Login processing...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove

Medicine

Non-invasiv optisk måling af cerebral metabolisme og Hæmodynamik hos spædbørn

doi: 10.3791/4379 Published: March 14, 2013

Summary

Vi kombinerede frekvens-domæne nær-infrarød spektroskopi foranstaltninger cerebral hæmoglobin oxygenering med diffuse korrelationsspektroskopi foranstaltninger af cerebral blodstrøm indeks til at estimere et indeks for oxygen metabolisme. Vi testede anvendeligheden af ​​denne foranstaltning som en sengelekture screeningsværktøj til at vurdere sundhed og udvikling af den nyfødte hjerne.

Abstract

Perinatal hjerneskade fortsat en væsentlig årsag til børnedødelighed og sygelighed, men der er endnu ikke et effektivt bedside værktøj, der kan præcist screene for hjerneskade, monitor skade evolution, eller vurdere respons på behandlingen. Den energi, der bruges af neuroner stammer i vid udstrækning fra væv oxidativ metabolisme, og neurale hyperaktivitet og celledød afspejles af tilsvarende ændringer i cerebral ilt metabolisme (CMRO 2). Således foranstaltninger CMRO 2 er reflekterende af neuronal levedygtighed og give kritisk diagnostisk information, hvilket gør CMRO 2 et ideelt mål for bedside måling af hjernens sundhed.

Hjerne-afbildningsteknikker, såsom positronemissionstomografi (PET) og enkeltphoton-tomografi (SPECT) udbytte mål for cerebral glucose og oxygen metabolisme, men disse teknikker kræver administration af radionukleotider, så de anvendes kun de mest akutte tilfælde.

Kontinuerlig bølge nær-infrarød spektroskopi (CWNIRS) tilvejebringer ikke-invasive og ikke-ioniserende stråling foranstaltninger hæmoglobinoxygenmætning (SO 2) som et surrogat for cerebral iltforbrug. Men SO 2 er mindre end ideel som et surrogat for cerebral ilt metabolisme, da det er påvirket af både ilt levering og forbrug. Endvidere målinger af SO 2 ikke er følsomme nok til at påvise hjerneskade timer efter insult 1,2, for oxygenforbrug og levering når ligevægt efter akutte transienter 3. Undersøgte vi muligheden for at anvende mere avancerede NIRS optiske metoder til at kvantificere cerebrale oxygen metabolisme ved sengen hos raske og hjerneskadet nyfødte. Mere specifikt har vi kombineret de frekvens-domæne NIRS (FDNIRS) foranstaltning af SO 2 med diffuse korrelationsspektroskopi (DCS) måling af blodgennemstrømningen indeks (CBF i) til yield et indeks for CMRO 2 (CMRO 2i) 4,5.

Med de kombinerede FDNIRS / DCS-systemet er vi i stand til at kvantificere cerebral metabolisme og hæmodynamik. Dette udgør en forbedring i forhold CWNIRS til påvisning af hjernen sundhed, hjernens udvikling, og respons på behandlingen hos nyfødte. Desuden er denne metode overholder alle neonatal intensiv afdeling (NICU) politikker om bekæmpelse af infektioner og institutionelle politikker for laser sikkerhed. Det fremtidige arbejde vil søge at integrere de to instrumenter til at reducere købet tid ved sengen og gennemføre real-time feedback på datakvaliteten for at reducere antallet af data afvisning.

Introduction

The FDNIRS enhed er en tilpasset frekvens-domæne system fra ISS Inc. med to identiske sæt af 8 laserdioder udsender ved otte bølgelængder på mellem 660 til 830 nm, og to fotomultiplikatorrør (PMT) detektorer. Kilder og detektorer moduleres ved 110 MHz og 110 MHz plus 5 kHz, henholdsvis at opnå heterodyn detektering 6. Hver laser diode er tændt i 10 msek i rækkefølge, for en 160 msek total akkvisitionstid per cyklus. Kilder og detektorer er koblet til fiberoptik og anbragt i en række i en optisk probe. Arrangementet af fibre på proben er således, at den producerer fire forskellige kilde-detektor adskillelser. Ved måling af transmitteret lys (amplitude dæmpning og faseforskydning) på flere afstande, kan man kvantificere absorption (uA) og spredning (us) koefficienter vævet under observation. Fra absorptionskoefficienter ved flere bølgelængder, så vurderer vi de absolutte værdier af iltet (HBO) ogdeoxygeneret (HBR) hæmoglobinkoncentrationer 7, cerebral blodvolumen (CBV) og hæmoglobinoxygenmætning (SO 2).

