#x5EA6;&#x53EF;&#x4EE5;&#x589E;&#x5F3A;&#x901A;&#x8FC7;&#x63A2;&#x6D4B;&#x5668;&#x9762;&#x79EF;&#x6269;&#x5927;&#x6216;&#x589E;&#x52A0;&#x7167;&#x660E;&#x9886;&#x57DF;&#x3002;&#x6700;&#x540E;&#xFF0C;&#x6211;&#x4EEC;&#x770B;&#x5230;&#x6FC0;&#x53D1;&#x6CE2;&#x957F;&#x548C;&#x8239;&#x53EA;&#x5927;&#x5C0F;&#x4F1A;&#x5F71;&#x54CD;&#x5185;&#x8239;&#x53EA;&#x62BD;&#x6837;&#x5206;&#x5E03;&#xFF0C;&#x4EE5;&#x53CA;&#x6E90;&#x81EA;&#x5185;&#x90E8;&#x6709;&#x9488;&#x5BF9;&#x6027;&#x7684;&#x5149;&#x7167;&#x6761;&#x4EF6;&#x4E0B;&#x8239;&#x53EA;&#x7684;&#x4FE1;&#x53F7;&#x91CF;&#x3002;

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In vivo surface imaging of fluorescently labeled vasculature has become a widely used tool for functional brain imaging studies. Techniques such as phosphorescence quenching for oxygen tension measurements and indocyanine green fluorescence for vessel perfusion monitoring rely on surface measurements of vascular fluorescence. However, the depth dependence of the measured fluorescence signals has not been modeled in great detail. In this paper, we investigate the depth dependence of the measured signals using a three-dimensional Monte Carlo model combined with high resolution vascular anatomy. We found that a bulk-vascularization assumption to modeling the depth dependence of the signal does not provide an accurate picture of penetration depth of the collected fluorescence signal in most cases. Instead the physical distribution of microvasculature, the degree of absorption difference between extravascular and intravascular space, and the overall difference in absorption at the excitation and emission wavelengths must be taken into account to determine the depth penetration of the fluorescence signal. Additionally, we found that using targeted illumination can provide for superior surface vessel sensitivity over wide-field illumination, with small area detection offering an even greater amount of sensitivity to surface vasculature. Depth sensitivity can be enhanced by either increasing the detector area or increasing the illumination area. Finally, we see that excitation wavelength and vessel size can affect intra-vessel sampling distribution, as well as the amount of signal that originates from inside the vessel under targeted illumination conditions.

Depth dependence of vascular fluorescence imaging.

L&#x26;#39;imagerie in vivo de la vascularisation de surface marqu&#xE9; par fluorescence est devenue un outil largement utilis&#xE9; pour les &#xE9;tudes en imagerie c&#xE9;r&#xE9;brale. Des techniques telles que la phosphorescence trempe pour les mesures de tension d&#x26;#39;oxyg&#xE8;ne et d&#x26;#39;indocyanine fluorescence verte pour la surveillance de perfusion navire reposent sur des mesures de surface de la fluorescence vasculaire. Toutefois, la d&#xE9;pendance profondeur des signaux de fluorescence mesur&#xE9; n&#x26;#39;a pas &#xE9;t&#xE9; mod&#xE9;lis&#xE9; dans les moindres d&#xE9;tails. Dans cet article, nous &#xE9;tudions la d&#xE9;pendance en profondeur des signaux mesur&#xE9;s en utilisant un mod&#xE8;le tridimensionnel de Monte-Carlo mod&#xE8;le combin&#xE9; avec l&#x26;#39;anatomie vasculaire de r&#xE9;solution &#xE9;lev&#xE9;. Nous avons constat&#xE9; que d&#x26;#39;une hypoth&#xE8;se en vrac-vascularisation &#xE0; la mod&#xE9;lisation de la d&#xE9;pendance profondeur du signal ne fournit pas une image exacte de la profondeur de p&#xE9;n&#xE9;tration du signal de fluorescence collect&#xE9; dans la plupart des cas. Au lieu de la distribution physique des microvaisseaux, le degr&#xE9; de diff&#xE9;rence d&#x26;#39;absorption entre l&#x26;#39;espace extravasculaire et intravasculaire, et la diff&#xE9;rence globale de l&#x26;#39;absorption &#xE0; des longueurs d&#x26;#39;onde d&#x26;#39;excitation et d&#x26;#39;&#xE9;mission doivent &#xEA;tre pris en compte pour d&#xE9;terminer la profondeur de p&#xE9;n&#xE9;tration du signal de fluorescence. En outre, nous avons trouv&#xE9; que l&#x26;#39;utilisation de l&#x26;#39;&#xE9;clairage cibl&#xE9; peut fournir pour la sensibilit&#xE9; de surface sup&#xE9;rieure navire plus grand champ d&#x26;#39;illumination, avec d&#xE9;tection petite zone offrant un montant encore plus &#xE9;lev&#xE9; de sensibilit&#xE9; &#xE0; la vascularisation de surface. Profondeur de sensibilit&#xE9; peut &#xEA;tre am&#xE9;lior&#xE9;e soit en augmentant la zone de d&#xE9;tection ou en augmentant la zone d&#x26;#39;&#xE9;clairement. Enfin, nous voyons cette longueur d&#x26;#39;onde d&#x26;#39;excitation et de la taille des navires peuvent affecter la distribution d&#x26;#39;&#xE9;chantillonnage intra-navire, ainsi que la quantit&#xE9; de signal qui provient de l&#x26;#39;int&#xE9;rieur du b&#xE2;timent dans des conditions d&#x26;#39;&#xE9;clairage cibl&#xE9;es.

