Name: Nieinwazyjny pomiar optyczny metabolizmu mózgowego i hemodynamiki u niemowląt (Wideo) | JoVE Journal
Uploaded: 2013-03-14T09:20:00.000+00:00
Duration: 11 min 39 s
Description: Poznaj nieinwazyjną metodę pomiaru metabolizmu tlenowego mózgu u noworodków przy użyciu spektroskopii w bliskiej podczerwieni i korelacji dyfuzyjnej. Technika ta umożliwia ocenę zdrowia mózgu przy łóżku pacjenta.

ai_agent_IP

ai_agent

maintenance

instantTrialDurationMinutes

isBiopharma

enableNewMyJoveSectionDesign

educationFeatures

seoMetaApi

ai_copilot_institution_blacklist

ai_chat_institution_blacklist

freeAccessWindow

ssoRoleCapture

scheduledMaintenanceBanner

joveLabsFeatures

disable_autoplay_for_bots

extended_trial_duration

5 minutes

Autorzy dziękują wszystkim rodzinom za udział w tym badaniu oraz pielęgniarkom, lekarzom i personelowi oddziału intensywnej terapii noworodków (Neonatal ICU), noworodkowego oddziału opieki specjalistycznej (Special Care Nursery), neurologii dziecięcej oraz oddziałów położniczych w Massachusetts General Hospital, Brigham and Women's Hospital oraz Boston Children's Hospital za pomoc i wsparcie. W szczególności dziękujemy Lindzie J. Van Marter, Robertowi M. Insoftowi, Jonathanowi H. Croninowi, Julianne Mazzawi i Stevenowi A. Ringerowi. Autorzy dziękują również Marcii Kocienski-Filip, Yvonne Sheldon, Alpnie Aggarwall, Maddy Artunguada i Genevieve Nave za pomoc podczas pomiarów. Projekt jest finansowany z grantów NIH R01-HD042908, R21- HD058725, P41- RR14075 oraz R43-HD071761. Marcia Kocienski-Filip i Yvonne Sheldon są wspierane przez Clinical Translational Science Award UL1RR025758 przyznaną Uniwersytetowi Harvarda oraz Brigham and Women's Hospital przez National Center for Research Resources. Treść publikacji jest wyłączną odpowiedzialnością autorów i nie musi reprezentować oficjalnego stanowiska National Center for Research Resources ani National Institutes of Health.