DCS-enhed er et hjem - indbygget system, svarende til den udviklet af dr. Arjun Yodh og Turgut Durduran ved University of Pennsylvania 8,9. DCS system, der består af en solid - state, lang sammenhæng laser på 785 nm, fire foton-optælling lavine fotodiode (APD) detektorer (EG & G Perkin Elmer SPCM-AQRH) byder lave mørke tællinger (<50 tællinger / sek) og en høj kvantumudbytte (> 40% ved 785 nm), og en fire-kanal, 256-bin multi-tau korrelatoren, med 200 nsek opløsning. Med DCS vi måler mikrovaskulære blodstrømning i hjernebarken ved at kvantificere de tidsmæssige intensitetsfluktuationer af multipelt spredte lys, som opstår ved Doppler skifter fremstillet ved at flytte røde blodlegemer. Den teknik, der ligner laser Doppler blod flowmetri (dvs. de er Fourier Transform analoger), måler en autokorrelationsfunktion af intensitetsfluktuationer af hver detektor-kanal beregnes ved en digital korrelator i løbet af en forsinkelsestid området 200 nsek - 0,5 sek. Korrelatoren beregner den tidsmæssige intensitet autokorrelationen af ​​lyset genopståede fra væv. Vi derefter passer diffusion korrelation ligning til den målte autokorrelationsfunktion, erhvervet sekventielt, cirka en gang i sekundet, for at opnå blod-flyde-index (CBF i) 10,11. DCS foranstaltninger af blodgennemstrømningen ændringer er blevet grundigt valideret 12,13. Ved at kombinere FDNIRS foranstaltninger SO 2 med DCS foranstaltninger CBF i, opnår vi et skøn over cerebral ilt metabolisme (CMRO 2i).

Protocol

1. Forberedelse til Bedside Foranstaltninger

  1. De FDNIRS og DCS-systemer er kompakt og nem at bevæge sig på en lille kurv til barnets seng på hospitalet (Figur 1).
  2. Efter at have flyttet kurv med enheder til sengekanten, tænde systemerne og tilslut den optiske sonde til FDNIRS og DCS-enheder. Sørg for, at to eksperimentatorer er til stede for hver måling: en til at styre de instrumenter og computer, og en til at holde sonden.
  3. Vælge den passende probe ifølge spædbarnets postmenstruel alder (PMA). Den optiske probe med FDNIRS source-detektor adskillelser af 1, 1,5, 2 og 2,5 cm anvendes til spædbørn <37 wks PMA og proben med FDNIRS separationer 1,5, 2, 2,5 og 3 cm anvendes til ældre spædbørn (figur 2-A ). Valget af kortere source-detektor adskillelser er dikteret af præmature børn 'lille størrelse og større hoved krumning. Hvis du bruger en større sonde med en præmaturt barn, det vedrøsatsen af ​​henholdsvis fysisk mindre størrelse af barnets hoved og dens væsentlige krumning sammen hæmme den effektive kontakt mellem barnets hoved og alle kilder og detektorer. Af denne grund er sonden med FDNIRS source-detektor adskillelser af 1, 1,5, 2 og 2,5 cm fitting til brug med for tidligt fødte børn. Vores forskning har verificeret, at den valgte kilde-detektor adskillelser er tilstrækkelige til at måle optiske egenskaber af hjernebarken af både for tidligt fødte og sigt 14. DCS kilde og detektor fibre er anbragt i en række parallelt med FDNIRS fibre med source-detektor afstande på 1,5 (en detektor) og 2 cm (tre detektorer) i både tidlig og fødte spædbørn prober.
  4. Rense de optiske prober med en Sani-klud desinfektion tørre og indsætte sonden og fibre i et engangs-polypropylen plastmanchet.