D&#xE9;pendance &#xE0; l&#x26;#39;&#xE9;gard de la Profondeur vasculaire imagerie par fluorescence

In-vivo Oberfl&auml;che Bildgebung der Leuchtstoff beschriftetem Gef&auml;&szlig;system ist ein weit verbreitetes Werkzeug f&uuml;r funktionale Gehirns Studien geworden. Techniken wie Phosphoreszenz abschrecken f&uuml;r Sauerstoffmessungen Spannung und Indocyanine gr&uuml;ne Fluoreszenz f&uuml;r Schiff Perfusion &Uuml;berwachung verlassen sich auf Oberfl&auml;chen vaskul&auml;re Fluoreszenz-Messungen. Jedoch hat die tiefe Abh&auml;ngigkeit von den gemessenen Fluoreszenzsignale nicht sehr detailliert modelliert wurden. In diesem Artikel untersuchen wir die tiefe Abh&auml;ngigkeit der gemessenen Signale mit einem dreidimensionales Monte-Carlo-Modell kombiniert mit hoher Aufl&ouml;sung Anatomie. Wir fanden, dass die Annahme ein Massen-Vaskularisierung zum Modellieren der Tiefe Abh&auml;ngigkeit des Signals kein genaues Bild der Eindringtiefe des gesammelten Fluoreszenz-Signals in den meisten F&auml;llen liefert. Stattdessen muss der physische Verteilung der Microvasculature, der Grad der Resorption Unterschied zwischen extravaskul&auml;ren und intravasaler Raum, und der gesamte Unterschied in der Absorption bei der Anregungs- und Wellenl&auml;ngen ber&uuml;cksichtigt werden das tiefe Eindringen der das Fluoreszenz-Signal zu bestimmen. Dar&uuml;ber hinaus fanden wir, dass mit gezielten Beleuchtung f&uuml;r &uuml;berlegene Oberfl&auml;che Schiffes Empfindlichkeit &uuml;ber weite-Feld-Beleuchtung, mit kleinen Erkennung bietet eine noch gr&ouml;&szlig;ere Menge an Sensibilit&auml;t f&uuml;r Oberfl&auml;che Gef&auml;&szlig;system bereitstellen kann. Tiefe Empfindlichkeit kann durch Vergr&ouml;&szlig;erung der Detektor oder Vergr&ouml;&szlig;erung der Beleuchtung verbessert werden. Schlie&szlig;lich sehen wir, dass Erregung Wellenl&auml;nge und Schiff Gr&ouml;&szlig;e beeinflussen kann, Intra-Schiff-Sampling-Verteilung sowie die St&auml;rke des Signals, das das Schiff unter gezielte Beleuchtung Bedingungen aus stammt.