1. Przygotowanie do pomiarów przy łóżku pacjenta
<ol>
	<li>Systemy FDNIRS i DCS są kompaktowe i łatwe do przetransportowania na małym wózku do łóżka niemowlęcia w szpitalu (Rycina 1).</li>
	<li>Po podjechaniu wózkiem z urządzeniami do łóżka pacjenta, włącz systemy i podłącz sondę optyczną do urządzeń FDNIRS i DCS. Upewnij się, że podczas każdego pomiaru obecnych jest dwóch eksperymentatorów: jeden do obsługi aparatury i komputera oraz drugi do trzymania sondy.</li>
	<li>Wybierz odpowiednią sondę w zależności od wieku pomenstrualnego (PMA) niemowlęcia. Sonda optyczna z odstępami źródło-detektor FDNIRS wynoszącymi 1, 1,5, 2 i 2,5 cm jest stosowana u niemowląt o PMA &lt;37 tyg., a sonda z odstępami FDNIRS 1,5, 2, 2,5 i 3 cm jest stosowana u starszych niemowląt (Rycina 2-A). Wybór mniejszych odstępów źródło-detektor jest podyktowany niewielkim rozmiarem i większą krzywizną głowy wcześniaków. Przy zastosowaniu większej sondy u wcześniaka, relatywnie mniejszy rozmiar głowy dziecka oraz jej znaczna krzywizna utrudniają efektywny kontakt głowy niemowlęcia ze wszystkimi źródłami i detektorami. Z tego powodu sonda z odstępami źródło-detektor FDNIRS 1, 1,5, 2 i 2,5 cm jest odpowiednia do stosowania u wcześniaków. Nasze badania potwierdziły, że wybrane odstępy źródło-detektor są wystarczające do pomiaru właściwości optycznych kory mózgowej zarówno u wcześniaków, jak i noworodków donoszonych 14. Włókna źródła i detektora DCS są ułożone w rzędzie równolegle do włókien FDNIRS z odległościami źródło-detektor wynoszącymi 1,5 cm (jeden detektor) i 2 cm (trzy detektory) w sondach zarówno dla wcześniaków, jak i noworodków donoszonych.</li>
	<li>Zdezynfekuj sondy optyczne za pomocą chusteczki dezynfekcyjnej Sani-cloth i włóż sondę oraz włókna do jednorazowego polipropylenowego rękawa plastikowego.</li>
</ol>
2. Ustawienia wzmocnienia i kalibracja fDNIRS
<ol>
	<li>Otwórz graficzny interfejs użytkownika (GUI) systemu FDNIRS i wybierz plik ustawień programu odpowiadający używanej sondzie i blokowi kalibracyjnemu.</li>
	<li>Aby dostosować wzmocnienia detektora, delikatnie przyłóż sondę do obszaru głowy badanego pozbawionego włosów (najlepiej do lewej strony czoła) i utrzymuj ją w tej samej pozycji, nie wywierając żadnego nacisku. Włącz źródła i detektory, a następnie reguluj napięcie PMT, aż amplituda dowolnego z laserów źródłowych osiągnie 20 000 counts. Wartość 32 000 counts to maksymalna digitalizacja karty akwizycji analogowo-cyfrowej, a wzmocnienia muszą zostać ustawione poniżej tego progu, aby uniknąć nasycenia podczas akwizycji danych. Wzmocnienia należy ustawić w obszarze czołowym, ponieważ region ten zazwyczaj charakteryzuje się najniższą absorpcją światła laserowego i jest zatem najbardziej podatny na nasycenie.</li>
	<li>Wyłącz źródła i detektory, a następnie przenieś sondę z powrotem na blok kalibracyjny. Lasery muszą być wyłączone podczas przemieszczania sondy ze względu na bezpieczeństwo oczu; detektory muszą być wyłączone, ponieważ PMT są bardzo czułe, a ekspozycja na jasne światło zwiększa szum tła i może doprowadzić do ich trwałego uszkodzenia.</li>
	<li>Po umieszczeniu sondy z powrotem na bloku kalibracyjnym użyj filtra gęstości neutralnej (ND), jeśli jakakolwiek para źródło-detektor ulegnie nasyceniu. Różne filtry ND mogą być wybierane w celu optymalizacji wzmocnień u niemowląt o różnym kolorycie skóry. Unieruchom sondę na 16 sec podczas przeprowadzania procedury kalibracji. Ponieważ nie przemieszczamy fizycznie jednego źródła na różne odległości od pojedynczego detektora w celu uzyskania schematu wieloodległościowego, lecz zamiast tego stosujemy cztery kombinacje dwóch niezależnych źródeł i dwóch niezależnych detektorów, musimy przeprowadzić kalibrację dla różnej mocy dwóch źródeł oraz różnych wzmocnień dwóch detektorów. Poprzez pomiar bloku kalibracyjnego o znanych właściwościach optycznych szacujemy czynniki korekcji amplitudy i fazy niezbędne do odzyskania współczynników absorpcji i rozpraszania bloku kalibracyjnego.</li>
	<li>Po kalibracji zbierz kolejne 16 sec danych na bloku i wizualnie oceń poprawność kalibracji za pomocą wewnętrznego GUI w programie MATLAB. Zmierzone μa i μs' powinny odpowiadać rzeczywistym współczynnikom bloku kalibracyjnego dla wszystkich długości fal. W przypadku słabego dopasowania przeprowadź kalibrację ponownie.</li>
	<li>Jeśli wzmocnienia detektora wymagają zmiany lub włókna źródła i detektora muszą zostać odłączone podczas pomiarów, powtórz procedurę kalibracji urządzenia FDNIRS.</li>
	<li>Na koniec sesji pomiarowej zbierz kolejne 16 sec danych na bloku kalibracyjnym, aby zweryfikować, czy kalibracja została utrzymana podczas pomiarów na badanym. Jeśli kalibracja nie została utrzymana, przeprowadź drugą kalibrację na koniec pomiaru i zastosuj ją do zebranych danych.</li>
</ol>
3. Ustawienia DCS
<ol>
	<li>Otwórz wewnętrzny interfejs graficzny (GUI) do akwizycji danych DCS i wczytaj plik ustawień odpowiadający używanej sondzie optycznej.</li>
	<li>Przed rozpoczęciem pomiarów zweryfikuj, czy moc lasera źródła DCS jest odpowiednia do kontaktu ze skórą, mierząc moc lasera źródła DCS miernikiem mocy i sprawdzając rozmiar plamki za pomocą karty podglądu IR (laser emituje światło o długości fali 785 nm, która jest niewidoczna). Moc lasera DCS wynosi ~60 mW i jest sprzężona z włóknem o stosunkowo niewielkiej średnicy (400-600 μm). Aby spełnić standardy ANSI dotyczące kontaktu ze skórą, światło w sondzie musi zostać osłabione i rozproszone na dużym obszarze. Osiąga się to poprzez pokrycie końcówki włókna białą arkuszową teflonową przekładką o średnicy 3 mm (Rysunek 2-A). Teflon wykazuje silne rozpraszanie i szeroko dyfunduje wiązkę lasera. Przy łóżku pacjenta upewnij się, że moc lasera w sondzie jest mniejsza niż 25 mW, a rozmiar plamki ma średnicę większą niż 3 mm. Podobnie jak w przypadku FDNIRS, zawsze wyłączaj źródła i detektory podczas przemieszczania sondy optycznej.</li>
	<li>Detekcja DCS opiera się na zliczaniu fotonów i nie wymaga regulacji wzmocnienia APD, która jest konieczna w urządzeniu FDNIRS. Flaga w oprogramowaniu do akwizycji wskazuje, czy wykryto zbyt dużo światła; w takim przypadku należy zmniejszyć sprzężenie światła z włóknami źródła lub detektora poprzez obrócone złącza włókien. Odpowiednia detekcja światła mieści się w zakresie 200 000-4 000 000 wykrytych fotonów (co odpowiada wartościom od -26 do 0 dB na wyświetlaczu komputera). Unikaj nadmiernego oświetlenia pomieszczenia, aby zredukować szum tła.</li>
	<li>DCS nie wymaga kalibracji do pomiaru CBFi. Przepływ krwi jest proporcjonalny do czasu utraty korelacji. Jednolity blok nie wystarcza do sprawdzenia jakości sygnału, ponieważ nie ma w nim ruchomych cząstek rozpraszających, które powodowałyby spadek korelacji. Zamiast tego ramię eksperymentatora wykazuje spadek – im szybszy przepływ krwi, tym gwałtowniejszy spadek.</li>
</ol>
4. Pozyskiwanie danych
<ol>
	<li>Chociaż pomiary FDNIRS i DCS można przeprowadzić szybko sekwencyjnie, należy najpierw zmierzyć wszystkie lokalizacje jednym urządzeniem, a następnie powtórzyć tę samą sekwencję drugim urządzeniem, korzystając z niezależnego oprogramowania akwizycyjnego przypisanego do każdego z nich.</li>
	<li>Zmierzyć siedem lokalizacji obejmujących obszary czołowe, skroniowe i ciemieniowe, zgodnie z systemem 10-20 (Fp1, FpZ, FP2, C3, C4, P3, P4), w określonej kolejności (Rysunek 2-B). Rozdzielić włosy wzdłuż linii źródło-detektor i umieścić sondę w tym obszarze głowy.</li>
	<li>Włączyć lasery i detektory FDNIRS i sprawdzić jakość sygnału: wartości amplitudy powinny mieścić się w zakresie od 2,000 do 20,000, a SNR przesunięć fazowych &lt;2 stopnie. Jeśli wartości wykraczają poza te zakresy, należy zmienić położenie sondy, upewniając się, że włosy są rozdzielone, a wszystkie źródła i detektory mają kontakt ze skórą.</li>
	<li>Zbierać dane przez 16 sec. Powtórzyć pomiary do trzech razy w każdej lokalizacji (Rysunek 2-C), rozdzielając włosy i zmieniając położenie sondy na nieco inny punkt przy każdej akwizycji. Wykonuje się to w celu zminimalizowania wpływu lokalnych niejednorodności, takich jak włosy i powierzchowne duże naczynia, oraz aby uzyskać wartości reprezentatywne dla danego regionu, a nie tylko dla pojedynczego punktu.</li>
	<li>Włączyć laser i detektory DCS i zbierać dane przez 10 sec. Zmienić położenie sondy i powtórzyć akwizycje (podobnie jak w przypadku pomiarów FDNIRS).</li>
	<li>Wyłączać wszystkie lasery podczas przenoszenia sondy między lokalizacjami. Gromadzenie danych we wszystkich siedmiu lokalizacjach nie zawsze jest możliwe. Przerwać pomiary, jeśli u badanego wystąpią jakiekolwiek oznaki dyskomfortu lub ruchu. W razie możliwości ponowić akwizycję. Elektrody EEG lub sprzęt oddechowy mogą również uniemożliwić pomiary w niektórych lokalizacjach.</li>
</ol>
5. Pomiar parametrów systemowych
<ol>
	<li>Do obliczenia CMRO2i należy pozyskać dwa parametry systemowe: utlenowanie tętnicze (SaO2) oraz poziom hemoglobiny we krwi (HGB). HGB jest również niezbędna do obliczenia CBV. Podczas gdy konwencjonalna pulsoksymetria dostarcza pomiarów SaO2, HGB mierzy się zazwyczaj za pomocą badania krwi. Nowy pulsoksymetr, opracowany przez Masimo Corporation, umożliwia nieinwazyjny pomiar HGB z wykorzystaniem wielu długości fal. Urządzenie posiada zatwierdzenie FDA dla niemowląt &gt;3 kg i pozwala na szybki pomiar zarówno SaO2, jak i HGB przy łóżku pacjenta.</li>
	<li>Zapisz wartości SaO2 i HGB za pomocą pulsoksymetru Masimo (Pronto spot check pulse co-oximeter). Do wykonania tych pomiarów przymocuj jednorazowy sensor samoprzylepny do palucha stopy niemowlęcia. Wartość HGB wyświetli się na monitorze w ciągu kilku sekund.</li>
	<li>W przypadku braku możliwości użycia pulsoksymetru Masimo, zmierz SaO2 za pomocą innych zatwierdzonych przez FDA pulsoksymetrów. Wartość HGB można odczytać z dokumentacji klinicznej pacjentów lub oszacować, korzystając z wartości normatywnych.</li>
</ol>
6. Analiza danych
<ol>
	<li>Uruchom wewnętrzny interfejs graficzny (GUI) do analizy danych w przetwarzaniu końcowym przy użyciu programu MATLAB. Oprogramowanie to nie tylko szacuje wszystkie parametry hemodynamiczne, ale również wykorzystuje redundancję danych do automatycznej oceny jakości pomiarów i ograniczania wyników.</li>
	<li>Automatyczne obiektywne kryteria kontroli jakości polegają na odrzuceniu danych fNIRS, jeżeli: R2 &lt; 0,98 dla dopasowania modelu do danych eksperymentalnych, wartość p &gt; 0,02 dla współczynnika korelacji ilorazowej Pearsona pomiędzy ośmioma zmierzonymi współczynnikami absorpcji a dopasowaniem hemoglobiny (Rysunek 3-A), wartość p &gt; 0,02 dla dopasowania liniowego zredukowanych współczynników rozpraszania w funkcji długości fali (Rysunek 3-B) 15Jeśli ponad 33 procent danych kwalifikuje się do odrzucenia, odrzuca się cały zestaw. W przypadku DCS dane są odrzucane, jeżeli: koniec krzywej dopasowania różni się od 1 o więcej niż 0,02, skumulowana wariancja między trzema pierwszymi punktami krzywej wynosi więcej niż 0,1 lub średnia wartość trzech pierwszych punktów jest większa niż 1,6 (Rycina 4). Jeśli odrzucono więcej niż 50% krzywych lub wartości dopasowania wykazują współczynnik zmienności &gt; 15 procent, cały zestaw zostaje odrzucony15.</li>
	<li>Oblicz bezwzględne stężenia HbO i HbR poprzez dopasowanie współczynników absorpcji dla wszystkich długości fal, wykorzystując wartości literaturowe dla współczynników ekstynkcji Hb 16 or 75-procentowe stężenie wody w tkance 17Wyznacz całkowite stężenie hemoglobiny (HbT = HbO + HbR) oraz SO22 (HbO / HbT) z stężeń HbO i HbR.</li>
	<li>Oszacuj objętość krwi mózgowej, korzystając z równania opisanego przez Ijichi i wsp. 18. CBV = (HbT × MWHb) / (HGB × Dbt), gdzie MWHb = 64 500 [g/mol] to masa cząsteczkowa Hb, a Dbt Gęstość tkanki mózgowej wynosi 1,05 g/ml.</li>
	<li>Oblicz CBFi poprzez dopasowanie zmierzonych czasowych funkcji autokorelacji do równania korelacji dyfuzyjnej. Szczegółowe ramy teoretyczne służące do obliczenia CBFi znajduje się w Boas i wsp. oraz Boaza i Joda 10,11W równaniach należy zastosować indywidualne współczynniki absorpcji zmierzone za pomocą fDNIRS oraz średnią wartość współczynników rozpraszania dla całej populacji.</li>
	<li>Oblicz wskaźnik cerebralnego zużycia tlenu, wykorzystując pomiar SO2 za pomocą fDNIRS.2 oraz pomiar DCS w odniesieniu do CBFi za pomocą następującego równania: CMRO2i = (HGB × CBFi × (SaO2 - SO2)) / (4 × MWHb × β)15, gdzie mnożnik 4 odnosi się do czterech O2 cząsteczki związane z każdą hemoglobiną, a β to procentowy udział przedziału żylnego w pomiarze utlenowania hemoglobiny 19.</li>
</ol>