2. FDNIRS Gain Indstillinger og Kalibrering

  1. Åbn FDNIRS Graphical User Interface (GUI) og vælge det program indstillingsfilensvarende til proben og kalibrering blok, der anvendes.
  2. For at justere detektor gevinster, blidt sted sonden på et område af emnet hoved uden hår (helst i venstre side af panden) og vedligeholde det i samme stilling uden at anvende nogen form for pres. Tænd kilder og detektorer og justere PMT spænding indtil amplituden af ​​nogen af ​​de kilder lasere når 20.000 tæller. 32.000 tæller er den maksimale digitalisering af analog til digital erhvervelse kort, og gevinster skal fastsættes under denne tærskel for at undgå mætning under dataopsamling. Gevinsten bør fastsættes i den forreste del, fordi denne region har generelt den laveste absorption af laserlys og er derfor mest tilbøjelig til mætning.
  3. Sluk de kilder og detektorer og returnere sonden til kalibrering blok. De lasere skal være slukket, når du flytter sonden for øjet sikkerhed detektorerne skal være slukket, fordi PMT'er er meget følsomme og eksponering for ethvert skarpt lys increases baggrundsstøj og kan permanent beskadige dem.
  4. Med sonden tilbage på kalibreringen blokken, skal du bruge neutral tæthed (ND) filter, hvis nogen kilde-detektor par mættede fedtsyrer. Forskellige ND-filtre kan vælges på grund af optimering af gevinster i spædbørn med forskellige hudfarver Hold sonden stadig for 16 sekunder, mens den kører kalibreringsproceduren. Da vi ikke fysisk at flytte en kilde til forskellige afstande fra en enkelt detektor for at opnå en multi-afstand ordning, men i stedet anvende fire kombinationer af to uafhængige kilder, og to uafhængige detektorer, er vi nødt til at kalibrere for forskellig styrke af de to kilder og De forskellige fordele ved de to detektorer. Ved at måle en kalibreringskurve blok af kendte optiske egenskaber, estimerer vi amplituden og fasen korrektionsfaktorer, der er nødvendige til at opkræve absorption og spredning koefficienterne af kalibreringen blokken.
  5. Efter kalibrering erhverve yderligere 16 sek af data på blokken og visuelt vurdere tilstrækkeligheden af ​​the kalibrering med en in-house MATLAB GUI. Den målte uA og mikrosekunder 'bør matche de faktiske koefficienter af kalibreringen blok på alle bølgelængder. Rekalibrér hvis pasformen er dårlig.
  6. Hvis detektor gevinster skal ændres, eller kilde og detektor fibre skal være frakoblet under målingerne, gentage kalibreringsproceduren af ​​FDNIRS enhed.
  7. Ved afslutningen af ​​målingen session, erhverve en anden 16 sek af data om kalibrering blokken at kontrollere, om kalibreringen blev opretholdt under målinger på emnet. Hvis kalibreringen ikke er opretholdt, tage en anden kalibrering ved afslutningen af ​​målingen og gælder for de indsamlede data.