Tiefe Abh&auml;ngigkeit der vaskul&auml;ren Fluoreszenz-Bildgebung.

Imaging in vivo di superficie del sistema vascolare fluorescente contrassegnati &egrave; diventata uno strumento ampiamente utilizzato per gli studi di imaging funzionale del cervello. Tecniche quali la fosforescenza tempra per misure di tensione di ossigeno e fluorescenza verde indocianina per nave perfusione monitoraggio si basano su misure di superficie di fluorescenza vascolare. Tuttavia, la dipendenza dalla profondit&agrave; dei segnali di fluorescenza misurata &egrave; stata modellata non in grande dettaglio. In questa carta, indaghiamo la dipendenza dalla profondit&agrave; dei segnali misurati utilizzando un modello tridimensionale Montecarlo combinato con anatomia vascolare ad alta risoluzione. Abbiamo trovato che un presupposto di massa-vascolarizzazione a modellare la dipendenza della profondit&agrave; del segnale non forniscono un quadro preciso della profondit&agrave; di penetrazione del segnale di fluorescenza raccolti nella maggior parte dei casi. Invece la distribuzione fisica del microvasculature, il grado di differenza di assorbimento tra spazio extravascolare e intravascolare e la differenza complessiva di assorbimento alle lunghezze d&#39;onda di eccitazione e di emissione deve essere tenuto conto per determinare la penetrazione di profondit&agrave; del segnale di fluorescenza. Inoltre, abbiamo trovato che usando illuminazione mirata pu&ograve; fornire per la sensibilit&agrave; di nave di superficie superiore sopra illuminazione wide-field, con rilevamento di piccola area offrendo una quantit&agrave; ancora maggiore di sensibilit&agrave; ai vasi superficiali. Sensibilit&agrave; di profondit&agrave; pu&ograve; essere migliorata aumentando l&#39;area rilevatore o aumentando l&#39;area di illuminazione. Infine, vediamo che dimensione vaso e lunghezza d&#39;onda di eccitazione pu&ograve; influenzare la distribuzione di campionamento intra-nave, come pure la quantit&agrave; di segnale che proviene da dentro la nave in condizioni di illuminazione mirata.

Dipendenza dalla profondit&agrave; di imaging vascolare fluorescenza.