<ol><li>Zaramella, P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Can+tissue+oxygenation+index+%28TOI%29+and+cotside+neurophysiological+variables+predict+outcome+in+depressed%2Fasphyxiated+newborn+infants%3F%5BTitle%5D)+AND+%22Early+Hum.+Dev%22%5BJournal%5D)">Can tissue oxygenation index (TOI) and cotside neurophysiological variables predict outcome in depressed/asphyxiated newborn infants?</a> Early Hum. Dev. 83, 483-489 (2007).</li>
<li>van Bel, F., Lemmers, P., Naulaers, G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Monitoring+neonatal+regional+cerebral+oxygen+saturation+in+clinical+practice%3A+value+and+pitfalls%5BTitle%5D)+AND+%22Neonatology%22%5BJournal%5D)">Monitoring neonatal regional cerebral oxygen saturation in clinical practice: value and pitfalls.</a> Neonatology. 94, 237-244 (2008).</li>
<li>Boas, D. A., Franceschini, M. A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Haemoglobin+oxygen+saturation+as+a+biomarker%3A+the+problem+and+a%5BTitle%5D)+AND+%22%22%5BJournal%5D)">Haemoglobin oxygen saturation as a biomarker: the problem and a.</a> 369, 4407-4424 (2011).</li>
<li>Franceschini, M. A., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Assessment+of+infant+brain+development+with+frequency-domain+near-infrared+spectroscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Pediatr.+Res%22%5BJournal%5D)">Assessment of infant brain development with frequency-domain near-infrared spectroscopy.</a> Pediatr. Res. 61, 546-551 (2007).</li>
<li>Grant, P. E., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Increased+cerebral+blood+volume+and+oxygen+consumption+in+neonatal+brain+injury%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Cereb.+Blood+Flow+Metab%22%5BJournal%5D)">Increased cerebral blood volume and oxygen consumption in neonatal brain injury.</a> J. Cereb. Blood Flow Metab. 29, 1704-1713 (2009).</li>
<li>Feddersen, B. A., Piston, D. W., Gratton, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Digital+parallel+acquisition+in+frequency+domain+fluorimetry%5BTitle%5D)+AND+%22Rev.+Sci.+Instrum%22%5BJournal%5D)">Digital parallel acquisition in frequency domain fluorimetry.</a> Rev. Sci. Instrum. 60, 2929-2936 (1989).</li>
<li>Fantini, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Frequency-domain+multichannel+optical+detector+for+non-invasive+tissue+spectroscopy+and+oximetry%5BTitle%5D)+AND+%22Opt.+Eng%22%5BJournal%5D)">Frequency-domain multichannel optical detector for non-invasive tissue spectroscopy and oximetry.</a> Opt. Eng. 34, 34-42 (1995).</li>
<li>Cheung, C., Culver, J. P., Kasushi, T., Greenberg, J. H., Yodh, A. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((In+vivo+cerebrovascular+measurement+combining+diffuse+near-infrared+absorption+and+correlation+spectroscopies%5BTitle%5D)+AND+%22Phys.+Med.+Biol%22%5BJournal%5D)">In vivo cerebrovascular measurement combining diffuse near-infrared absorption and correlation spectroscopies.</a> Phys. Med. Biol. 46, 2053-2065 (2001).</li>
<li>Durduran, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Diffuse+optical+measurement+of+blood+flow%2C+blood+oxygenation%2C+and+metabolism+in+a+human+brain+during+sensorimotor+cortex+activation%5BTitle%5D)+AND+%22Opt.+Lett%22%5BJournal%5D)">Diffuse optical measurement of blood flow, blood oxygenation, and metabolism in a human brain during sensorimotor cortex activation.</a> Opt. Lett. 29, 1766-1768 (2004).</li>
<li>Boas, D. A., Campbell, L. E., Yodh, A. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Scattering+and+imaging+with+diffusing+temporal+field+correlations%5BTitle%5D)+AND+%22Phys.+Rev.+Lett%22%5BJournal%5D)">Scattering and imaging with diffusing temporal field correlations.</a> Phys. Rev. Lett. 75, 1855-1859 (1995).</li>
<li>Boas, D. A., Yodh, A. G. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Spatially+varying+dynamical+properties+of+turbid+media+probed+with+diffusing+temporal+light+correlation%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Opt.+Soc.+Am.+A%22%5BJournal%5D)">Spatially varying dynamical properties of turbid media probed with diffusing temporal light correlation.</a> J. Opt. Soc. Am. A. 14, 192-215 (1997).</li>
<li>Buckley, E. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Validation+of+diffuse+correlation+spectroscopic+measurement+of+cerebral+blood+flow+using+phase-encoded+velocity+mapping+magnetic+resonance+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Biomed.+Opt%22%5BJournal%5D)">Validation of diffuse correlation spectroscopic measurement of cerebral blood flow using phase-encoded velocity mapping magnetic resonance imaging.</a> J. Biomed. Opt. 17, 037007(2012).</li>
<li>Irwin, D., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Influences+of+tissue+absorption+and+scattering+on+diffuse+correlation+spectroscopy+blood+flow+measurements%5BTitle%5D)+AND+%22Biomedical+Optics+Express%22%5BJournal%5D)">Influences of tissue absorption and scattering on diffuse correlation spectroscopy blood flow measurements.</a> Biomedical Optics Express. 2, 1969-1985 (2011).</li>
<li>Dehaes, M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Assessment+of+the+frequency-domain+multi-distance+method+to+evaluate+the+brain+optical+properties%3A+Monte+Carlo+simulations+from+neonate+to+adult%5BTitle%5D)+AND+%22Biomed.+Opt.+Exp%22%5BJournal%5D)">Assessment of the frequency-domain multi-distance method to evaluate the brain optical properties: Monte Carlo simulations from neonate to adult.</a> Biomed. Opt. Exp. 2, 552-567 (2011).</li>
<li>Roche-Labarbe, N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Noninvasive+optical+measures+of+CBV%2C+StO2%2C+CBF+index%2C+and+rCMRO2+in+human+premature+neonates%27+brains+in+the+first+six+weeks+of+life%5BTitle%5D)+AND+%22Hum.+Brain+Mapp%22%5BJournal%5D)">Noninvasive optical measures of CBV, StO2, CBF index, and rCMRO2 in human premature neonates' brains in the first six weeks of life.</a> Hum. Brain Mapp. 31, 341-352 (2010).</li>
<li>Wray, S., Cope, M., Delpy, D. T., Wyatt, J. S., Reynolds, E. O. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Characterization+of+the+near+infrared+absorption+spectra+of+cytochrome+aa3+and+haemoglobin+for+the+non-invasive+monitoring+of+cerebral+oxygenation%5BTitle%5D)+AND+%22Biochim.+Biophys.+Acta%22%5BJournal%5D)">Characterization of the near infrared absorption spectra of cytochrome aa3 and haemoglobin for the non-invasive monitoring of cerebral oxygenation.</a> Biochim. Biophys. Acta. 933, 184-192 (1988).</li>
<li>Wolthuis, R., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Determination+of+water+concentration+in+brain+tissue+by+Raman+spectroscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Anal.+Chem%22%5BJournal%5D)">Determination of water concentration in brain tissue by Raman spectroscopy.</a> Anal. Chem. 73, 3915-3920 (2001).</li>
<li>Ijichi, S., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Developmental+changes+of+optical+properties+in+neonates+determined+by+near-infrared+time-resolved+spectroscopy%5BTitle%5D)+AND+%22Pediatr.+Res%22%5BJournal%5D)">Developmental changes of optical properties in neonates determined by near-infrared time-resolved spectroscopy.</a> Pediatr. Res. 58, 568-573 (2005).</li>
<li>Watzman, H. M., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Arterial+and+venous+contributions+to+near-infrared+cerebral+oximetry%5BTitle%5D)+AND+%22Anesthesiology%22%5BJournal%5D)">Arterial and venous contributions to near-infrared cerebral oximetry.</a> Anesthesiology. 93, 947(2000).</li>
<li>Lin, P. Y., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Regional+and+hemispheric+asymmetries+of+cerebral+hemodynamic+and+oxygen+metabolism+in+newborns%5BTitle%5D)+AND+%22Cereb.+Cortex%22%5BJournal%5D)">Regional and hemispheric asymmetries of cerebral hemodynamic and oxygen metabolism in newborns.</a> Cereb. Cortex. , (2012).</li>
<li>Chugani, H. T. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((A+critical+period+of+brain+development%3A+studies+of+cerebral+glucose+utilization+with+PET%5BTitle%5D)+AND+%22Prev.+Med%22%5BJournal%5D)">A critical period of brain development: studies of cerebral glucose utilization with PET.</a> Prev. Med. 27, 184-188 (1998).</li>
<li>Carp, S. A., Dai, G. P., Boas, D. A., Franceschini, M. A., Kim, Y. R. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Validation+of+diffuse+correlation+spectroscopy+measurements+of+rodent+cerebral+blood+flow+with+simultaneous+arterial+spin+labeling+MRI%3B+towards+MRI-optical+continuous+cerebral+metabolic+monitoring%5BTitle%5D)+AND+%22Biomed.+Opt.+Exp%22%5BJournal%5D)">Validation of diffuse correlation spectroscopy measurements of rodent cerebral blood flow with simultaneous arterial spin labeling MRI; towards MRI-optical continuous cerebral metabolic monitoring.</a> Biomed. Opt. Exp. 1, 553-565 (2010).</li>
<li>Durduran, T., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Optical+measurement+of+cerebral+hemodynamics+and+oxygen+metabolism+in+neonates+with+congenital+heart+defects%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Biomed.+Opt%22%5BJournal%5D)">Optical measurement of cerebral hemodynamics and oxygen metabolism in neonates with congenital heart defects.</a> J. Biomed. Opt. 15, 037004(2010).</li>
<li>Roche-Labarbe, N., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Near+infrared+spectroscopy+assessment+of+cerebral+oxygen+metabolism+in+the+developing+premature+brain%5BTitle%5D)+AND+%22J.+Cereb.+Blood+Flow+Metab%22%5BJournal%5D)">Near infrared spectroscopy assessment of cerebral oxygen metabolism in the developing premature brain.</a> J. Cereb. Blood Flow Metab. 32, 481-488 (2012).</li>
</ol>