3. DCS-indstillinger

  1. Åbn in-house DCS dataopsamling GUI og indlæse indstillinger fil, der svarer til den optiske sonde, der anvendes.
  2. Før du starter målingerne, skal du kontrollere, at lasereffekten af ​​DCS kilde er hensigtsmæssig for hudens eksponering ved at måle tHan lasereffekt af DCS kilde med en effektmåleren og kontrollere pletstørrelsen med en IR-visning kort (laser udsender ved 785 nm, som ikke er synlig). DCS lasereffekt er ~ 60 mW og koblet til en relativt lille diameter fiber (400-600 um). For at opfylde ANSI-standarder for hudeksponering skal lyset ved sonden dæmpes og bredt sig ud over et stort område. Dette opnås ved at dække spidsen af fiberen med en diameter på 3 mm hvidt Teflon-plade (figur 2-A). Teflon er stærkt spredende og bredt diffunderer laserstrålen. Ved sengen, at lasereffekten ved sonden er mindre end 25 mW, og pletstørrelsen er større end 3 mm i diameter. Som for FDNIRS, drej altid slukke kilder og detektorer, når du flytter den optiske sonde.
  3. DCS detektion er foton-tælling, og der er ingen APD gain justering som er nødvendig for FDNIRS enhed. Et flag i købet softwaren viser hvis der er for meget lys detekteres, i hvilket tilfælde lys kobling til ETIhendes kilde eller detektor fibre skal reduceres ved at dreje fiberkonnektorer. Tilstrækkelig lys detektion er på den vifte af 200,000-4,000,000 detekterede fotoner (svarende til -26 ~ 0 dB på computerens skærm). Undgå kraftig rumbelysning at reducere baggrundsstøj.
  4. DCS kræver ikke kalibrering til måling af CBF i. Blodgennemstrømning er proportional med den tid det tager at miste korrelation. En massiv blok ikke tilstrækkelig til at kontrollere signal kvalitet, fordi der ikke er nogen bevægelige scattering partikler at forårsage forfald. En eksperimentator arm i stedet viser forfald - jo hurtigere blodgennemstrømning, jo stejlere forfald.

4. Data Acquisition

  1. Mens FDNIRS og DCS målinger kan gøres hurtigt i rækkefølge, skal du først måle alle steder med én enhed og derefter gentage den samme progression med den anden enhed ved hjælp af uafhængig erhvervelse software svarende til hver.
  2. Mål syv steder, der dækker frontal, tidsmæssige og parietal områder, ifølge en 10-20 system (FP1, FpZ, FP2, C3, C4, P3, P4), i rækkefølge (figur 2-B). Del håret langs source-detektoren linje og placere sonden på det areal af hovedet.
  3. Tænd FDNIRS lasere og detektorer og kontrollere signalkvaliteten: amplitude tæller bør være mellem 2.000 og 20.000 og faseforskydningerne SNR <2 grader. Hvis uden for disse intervaller, flytte sonden er der ligeledes hår parted og alle kilder og detektorer er i kontakt med huden.
  4. Erhverve data for 16 sek. Gentag målinger op til tre gange i hver position (figur 2-C), partering håret og omplacere sonden i en lidt anden området for hver erhvervelse. Dette gøres for at minimere virkningen af ​​lokale inhomogeniteter såsom hår og overfladiske store kar og at angive værdier repræsenterer et område, snarere end et enkelt sted.
  5. Tænd for DCS laser og detektorer og tilegne data for 10 sek. Flyt sonden og repspise tilkøb (som med de FDNIRS foranstaltninger).
  6. Sluk for alle lasere, når du flytter sonden mellem steder. Dataindsamling i alle syv steder er ikke altid muligt. Afbryd målinger, hvis motivet manifesterer nogen tegn på angst eller bevægelse. Retry købet hvis det er muligt. EEG elektroder eller respiratorisk udstyr kan også udelukke målinger i nogle områder.

5. Mål for Systemiske parametre

  1. Til beregning af CMRO 2i, to systemiske parametre, arteriel iltning (SAO 2) og hæmoglobin i blodet (HGB), skal erhverves. HGB er også behov for at beregne CBV. Mens konventionelle pulsoximetri indeholder foranstaltninger for Sao 2, HGB konventionelt måles med en blodprøve. En ny pulsoximeter, som er udviklet af Masimo Corporation, kan måle HGB ikke-invasivt ved at anvende flere bølgelængder. Anordningen er FDA-godkendt til spædbørn> 3 kg, og giver mulighed for en hurtig sengelekture foranstaltUre af både SAO 2 og HGB.
  2. Optag Sâo 2 og HGB hjælp af en Masimo pulsoximeter (Pronto stikprøvekontrol puls co-oximeter). Til disse målinger vedhæfte et klæbemiddel engangsbrug sensor til storetåen af ​​barnets fod. HGB vil blive vist på skærmen i løbet af få sekunder.
  3. Når det ikke er muligt at anvende Masimo pulse co-oximeter, foranstaltning SAO 2 med andre FDA-godkendte pulse oximeters. HGB kan enten genvindes fra patienternes kliniske diagrammer eller estimeres ved hjælp af normative værdier.