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Vivo&#xC5D0;&#xC11C; &#xD45C;&#xBA74; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; &#xB193;&#xC5EC;&#xC788;&#xB294;&#xC9C0; &#xB808;&#xC774;&#xBE14;&#xC774; &#xC788;&#xB294; &#xD608;&#xAD00;&#xC758; &#xAE30;&#xB2A5;&#xC801; &#xB1CC; &#xC601;&#xC0C1; &#xC5F0;&#xAD6C;&#xC5D0; &#xB110;&#xB9AC; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xB418;&#xB294; &#xB3C4;&#xAD6C;&#xAC00; &#xB418;&#xACE0;&#xC788;&#xB2E4;. &#xC0B0;&#xC18C; &#xC7A5;&#xB825; &#xCE21;&#xC815; &#xBC0F; &#xD608;&#xAD00; &#xAD00;&#xB958; &#xBAA8;&#xB2C8;&#xD130;&#xB9C1;&#xC744; &#xC704;&#xD55C; indocyanine &#xB179;&#xC0C9; &#xD615;&#xAD11; &#xC778;&#xAD11; &#xD574;&#xC18C; &#xB4F1; &#xAE30;&#xBC95; &#xD608;&#xAD00; &#xD615;&#xAD11;&#xC758; &#xD45C;&#xBA74; &#xCE21;&#xC815;&#xC5D0; &#xC758;&#xC874;. &#xADF8;&#xB7EC;&#xB098; &#xCE21;&#xC815; &#xB41C; &#xD615;&#xAD11; &#xC2E0;&#xD638; &#xAE4A;&#xC774; &#xC758;&#xC874; &#xC544;&#xC8FC; &#xC790;&#xC138;&#xD558;&#xAC8C;&#xC5D0;&#xC11C; &#xBAA8;&#xB378;&#xB9C1; &#xB418;&#xC9C0; &#xC788;&#xB2E4;. &#xC774; &#xB17C;&#xBB38;&#xC5D0;&#xC11C;&#xB294; &#xACE0;&#xD574;&#xC0C1;&#xB3C4; &#xD608;&#xAD00; &#xD574;&#xBD80;&#xD559;&#xACFC; &#xD568;&#xAED8; 3 &#xCC28;&#xC6D0; &#xBAAC;&#xD14C; &#xCE74;&#xB97C;&#xB85C; &#xBAA8;&#xB378;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; &#xCE21;&#xC815; &#xB41C; &#xC2E0;&#xD638;&#xC758; &#xAE4A;&#xC774; &#xC758;&#xC874; &#xC870;&#xC0AC;. &#xC6B0;&#xB9AC;&#xB294; &#xAE4A;&#xC774; &#xC758;&#xC874; &#xD558;&#xB294; &#xC2E0;&#xD638;&#xC758; &#xBAA8;&#xB378;&#xB9C1;&#xC744; &#xB300;&#xB7C9; vascularization &#xAC00;&#xC815; &#xB300;&#xBD80;&#xBD84;&#xC758; &#xACBD;&#xC6B0;&#xC5D0; &#xC218;&#xC9D1; &#xB41C; &#xD615;&#xAD11; &#xC2E0;&#xD638;&#xC758; &#xCE68;&#xD22C; &#xAE4A;&#xC774;&#xC758; &#xC815;&#xD655;&#xD55C; &#xADF8;&#xB9BC;&#xC744; &#xC81C;&#xACF5; &#xD558;&#xC9C0; &#xC54A;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4; &#xBC1C;&#xACAC;. &#xB300;&#xC2E0; microvasculature &#xBB3C;&#xB958; extravascular &#xBC0F; intravascular &#xACF5;&#xAC04;&#xACFC; &#xC5EC;&#xAE30; &#xBC0F; &#xBC29;&#xCD9C; &#xD30C;&#xC7A5;&#xC5D0;&#xC11C; &#xD761;&#xC218;&#xC5D0; &#xC804;&#xBC18;&#xC801;&#xC778; &#xCC28;&#xC774; &#xC0AC;&#xC774;&#xC758; &#xD761;&#xC218; &#xCC28;&#xC774; &#xC815;&#xB3C4; &#xD574;&#xC57C; &#xACE0;&#xB824;&#xD574; &#xAE4A;&#xC774; &#xCE68;&#xD22C; &#xD615;&#xAD11; &#xC2E0;&#xD638;&#xB97C; &#xD655;&#xC778; &#xD558;. &#xB610;&#xD55C;, &#xC6B0;&#xB9AC;&#xB294; &#xD0C0;&#xAC9F;&#xB41C; &#xC870;&#xBA85;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; &#xC81C;&#xACF5;&#xD560; &#xC218; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4; &#xC6B0;&#xC218;&#xD55C; &#xD45C;&#xBA74; &#xC120;&#xBC15; &#xAC10;&#xB3C4; &#xB300; &#xD55C; &#xB113;&#xC740; &#xD544;&#xB4DC; &#xC870;&#xBA85;, &#xC791;&#xC740; &#xC601;&#xC5ED; &#xAC10;&#xC9C0; &#xAC10;&#xB3C4; &#xD45C;&#xBA74; &#xD608;&#xAD00;&#xC758; &#xB354; &#xD070; &#xAE08;&#xC561;&#xC744; &#xC81C;&#xACF5; &#xD558; &#xACE0; &#xBC1C;&#xACAC;. &#xAE4A;&#xC774; &#xAC10;&#xB3C4; &#xC99D;&#xAC00; &#xD558;&#xB294; &#xAC80;&#xCD9C;&#xAE30; &#xC601;&#xC5ED; &#xB610;&#xB294; &#xC870;&#xBA85; &#xC601;&#xC5ED;&#xC744; &#xC99D;&#xAC00; &#xD5A5;&#xC0C1; &#xB420; &#xC218; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xB9C8;&#xC9C0;&#xB9C9;&#xC73C;&#xB85C;, &#xC6B0;&#xB9AC;&#xB294; &#xC5EC;&#xAE30; &#xD30C;&#xC7A5; &#xBC0F; &#xC120;&#xBC15; &#xD06C;&#xAE30; &#xC218; &#xC2E0;&#xD638; &#xB300;&#xC0C1;&#xB41C; &#xC870;&#xBA85; &#xC870;&#xAC74; &#xD558;&#xC5D0;&#xC11C; &#xC120;&#xBC15; &#xB0B4;&#xC5D0;&#xC11C; &#xBC1C;&#xC0DD; &#xD558;&#xB294; &#xAE08;&#xC561;&#xC73C;&#xB85C; &#xB0B4;&#xBD80; &#xC6A9;&#xAE30; &#xC0D8;&#xD50C;&#xB9C1; &#xBD84;&#xD3EC; &#xC601;&#xD5A5;&#xC744; &#xCC38;&#xC870; &#xD558;&#xC2ED;&#xC2DC;&#xC624;.