Maria Angela Franceschini, jej mąż David Boas oraz Beniamino Barbieri (ISS Inc) posiadają patenty na tę technologię.

Przeprowadziliśmy ilościowy pomiar hemodynamiczny i metaboliczny mózgu z wykorzystaniem fDNIRS oraz DCS w populacji noworodków. Konfiguracja sondy została zoptymalizowana pod kątem pomiaru kory mózgowej noworodków 14. Zmiany przepływu krwi mierzone za pomocą DCS zostały szeroko zwalidowane w odniesieniu do innych technik w badaniach na zwierzętach i ludziach 22,23. Dzięki zastosowaniu bezpośredniego pomiaru przepływu krwi metodą DCS jesteśmy w stanie zmniejszyć wariancję w obliczeniach CMRO2i 24. Wariancja z pomiarów powtórzonych była również mniejsza niż różnice między obszarami mózgu oraz różnice związane z wiekiem 20.
Z naszych poprzednich wyników wynika, że CBFi i CMRO2i wykazały istotne zmiany w obecności PMA u zdrowych noworodków przedwcześnie urodzonych. Pomiar CMRO2i pozwala na lepsze wykrycie uszkodzeń mózgu niż pomiar SO2. Sugeruje to, że połączone pomiary parametrów naczyniowych i metabolicznych służą jako bardziej wiarygodne biomarkery zdrowia i rozwoju mózgu noworodka niż sama saturacja tlenem. Udoskonalenia techniczne skupią się na integracji dwóch urządzeń w celu skrócenia czasu akwizycji o 35-40% na sesję oraz na wdrożeniu informacji zwrotnej o jakości danych w czasie rzeczywistym, aby zmniejszyć częstotliwość odrzucania pomiarów. W najbliższej przyszłości system ten może zostać dostarczony użytkownikom klinicznym jako nowatorski monitor przyłóżkowy do wykrywania zaburzeń mózgowego metabolizmu tlenu. Pomiar trajektorii CMRO2 w czasie może również zwiększyć znaczenie kliniczne i pozwolić na przewidywanie wyników. Narzędzie to mogłoby ostatecznie wnieść istotny wkład w poprawę opieki nad noworodkami z uszkodzeniami mózgu.

Urządzenie FDNIRS jest dostosowanym systemem w dziedzinie częstotliwości firmy ISS Inc., wyposażonym w dwa identyczne zestawy po 8 diod laserowych emitujących światło o ośmiu długościach fali w zakresie od 660 do 830 nm oraz dwa detektory w postaci fotopowielaczy (PMT). Źródła i detektory są modulowane odpowiednio z częstotliwością 110 MHz oraz 110 MHz plus 5 kHz, aby uzyskać detekcję heterodynową 6. Każda dioda laserowa jest włączana sekwencyjnie przez 10 msec, co daje całkowity czas akwizycji 160 msec na cykl. Źródła i detektory są sprzężone z włóknami optycznymi i rozmieszczone w rzędzie w sondzie optycznej. Układ włókien w sondzie jest taki, że tworzy cztery różne odległości między źródłem a detektorem. Poprzez pomiar światła transmitowanego (tłumienie amplitudy i przesunięcie fazowe) na wielu dystansach, możemy określić współczynniki absorpcji (μa) i rozpraszania (μs') badanej tkanki. Na podstawie współczynników absorpcji dla wielu długości fali szacujemy następnie bezwzględne wartości stężeń hemoglobiny utlenowanej (HbO) i odutlenowanej (HbR) 7, objętość krwi mózgowej (CBV) oraz wysycenie hemoglobiny tlenem (SO2).
Urządzenie DCS jest urządzeniem domowym-zbudowano system podobny do opracowanego przez drów Arjuna Yodha i Turguta Durdurana na University of Pennsylvania 8,9System DCS, który składa się z ciała stałego-stan, laser o długiej spójności przy 785 nm, cztery detektory lawinowe z liczeniem fotonów (APD) (EG&amp;G Perkin Elmer SPCM-AQRH) charakteryzujący się niską liczbą impulsów ciemnych (&lt;50 zliczeń/s) oraz wysoką wydajność kwantową (&gt;40% przy 785 nm) oraz czterokanałowy korelator multi-tau z 256 przedziałami (bins) o rozdzielczości 200 ns. Za pomocą DCS mierzymy przepływ krwi w mikro naczyniach kory mózgowej poprzez kwantyfikację czasowych fluktuacji intensywności wielokrotnie rozproszonego światła, wynikających z przesunięć Dopplera wywoływanych przez ruchome erytrocyty. Technika ta, podobna do laserowej dopplerometrii przepływu krwi (t. j. (są to odpowiedniki transformacji Fouriera), mierzy funkcję autokorelacji fluktuacji natężenia każdego kanału detektora, obliczaną przez korelator cyfrowy w zakresie czasu opóźnienia od 200 ns do 0,5 s. Korelator oblicza czasową autokorelację natężenia światła powracającego z tkanki. Następnie dopasowujemy równanie korelacji dyfuzyjnej do zmierzonej funkcji autokorelacji, pozyskiwanej sekwencyjnie, około raz na sekundę, aby uzyskać indeks przepływu krwi (CBFi) 10,11Pomiary zmian przepływu krwi za pomocą DCS zostały szeroko zwalidowane. 12,13Poprzez połączenie pomiarów FDNIRS dla SO2 z pomiarami CBF za pomocą DCSi, uzyskujemy oszacowanie mózgowego metabolizmu tlenu (CMRO2i).