6. Dataanalyse

  1. Åbn en in-house efterbehandling dataanalyse GUI i MATLAB. Denne software ikke blot estimerer alle hæmodynamiske parametre, men også bruger redundans af data til automatisk at vurdere målingernes kvalitet og begrænse resultaterne.
  2. Automatiske objektive kriterier for kvalitetskontrol består af frasortere data for FDNIRS hvis: R2 <0,98 for model-fit af de eksperimentelle data, p-værdi> 00,02 til Pearson produkt øjeblik korrelationskoefficient mellem de otte målte absorptionskoefficienter og hæmoglobinkoncentrationen fit (figur 3-A), p-værdi> 0,02 for lineær tilpasning af de reducerede spredning koefficienter versus bølgelængde (fig. 3-B) 15. Hvis mere end 33 procent af dataene fortjener udsmid, bliver hele sættet kasseres. For DCS, er data kasseres, hvis: halen af ​​den kurve, der passer afviger fra 1, med mere end 0,02, den kumulative variation blandt de 3 første punkter af kurven er mere end 0,1, eller den gennemsnitlige værdi af de 3 første punkter er mere end 1,6 (figur 4). Hvis mere end 50 procent af kurver kasseres, eller de passer værdier har en variationskoefficient> 15 procent er hele sættet kasseres 15.
  3. Beregn absolutte HbO og HBr-koncentrationer ved at montere de absorptionskoefficienter ved alle bølgelængder under anvendelse litteraturværdier for Hb ekstinktionskoefficienterne 16 ogen 75 procent koncentration af vand i vævet 17. Udlede total hæmoglobinkoncentration (HBT = HbO + HBr) og SO 2 (HBO / HBT) fra HBO og HBr koncentrationer.
  4. Estimere cerebral blodvolumen ved anvendelse af ligningen beskrevet Ijichi et al 18. CBV = (HBT × MW Hb) / (HGB × D bt), hvor MW Hb = 64.500 [g / mol] er molekylvægten af Hb, og D bt = 1,05 g / ml er hjernevæv densitet.
  5. Beregn CBF i ved at montere de målte tidsmæssige autokorrelationsfunktioner til udbredelse korrelation ligning. Den detaljerede teoretiske ramme til at beregne CBF i er i Boas et al. Og Boas og Yodh 10,11. I ligningerne, bruge de enkelte absorptionskoefficienter målt fra FDNIRS og et gennemsnit af de spreder koefficienter på tværs af hele befolkningen.
  6. Beregn indekset for cerebral iltforbrug ved at bruge FDNIRS mål for SO 2i = (HGB × CBFi × (SAO 2 - SO 2)) / (4 × MW Hb × β) 15, hvor faktor 4 afspejler de fire O 2 molekyler bundet til hver hæmoglobin og β er den procentvise bidrag venøse rum til hæmoglobinopløsningen iltning måling 19.

Representative Results

I de seneste fem år har vi demonstreret gennemførligheden og kliniske anvendelighed af den foreslåede metode. Især har vi vist CMRO 2 at være mere repræsentative for hjernen sundhed og udvikling end SO2.

I en tværsnitsundersøgelse på mere end 50 raske spædbørn, fandt vi, at mens CBV er mere end det dobbelte i løbet af det første år af livet, SO 2 forbliver konstant 4 (figur 5). I et studie af 70 sunde nyfødte, vi fandt også, at SO 2 er konstant over de områder af hjernen, mens CMRO 2i, CBV og CBF er højere hos temporale og parietale regioner end i den forreste del (fig. 6) 20, hvilket er konsistent med PET glucoseoptagelse fund 21. I begge vores undersøgelser, den konstante SO 2, inden for en 60-70 procent interval indikerer, at ilt levering nøje matcher det lokale forbrug, mens CBV, CBF og CMRO 2 er more tæt koblet med neural udvikling.