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En vivo de im&#xE1;genes de superficie de la vasculatura marcado con fluorescencia se ha convertido en una herramienta ampliamente utilizada para los estudios de im&#xE1;genes cerebrales funcionales. T&#xE9;cnicas tales como la fosforescencia de enfriamiento para las mediciones de la tensi&#xF3;n de ox&#xED;geno y fluorescencia verde indocianina para la perfusi&#xF3;n de localizaci&#xF3;n de buques se basan en mediciones de la superficie de la fluorescencia vascular. Sin embargo, la dependencia profundidad de las se&#xF1;ales de fluorescencia medida no ha sido modelada en gran detalle. En este trabajo, se investiga la dependencia de la profundidad de las se&#xF1;ales medidas con una imagen tridimensional de Monte Carlo del modelo combinado con la anatom&#xED;a vascular de alta resoluci&#xF3;n. Hemos encontrado que una suposici&#xF3;n granel-vascularizaci&#xF3;n para modelar la dependencia profundidad de la se&#xF1;al no proporciona una imagen exacta de la profundidad de penetraci&#xF3;n de la se&#xF1;al de fluorescencia recogido en la mayor&#xED;a de los casos. En vez de la distribuci&#xF3;n f&#xED;sica de la microvasculatura, el grado de diferencia entre la absorci&#xF3;n de espacio extravascular e intravasculares, y la diferencia general en la absorci&#xF3;n a las longitudes de onda de excitaci&#xF3;n y emisi&#xF3;n se debe tener en cuenta para determinar la profundidad de penetraci&#xF3;n de la se&#xF1;al de fluorescencia. Adem&#xE1;s, se encontr&#xF3; que el uso de iluminaci&#xF3;n selectiva puede prever una sensibilidad superior buque de superficie sobre amplio campo de iluminaci&#xF3;n, con detecci&#xF3;n de &#xE1;rea peque&#xF1;a que ofrece una cantidad todav&#xED;a mayor de sensibilidad a la vasculatura superficie. Profundidad sensibilidad puede mejorarse ya sea aumentando el &#xE1;rea del detector o aumentando el &#xE1;rea de iluminaci&#xF3;n. Finalmente, se observa que la longitud de onda de excitaci&#xF3;n y tama&#xF1;o de la embarcaci&#xF3;n puede afectar intra-buque distribuci&#xF3;n de muestreo, as&#xED; como la cantidad de se&#xF1;al que se origina desde el interior del recipiente en condiciones de iluminaci&#xF3;n dirigidos.

Article	Year
Microvascular oxygen quantification using two-photon microscopy. Optics letters\| PubMed ID: 18483504	2008
Efficient processing of laser speckle contrast images. IEEE transactions on medical imaging\| PubMed ID: 19033089	2008
Simultaneous imaging of oxygen tension and blood flow in animals using a digital micromirror device. Optics express\| PubMed ID: 20588661	2010
Depth dependence of vascular fluorescence imaging. Biomedical optics express\| PubMed ID: 22162824	2011

Adrien Ponticorvo

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