<table><tbody><tr><td>Urządzenie</td><td>ISS</td><td></td><td>FDNIRS</td></tr><tr><td>Włókna laserowe DCS</td><td>Thorlabs</td><td>FT400</td><td>komponent DCS</td></tr><tr><td>Włókno detektora DCS</td><td>Thorlabs</td><td>780HP</td><td>komponent DCS</td></tr><tr><td>Laser DCS</td><td>CrystaLaser</td><td>DL785-070-S</td><td>komponent DCS</td></tr><tr><td>Detektor DCS</td><td>Pacer International</td><td>SPCM-AQRH-14-FC</td><td>komponent DCS</td></tr><tr><td>Korelator DCS</td><td>Correlator.com</td><td>Flex05-8ch</td><td>komponent DCS</td></tr><tr><td>Ko-oksymetr Pronto</td><td>Masimo</td><td></td><td>monitor HGB i SaO&lt;sub&gt;2&lt;/sub&gt;</td></tr><tr><td>NOVA</td><td>OPHIR</td><td>7Z01500</td><td>Miernik mocy lasera</td></tr><tr><td>Karta sensora</td><td>Newport</td><td>F-IRC1-S</td><td>podglądacz IR</td></tr><tr><td>Filtr gęstości neutralnej</td><td>Kodak</td><td>NT54-453</td><td></td></tr></tbody></table>

nieinwazyjny pomiar optyczny metabolizmu mózgowego i hemodynamiki u niemowląt

Non-invasive Optical Measurement of Cerebral Metabolism and Hemodynamics in Infants

Urazy mózgu w okresie okołoporodowym pozostają istotną przyczyną śmiertelności i zachorowalności niemowląt, jednak wciąż brakuje skutecznego narzędzia przyłóżkowego, które mogłoby dokładnie przesiewowo wykrywać urazy mózgu, monitorować rozwój uszkodzeń lub oceniać odpowiedź na terapię. Energia wykorzystywana przez neurony pochodzi głównie z utleniania tkanek, a nadaktywność neuronalna i śmierć komórek odzwierciedlone są w odpowiadających im zmianach w mózgowym metabolizmie tlenu (CMRO2). Zatem pomiary CMRO2 odzwierciedlają żywotność neuronów i dostarczają kluczowych informacji diagnostycznych, co czyni CMRO2 idealnym parametrem do przyłóżkowego pomiaru stanu zdrowia mózgu.
Techniki obrazowania mózgu, takie jak pozytonowa tomografia emisyjna (PET) oraz jednofotonowa tomografia komputerowa (SPECT), pozwalają na pomiar metabolizmu glukozy i tlenu w mózgowiu, jednak techniki te wymagają podania radionukleotydów, dlatego są stosowane jedynie w najcięższych przypadkach.
Spektroskopia bliskiej podczerwieni w trybie ciągłym (CWNIRS) umożliwia nieinwazyjny i niejonizujący pomiar wysycenia hemoglobiny tlenem (SO2) jako wskaźnika zastępczego dla cerebralnego zużycia tlenu. Jednakże SO2 nie jest idealnym wskaźnikiem metabolizmu tlenowego mózgu, ponieważ zależy on zarówno od dostarczania, jak i zużycia tlenu. Ponadto pomiary SO2 nie są wystarczająco czułe, aby wykryć uszkodzenie mózgu wiele godzin po urazie 1,2, ponieważ zużycie i dostarczanie tlenu osiągają stan równowagi po przejściowych zmianach ostrych 3. Zbadaliśmy możliwość zastosowania bardziej zaawansowanych metod optycznych NIRS do ilościowego określania metabolizmu tlenowego mózgu przy łóżku pacjenta u zdrowych noworodków oraz noworodków z uszkodzeniem mózgu. W szczególności połączyliśmy pomiar SO2 za pomocą NIRS w dziedzinie częstotliwości (FDNIRS) z pomiarem wskaźnika przepływu krwi (CBFi) za pomocą dyfuzyjnej spektroskopii korelacyjnej (DCS), aby uzyskać wskaźnik CMRO2 (CMRO2i) 4,5.
Dzięki zastosowaniu połączonego systemu FDNIRS/DCS jesteśmy w stanie ilościowo określić metabolizm i hemodynamicę mózgu. Stanowi to udoskonalenie w stosunku do metody CWNIRS w zakresie wykrywania stanu zdrowia mózgu, jego rozwoju oraz odpowiedzi na terapię u noworodków. Co więcej, metoda ta jest zgodna ze wszystkimi procedurami oddziałów intensywnej terapii noworodka (NICU) dotyczącymi kontroli zakażeń oraz z polityką instytucjonalną w zakresie bezpieczeństwa laserowego. Przyszłe prace będą zmierzać do integracji obu instrumentów w celu skrócenia czasu akwizycji danych przy łóżku pacjenta oraz do wdrożenia informacji zwrotnej o jakości danych w czasie rzeczywistym, aby zmniejszyć odsetek odrzucanych danych.