Kan kontrollere, at CMRO 2i er et bedre screeningsværktøj end SO 2 i forbindelse med afsløring neonatal hjerneskade, vi målte hjerneskadede børn under den akutte fase 5, og (i et par spædbørn) under den kroniske fase flere måneder efter skaden. Resultater i figur 7 viser, hvordan SO 2 er ikke signifikant ændret ved hjerneskade i både tidlige (1-15 dage efter fornærmelse) og kronisk (måneder efter skade) stadier, mens CMRO 2i er væsentligt anderledes end normalt under både den akutte og kroniske stadier . Specifikt CMRO 2i forhøjede under den akutte fase på grund af anfaldsaktivitet efter hjerneskade, og lavere end normalt i den kroniske fase på grund af neuronalt tab.

Spædbørn med hypoksiske iskæmiske skader i øjeblikket behandlet med terapeutisk hypotermi (TH) til lavere hjernens stofskifte og reducere skader efter den hypoksiske insULT. Terapeutisk hypotermi opretholdes i tre dage, og vi har været i stand til at overvåge 11 spædbørn under behandlingen (fig. 8). Vi fandt, at CMRO 2i væsentligt falder til niveauer under normal under TH, og dette fald synes at være relateret til behandlingsrespons og udviklingsmæssige udfald. Disse foreløbige resultater tyder på, at FDNIRS-DCS metode kan være i stand til at vejlede og optimere hypotermi terapi.

Figur 1
Figur 1. Billede af vognen med de FDNIRS og DCS-enheder. De to instrumenter er kompakte nok til at passe på en lille kurv, der kan flyttes til barnets seng i NICU.

Figur 2
Figur 2. (A) Optisk probekonfiguration. (C) Et billede af en typisk FDNIRS-DCS måling på et spædbarn.

Figur 3
Figur 3. Repræsentative eksempler på god og dårlig pasform målt (A) absorptionskoefficienter og hæmoglobin fit (B) spredning koefficienter og den lineære pasform. P-værdi> 0,02 refererer til en dårlig pasform. Klik her for at se større figur .

Figur 4
Figur 4. Et repræsentativt eksempel på god og dårlig pasform af en autokorrelation funktion af intensiteten beregnet udsvingved en korrelator over et forsinkelsestid rækkevidde på 200 ns - 0,5 sek. I den dårlige pasform figur halen af den kurve, der passer afviger fra 1 ved mere end 0,02 og variationen af de 3 første punkter er mere end 0,1. Klik her for at se større figur .

Figur 5
Figur 5. Ændringer i CBV og SO 2 på tværs af frontale, tidsmæssige og parietal kortikale regioner hos spædbørn fra fødslen til et år.

Figur 6
Figur 6. CBF, SO 2, CBV og CMRO 2i af den frontale, temporal og parietale regioner i 70 raske nyfødte.

Figur 7
Figur 7. Eksempler på unormal iltforbrug og normal SO 2 efter hjerneskade hos spædbørn. Hjerneskade er præget af ændringer i CMRO 2 med hensyn til normal, mens SO 2 ikke adskiller sig væsentligt fra det normale. Bemærk venligst, at disse to tal blev CMRO 2 beregnet ved hjælp af Grubb forhold, fordi DCS foranstaltningen ikke var tilgængelige på tidspunktet for disse målinger.

Figur 8
Figur 8. rCMRO 2 af 11 spædbørn i løbet af terapeutisk hypotermi vs aldersmatchede raske kontrolpersoner. Oxygen stofskifte er stærkt reduceret i alle spædbørn med hypotermi behandling.

Discussion

Vi viste en kvantitativ måling af cerebral hæmodynamiske og metabolisme med FDNIRS og DCS til nyfødte. Sonden konfiguration er optimeret til måling af neonatal cerebral cortex 14. Blodstrømningshastigheder ændringer målt ved DCS er blevet grundigt valideret mod andre teknikker i dyr og mennesker studier 22,23. Ved at bruge en direkte DCS mål for blodgennemstrømningen er vi i stand til at reducere variansen i beregningen af CMRO 2i 24. Variansen fra gentagne målinger var også mindre end ændringerne mellem hjerneområder og med 20 år.