W ciągu ostatnich pięciu lat wykazaliśmy wykonalność i użyteczność kliniczną proponowanej metody. W szczególności wykazaliśmy, że CMRO2 lepiej odzwierciedla stan zdrowia i rozwój mózgu niż SO2.
W badaniu przekrojowym przeprowadzonym u ponad 50 zdrowych niemowląt stwierdzono, że podczas gdy CBV wzrasta ponad dwukrotnie w ciągu pierwszego roku życia, SO2 pozostaje na stałym poziomie 4 (Rysunek 5). W badaniu przeprowadzonym u 70 zdrowych noworodków wykazano również, że SO2 jest stałe w obrębie obszarów mózgu, podczas gdy CMRO2i, CBV i CBF są wyższe w obszarach skroniowych i ciemieniowych niż w obszarze czołowym (Rysunek 6)20, co jest zgodne z wynikami PET dotyczącymi wychwytu glukozy 21. W obu naszych badaniach stała wartość SO2, mieszcząca się w zakresie 60-70 procent, wskazuje, że dostarczanie tlenu ściśle odpowiada lokalnemu zużyciu, podczas gdy CBV, CBF i CMRO2 są ściślej powiązane z rozwojem neurologicznym.
Aby zweryfikować, czy CMRO2i jest lepszym narzędziem przesiewowym niż SO2 w wykrywaniu noworodkowego uszkodzenia mózgu, dokonaliśmy pomiarów u niemowląt z uszkodzeniem mózgu w fazie ostrej 5, a (u kilku niemowląt) w fazie przewlekłej, kilka miesięcy po urazie. Wyniki przedstawione na Rysunku 7 pokazują, że SO2 nie ulega istotnym zmianom w wyniku uszkodzenia mózgu zarówno w stadium wczesnym (1-15 dni po urazie), jak i w stadium przewlekłym (miesiące po urazie), podczas gdy CMRO2i różni się istotnie od wartości prawidłowych zarówno w fazie ostrej, jak i przewlekłej. Konkretnie, CMRO2i jest podwyższone w fazie ostrej z powodu aktywności drgawek po uszkodzeniu mózgu oraz niższe od normy w fazie przewlekłej z powodu utraty neuronów.
Niemowlęta z niedokrwienno- niedotlenieniowymi uszkodzeniami mózgu są obecnie leczone za pomocą hipotermii terapeutycznej (TH), aby obniżyć metabolizm mózgu i zmniejszyć uszkodzenia po niedotlenieniu. Hipotermia terapeutyczna jest utrzymywana przez trzy dni; w trakcie leczenia monitorowaliśmy 11 niemowląt (Rysunek 8). Stwierdzono, że CMRO2i znacząco spada do poziomów poniżej normy podczas TH, a spadek ten wydaje się być powiązany z odpowiedzią na terapię i wynikiem rozwojowym. Te wstępne wyniki sugerują, że metoda FDNIRS-DCS może służyć do prowadzenia i optymalizacji terapii hipotermicznej.
<img alt="Układ dyfuzyjnej spektroskopii optycznej; systemy DCS i FD-NIRS; akwizycja danych, włókna optyczne." src="/files/ftp_upload/4379/4379fig1.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rysunek 1"> 
 Rysunek 1. Zdjęcie wózka z urządzeniami FDNIRS i DCS. Oba instrumenty są na tyle kompaktowe, że mieszczą się na małym wózku, który można przetransportować do łóżka niemowlęcia na oddziale neonatologicznym (NICU).
<img alt="Układ do rozproszonej spektroskopii korelacyjnej, schemat rozmieszczenia elektrod, procedura monitorowania niemowlęcia." src="/files/ftp_upload/4379/4379fig2.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rycina 2"> 
 Rycina 2. (A) Konfiguracja sondy optycznej. (B) Schemat lokalizacji pomiaru. (C) Zdjęcie typowego pomiaru FDNIRS-DCS u niemowlęcia.
<img alt="Wykres dopasowania widmowego; współczynniki absorpcji i rozpraszania w funkcji długości fali; wyniki analizy danych." fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig3.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rysunek 3"> 
 Rysunek 3. Reprezentatywne przykłady poprawnego i niepoprawnego dopasowania zmierzonych współczynników absorpcji (A) oraz dopasowania hemoglobiny, a także współczynników rozpraszania (B) i dopasowania liniowego. Wartość p-value &gt; 0,02 oznacza niepoprawne dopasowanie. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/4379/4379fig3large.jpg" target="_blank">Kliknij tutaj, aby wyświetlić powiększony rysunek</a>.
<img alt="Wykres czasu korelacji autokorelacji porównujący dobre i złe dopasowanie danych dla dynamicznego rozpraszania światła." src="/files/ftp_upload/4379/4379fig4.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rysunek 4"> 
 Rysunek 4. Reprezentatywny przykład dobrego i złego dopasowania funkcji autokorelacji fluktuacji intensywności obliczonej przez korelator w zakresie czasu opóźnienia od 200 nsec do 0.5 sec. Na rysunku przedstawiającym złe dopasowanie ogon krzywej dopasowania różni się od 1 o więcej niż 0.02, a wariacja trzech pierwszych punktów przekracza 0.1. <a href="https://www.jove.com/files/ftp_upload/4379/4379fig4large.jpg" target="_blank"> Kliknij tutaj, aby wyświetlić większy rysunek</a>.
<img alt="Wykresy słupkowe utlenowania obszarów mózgu i objętości krwi; obszary czołowe, skroniowe, ciemieniowe, grupy wiekowe." fo:content-width="4in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig5highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig5.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rycina 5"> 
 Rycina 5. Zmiany CBV i SO2 w korowych obszarach czołowych, skroniowych i ciemieniowych u niemowląt od urodzenia do pierwszego roku życia.
<img alt="Porównanie przepływu krwi w mózgu; wykresy słupkowe; wskaźniki obejmują CBF, SO2, CBV, CMRO2 w różnych obszarach mózgu." fo:content-width="4in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig6highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig6.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rycina 6"> 
 Rycina 6. CBF, SO2, CBV oraz CMRO2i w obszarach czołowym, skroniowym i ciemieniowym u 70 zdrowych noworodków.
<img alt="Analiza urazów mózgu noworodków; wykresy i MRI; pokazują różnice w SO2 i rCMRO2; fazy urazu." src="/files/ftp_upload/4379/4379fig7.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rycina 7"> 
 Rycina 7. Przykłady nieprawidłowego zużycia tlenu i prawidłowego poziomu SO2 po urazie mózgu u niemowląt. Uraz mózgu charakteryzuje się zmianami CMRO2 w stosunku do wartości prawidłowych, podczas gdy SO2 nie różni się znacząco od normy. Należy zauważyć, że na tych dwóch rycinach CMRO2 obliczono przy użyciu zależności Grubba, ponieważ w czasie tych pomiarów pomiar DCS nie był dostępny.
<img alt="Porównanie poziomów SO2 i rCMRO2; wykres słupkowy; hipotermia vs. zdrowi; wartości p dla istotności." src="/files/ftp_upload/4379/4379fig8.jpg" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="Rysunek 8"> 
 Rysunek 8. rCMRO2 u 11 niemowląt podczas hipotermii terapeutycznej w porównaniu z dopasowanymi wiekowo zdrowymi kontrolami. Metabolizm tlenu jest silnie obniżony u wszystkich niemowląt poddanych terapii hipotermią.

Połączyliśmy pomiary utlenowania hemoglobiny mózgowej wykonane za pomocą spektroskopii bliskiej podczerwieni w dziedzinie częstotliwości z pomiarami wskaźnika przepływu krwi mózgowej za pomocą dyfuzyjnej spektroskopii korelacyjnej, aby oszacować wskaźnik metabolizmu tlenu. Przebadaliśmy przydatność tego pomiaru jako narzędzia do przesiewowej oceny przy łóżku pacjenta w celu ewaluacji stanu zdrowia i rozwoju mózgu noworodka.

Nieinwazyjny pomiar optyczny metabolizmu mózgowego i hemodynamiki u niemowląt

Uraz mózgu w okresie okołudowym pozostaje istotną przyczyną śmiertelności i zachorowalności niemowląt, jednak wciąż brakuje skutecznego narzędzia przyłóżkowego, które mogłoby dokładnie...

Ogólnym celem tej procedury jest ocena mózgowego metabolizmu tlenu u noworodków przy łóżku pacjenta. Jest to realizowane poprzez umieszczenie sondy optycznej na głowie, a następnie pomiar stężenia utlenowania hemoglobiny w tkance mózgowej za pomocą urządzenia do spektroskopii bliskiej podczerwieni w dziedzinie częstotliwości (FD-NIRS). Następnie, przy użyciu urządzenia do dyfuzyjnej spektroskopii korelacyjnej (DCS), mierzy się wskaźnik mózgowego przepływu krwi, po czym pomiary FD-NIRS i DCS powtarza się w sześciu innych lokalizacjach obejmujących obszary czołowe, skroniowe i ciemieniowe.Za pomocą pulsoksymetru mierzy się następnie parametry systemowe, takie jak utlenowanie tętnicze i poziom hemoglobiny we krwi. Na koniec wszystkie parametry są łączone w celu obliczenia zużycia tlenu lub CM RO two. W rezultacie można uzyskać dane obrazujące utlenowanie hemoglobiny mózgowej, przepływ krwi w mózgu oraz metabolizm tlenowy mózgu w poszczególnych obszarach kory, co pomaga w wykrywaniu możliwych uszkodzeń mózgu, ocenie odpowiedzi na terapię lub pomiarze rozwoju mózgu.Główną zaletą D CSS w porównaniu z istniejącymi metodami, takimi jak MI i Path, jest możliwość pomiaru metabolizmu mózgu przy łóżku pacjenta bez żadnego ryzyka dla niemowlęcia. Wykorzystujemy urządzenia badawcze, których obsługa wymaga specjalistycznej wiedzy technicznej i przeszkolenia. Obecnie współpracujemy z firmą Incorporated oraz innymi przedsiębiorstwami nad opracowaniem w pełni zintegrowanych systemów FD near DCS, które będą łatwiejsze w obsłudze.Ta metoda ma potencjał poprawy stanu zdrowia mózgu noworodków, umożliwiając nam przesiewowe wykrywanie uszkodzeń, monitorowanie odpowiedzi na leczenie, przewidywanie wyników, a w idealnym przypadku optymalizację indywidualnej opieki. Pomysł na to podejście pojawił się, gdy zdaliśmy sobie sprawę, że zerowy metabolizm tlenu jest bardziej precyzyjnym i dokładnym miernikiem funkcji neuronalnych niż frakcja ekstrakcji tlenu, co dowodzi skuteczności tej procedury. Lynn, Angela Ollio i Catherine Hagen, członkowie naszego zespołu badawczego, zaprezentowali wszystkie poniższe demonstracje, które zostały sfilmowane na oddziale intensywnej terapii noworodków w Brigham and Women Hospital przy cennej pomocy personelu OITN.Nagrania te zostały zatwierdzone przez IRB Partners Healthcare. Spektroskopia w dziedzinie częstotliwości, spektroskopia bliskiej podczerwieni oraz dyfuzyjna spektroskopia korelacyjna obejmują dostosowany system w dziedzinie częstotliwości firmy ISS Incorporated z dwoma identycznymi zestawami ośmiu diod laserowych emitujących światło o ośmiu długościach fal w zakresie od 660 do 830 nanometrów, dwoma detektorami z fotopowielaczami oraz urządzeniem DCS, które jest systemem zbudowanym wewnętrznie, składającym się z półprzewodnikowego lasera o długiej koherencji o długości fali 785 nanometrów i czterech detektorów lawinowych fotodiod z licznikiem fotonów. Wybierz odpowiednią sondę w zależności od pomenustrualnego wieku niemowlęcia (PMA). Na przykład zastosuj sondę optyczną z odstępami źródło-detektor FD NIRS wynoszącymi 1, 1,52 i 2,5 centymetra dla niemowląt z PMA poniżej 37 tygodni oraz sondę z odstępami FD NIRS wynoszącymi 1,52, 2,5 i 3 centymetry dla starszych niemowląt w obu sondach.Odległości między źródłem a detektorem w systemie DCS wynoszą 1,5 oraz dwa centymetry; należy zdezynfekować sondy za pomocą chusteczki dezynfekcyjnej, a następnie wsunąć sondę i włókna do jednorazowego rękawa z tworzywa polipropylenowego, aby spełnić normy ANSI dotyczące kontaktu ze skórą. Światło w sondzie jest tłumione i rozpraszane na dużym obszarze przez białą dyskietkę teflonową przy łóżku pacjenta. Za pomocą watomierza należy upewnić się, że moc lasera w sondzie jest mniejsza niż 25 milliwattów, a następnie użyć karty do wizualizacji podczerwieni, aby zweryfikować, czy średnica plamki światła jest większa niż trzy milimetry.Otwórz program ER's gooey i wybierz plik ustawień sondy odpowiadający sondzie oraz blokowi kalibracyjnemu używanym do regulacji wzmocnienia detektora. Delikatnie umieść sondę na obszarze głowy badanego pozbawionym owłosienia i utrzymaj ją w tej samej pozycji, nie wywierając żadnego nacisku. Preferujemy ustawianie wzmocnienia w obszarze czołowym, ponieważ region ten charakteryzuje się najniższą absorpcją i jest zatem najbardziej podatny na nasycenie.Włącz źródła i detektory, a następnie dostrój napięcie PMT, aż amplituda dowolnego z laserów źródłowych osiągnie 20 000 zliczeń. Umieść sondę z powrotem na bloku kalibracyjnym i użyj filtrów neutralnych (jeśli są dostępne).Para źródło-detektor uległa nasyceniu; podczas wykonywania procedury kalibracji należy trzymać sondę nieruchomo przez 16 sekund. Pomiar bloku kalibracyjnego o znanych właściwościach optycznych pozwala na oszacowanie czynników sprzężenia dla każdej pary źródło-detektor. Po kalibracji należy zebrać dane z bloku z czasu 16 sekund i użyć wewnętrznego interfejsu GUI w programie MATLAB, aby wizualnie ocenić poprawność kalibracji.Zmierzone współczynniki absorpcji i rozpraszania powinny w pełni odpowiadać rzeczywistym współczynnikom bloku kalibracyjnego dla wszystkich długości fal. W przypadku słabego dopasowania należy przeprowadzić ponowną kalibrację. W celu przygotowania do DCS należy otworzyć wewnętrzny interfejs graficzny (GUI) programu MATLAB do akwizycji danych DCS i wczytać plik ustawień odpowiadający używanej sondzie optycznej.Detektory DCS nie wymagają regulacji wzmocnienia. W przypadku urządzenia FD nears, jeśli zauważone zostaną niskie wartości zliczeń, należy rozdzielić włosy i zmienić położenie sondy, aby uzyskać lepszą detekcję światła. Należy unikać nadmiernego oświetlenia pomieszczenia, aby zredukować szum tła.Oprócz CBFI i SO₂, które zostaną uzyskane z parametrów systemowych FD-NIRS DCS₂, do obliczenia cerebralnego metabolizmu tlenu niezbędne są utlenowanie tętnicze oraz poziom hemoglobiny we krwi. Należy użyć pulsoksymetru do pomiaru tych parametrów systemowych, mocując jednorazowy sensor samoprzylepny do palucha u nogi lub stopy niemowlęcia. Wartości SA O2 i HGB zostaną wyświetlone na monitorze w ciągu kilku sekund. Należy wykonać pomiary w siedmiu lokalizacjach obejmujących obszary czołowe, skroniowe i ciemieniowe zgodnie z systemem 10-20 w sekwencji pokazanej tutaj.Zacznij od rozdzielenia włosów niemowlęcia wzdłuż linii detektor-źródło i umieść sondę na obszarze głowy. Następnie włącz lasery i detektory FD i zbieraj dane przez 16 sekund. Potem włącz laser i detektory DCS i zbieraj dane przez 10 sekund.Powtórz pomiary FD nears DCS do trzech razy w każdej lokalizacji, przesuwając sondę w nieco inne miejsce przy każdym pomiarze. Jest to wykonywane w celu zminimalizowania wpływu lokalnych niejednorodności, takich jak włosy i powierzchowne duże naczynia, oraz w celu uzyskania wartości reprezentatywnych dla danego obszaru, a nie tylko dla pojedynczego punktu podczas analizy danych.Otwórz wewnętrzny skrypt MATLAB do analizy danych w procesie post-processingu. Oprogramowanie to nie tylko szacuje wszystkie parametry hemodynamiczne, ale wykorzystuje również nadmiarowość danych do automatycznej oceny jakości pomiaru i ograniczania wyników. Oblicz bezwzględne stężenia HBO i HBR poprzez dopasowanie współczynników absorpcji dla wszystkich długości fal, używając wartości literaturowych dla współczynników ekstynkcji HB oraz 75% stężenia wody w tkance, aby wyprowadzić całkowite stężenie hemoglobiny i stopień nasycenia hemoglobiny tlenem na podstawie stężeń HBO i HBR.Oszacuj objętość krwi mózgowej, wykorzystując masę cząsteczkową hemoglobiny oraz gęstość tkanki mózgowej. Oblicz wskaźnik przepływu krwi, czyli CBFI, dopasowując zmierzone funkcje autokorelacji czasowej do równania korelacji dyfuzyjnej. Na koniec oblicz wskaźnik zużycia tlenu w mózgu, wykorzystując pomiar SO₂ metodą FD-NIRS oraz pomiar CBFI metodą DCS, zgodnie z poniższym równaniem.Jak pokazano tutaj, badanie przekrojowe przeprowadzone na ponad 50 zdrowych niemowlętach wykazało, że podczas gdy CBV ponad dwukrotnie zwiększa się w ciągu pierwszego roku życia, SO two pozostaje stałe. Badanie przeprowadzone na 70 zdrowych noworodkach wykazało również, że C-B-V-C-B-F-I oraz CMR O2 I są wyższe w obszarach skroniowych i ciemieniowych niż w obszarze czołowym, co jest zgodne z wynikami poboru glukozy w badaniach PET. W obu naszych badaniach stały poziom SO two wskazuje, że dostarczanie tlenu ściśle odpowiada lokalnemu zapotrzebowaniu, podczas gdy C-B-V-C-B-F oraz CM O2 są ściślej powiązane z rozwojem neurologicznym.W celu weryfikacji, czy CM RO two I jest lepszym narzędziem przesiewowym niż SO two w wykrywaniu noworodkowych uszkodzeń mózgu. Badania przeprowadzone u niemowląt z uszkodzeniami mózgu wykazują, że SO two nie ulega istotnym zmianom w wyniku urazu mózgu zarówno we wczesnej, jak i chronicznej fazie. Natomiast CMR O2 I różni się istotnie od wartości prawidłowych zarówno w fazie ostrej, jak i chronicznej; celem jest weryfikacja, czy terapia hipotermią zmniejsza uszkodzenia po niedotlenieniu poprzez obniżenie metabolizmu mózgowego.Przeprowadzono pomiary u 10 niemowląt w trakcie terapii i porównano je z grupą kontrolną. Jak pokazano tutaj, wskaźnik CMR O2 I u niemowląt leczonych hipotermią terapeutyczną ulega znacznemu obniżeniu do poziomów poniżej normy. Te wstępne wyniki sugerują, że metoda FD-NIRS może służyć do prowadzenia i optymalizacji terapii hipotermią po odpowiednim opanowaniu techniki.Tę technikę można skutecznie przeprowadzić przy łóżku pacjenta, nie zakłócając spokoju niemowlęcia. Aby zapewnić optymalną jakość danych, ważne jest utrzymanie dobrego kontaktu między sondą a głową niemowlęcia podczas akwizycji. Po obejrzeniu tego filmu powinni Państwo posiadać dobrą wiedzę na temat przeprowadzania pomiarów metabolizmu i hemodynamiki mózgowej u niemowląt.