Fra vores tidligere resultater, viste CBFi og CMRO 2i væsentlige ændringer med PMA hos raske præmature nyfødte børn. Målestokken for CMRO 2i er bedre i stand til at opdage hjerneskade end målet for SO 2. Dette antyder, at kombinerede foranstaltninger af vaskulære og metaboliske parametre tjene som mere robust biomarkers af neonatal hjernen sundhed og udvikling end iltmætning alene. Tekniske forbedringer vil fokusere på integrationen af ​​to instrumenter til at reducere købet tid 35-40% per session og gennemførelsen af ​​real-time feedback på datakvaliteten for at reducere hyppigheden af ​​kasserede foranstaltninger. I den nærmeste fremtid, kan dette system leveres til kliniske slutbrugere som en ny seng monitor af ændret cerebral ilt metabolisme. Ved at måle baner af CMRO 2 over tid kan også øge klinisk betydning og forudsige resultater. Dette værktøj kan i sidste ende gøre et væsentligt bidrag til en bedre forvaltning af neonatal hjerneskade.

Disclosures

Maria Angela Franceschini, hendes mand David Boas, og Beniamino Barbieri (ISS Inc) holder patenter på denne teknologi.

Acknowledgments

Forfatterne takker alle familierne for deres deltagelse i denne undersøgelse, og de sygeplejersker, læger og personale i Neonatal ICU, den særlige Care Nursery, pædiatrisk neurologi, og barsel enheder på Massachusetts General Hospital, Brigham and Women 's Hospital og Boston Børnehospital for deres hjælp og støtte. Især vi takker Linda J. Van Marter, Robert M. Insoft, Jonathan H. Cronin, Julianne Mazzawi, og Steven A. Ringer. Forfatterne takker også Marcia Kocienski-Filip, Yvonne Sheldon, Alpna Aggarwall, Maddy Artunguada og Genevieve Nave for deres assistance under målingerne. Dette projekt er støttet af NIH R01-HD042908, R21-HD058725, P41-RR14075 og R43-HD071761. Marcia Kocienski-Filip og Yvonne Sheldon understøttes af Clinical Translationel Science Award UL1RR025758 til Harvard University og Brigham and Women 's Hospital fra National Center for Research Resources. Indholdet er udelukkende ansvaret for enuthors og repræsenterer ikke nødvendigvis de officielle synspunkter National Center for Forskning Ressourcer eller National Institutes of Health.

Materials

Name Company Catalog Number Comments
Imagent ISS FDNIRS
DCS laser fibers Thorlabs FT400 DCS component
DCS detector fiber Thorlabs 780HP DCS component
DCS laser CrystaLaser DL785-070-S DCS component
DCS detector Pacer International SPCM-AQRH-14-FC DCS component
DCS Correlator Correlator.com Flex05-8ch DCS component
Pronto co-oximeter Masimo HGB and SaO2 monitor
NOVA OPHIR 7Z01500 Laser power meter
Sensor card Newport F-IRC1-S IR viewer
Neutral Density filter Kodak NT54-453

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

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

Cite this Article

Lin, P. Y., Roche-Labarbe, N., Dehaes, M., Carp, S., Fenoglio, A., Barbieri, B., Hagan, K., Grant, P. E., Franceschini, M. A. Non-invasive Optical Measurement of Cerebral Metabolism and Hemodynamics in Infants. J. Vis. Exp. (73), e4379, doi:10.3791/4379 (2013).More

Lin, P. Y., Roche-Labarbe, N., Dehaes, M., Carp, S., Fenoglio, A., Barbieri, B., Hagan, K., Grant, P. E., Franceschini, M. A. Non-invasive Optical Measurement of Cerebral Metabolism and Hemodynamics in Infants. J. Vis. Exp. (73), e4379, doi:10.3791/4379 (2013).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
simple hit counter