non-invasive-optical-measurement-cerebral-metabolism-hemodynamics

Research

JoVE Journal

Medicine

Medycyna

Nieinwazyjne pomiary optyczne metabolizmu mózgu i hemodynamiczne u niemowląt

W niniejszym opracowaniu opisujemy metodę zbierania i analizy danych dla funkcjonalnej spektroskopii bliskiej podczerwieni (fNIRS), nowatorskiego nieinwazyjnego systemu obrazowania mózgu stosowanego w neuronauce poznawczej, w szczególności w badaniach nad rozwojem mózgu dziecka. Metoda ta zapewnia uniwersalny standard akwizycji i analizy danych, który jest kluczowy dla interpretacji wyników oraz odkryć naukowych.

Badanie funkcji poznawczych u niemowląt, dzieci i dorosłych z wykorzystaniem spektroskopii bliskiej podczerwieni

Obrazowanie mikrokrążenia (MI) jest używane do monitorowania perfuzji obwodowej u krytycznie chorych lub wcześniaków. Ten manuskrypt i film pokazują optymalne podejście do uzyskiwania obrazów wysokiej jakości.

Przezskórne obrazowanie mikrokrążenia u wcześniaków

Tutaj pokazujemy, jak zastosować elektroencefalografię zintegrowaną z amplitudą do monitorowania funkcji mózgu u noworodków.

Zastosowanie zintegrowanego amplitudy monitora EEG (Cerebral Function Monitor) u noworodków

Wstrząs krwotoczny jest poważnym powikłaniem u poważnie rannych pacjentów, co prowadzi do zagrażającego życiu niedoboru tlenu. Przedstawiamy znormalizowaną metodę wywoływania wstrząsu krwotocznego poprzez pobranie krwi u świń, która jest kierowana przez hemodynamikę i mikrokrążeniowe natlenienie mózgu.

Standaryzowana indukcja wstrząsu krwotocznego prowadzona za pomocą oksymetrii mózgowej i rozszerzonego monitorowania hemodynamicznego u świń

Ten protokół pokazuje, jak mierzyć funkcjonalną łączność w stanie spoczynku w ludzkiej korze przedczołowej za pomocą specjalnie zaprojektowanego instrumentu do spektroskopii korelacji dyfuzyjnej. W raporcie omówiono również praktyczne aspekty eksperymentu, a także szczegółowe kroki analizy danych.

Funkcjonalna łączność ludzkiego mózgu w stanie spoczynku oparta na przepływie krwi w mózgu przy użyciu optycznej spektroskopii korelacji rozproszonej

Ten protokół ma na celu pomóc klinicystom w pomiarze regionalnego natlenienia tkanek w różnych miejscach ciała u niemowląt i dzieci. Może być stosowany w sytuacjach, w których utlenowanie tkanek jest potencjalnie zagrożone, szczególnie podczas krążenia pozaustrojowego, podczas korzystania z niepulsacyjnych urządzeń wspomagających pracę serca oraz u krytycznie chorych noworodków, niemowląt i dzieci.

Jak wykonywać spektroskopię w bliskiej podczerwieni u krytycznie chorych noworodków, niemowląt i dzieci

Prezentowany tutaj jest protokół do nieinwazyjnego monitorowania hemodynamiki mózgu pacjentów neurokrytycznych w czasie rzeczywistym i przy łóżku pacjenta przy użyciu optyki dyfuzyjnej. W szczególności proponowany protokół wykorzystuje hybrydowe rozproszone systemy optyczne do wykrywania i wyświetlania w czasie rzeczywistym informacji na temat natlenienia mózgu, przepływu krwi w mózgu i metabolizmu mózgowego.

Monitorowanie w czasie rzeczywistym pacjentów w stanie neurokrytycznym za pomocą dyfuzyjnej spektroskopii optycznej

Przedstawiamy protokół do pomiaru regionalnego wysycenia tlenem (rSO2) u pacjentów hemodializowanych (HD) za pomocą monitora spektroskopii bliskiej podczerwieni. WartośćrSO2 jest wskaźnikiem natlenienia tkanek. To nieinwazyjne monitorowanie w czasie rzeczywistym może być przydatne do potwierdzania zmian w natlenieniu narządów podczas HD.

Pomiar natlenienia tkanek za pomocą spektroskopii bliskiej podczerwieni u pacjentów poddawanych hemodializie

Prezentujemy metodę jednoczesnego zbierania sygnałów fMRI i fNIRS od tych samych osób z pokryciem fNIRS całej głowy. Protokół został przetestowany na trzech młodych osobach dorosłych i może być dostosowany do zbierania danych do badań rozwojowych i populacji klinicznych.

Jednoczesne zbieranie danych z pomiarów fMRI i fNIRS przy użyciu matrycy optodowej całej głowicy i kanałów o krótkich odległościach

Opisujemy protokół do nieinwazyjnego i ciągłego pomiaru bezwzględnego wskaźnika przepływu krwi w mikronaczyniach krwionośnych i nasycenia krwi tlenem za pomocą multimodalnego urządzenia opartego na optyce dyfuzyjnej bliskiej podczerwieni. Następnie oceniamy tempo metabolizmu zużycia tlenu i reaktywnego przekrwienia za pomocą testu okluzji naczyniowej.

Nieinwazyjne monitorowanie utlenowania mikrokrążenia i reaktywnego przekrwienia przy użyciu hybrydowej, rozproszonej spektroskopii optycznej w bliskiej podczerwieni do intensywnej terapii

Poznaj nieinwazyjną metodę pomiaru metabolizmu tlenowego mózgu u noworodków przy użyciu spektroskopii w bliskiej podczerwieni i korelacji dyfuzyjnej. Technika ta umożliwia ocenę zdrowia mózgu przy łóżku pacjenta.

Nieinwazyjny pomiar optyczny metabolizmu mózgowego i hemodynamiki u niemowląt

Przeglądaj więcej filmów