Les auteurs tiennent à remercier toutes les familles pour leur participation à cette étude et les infirmières, les médecins et le personnel dans le nouveau-né unité de soins intensifs, la pouponnière de soins spéciaux, neurologie pédiatrique, et les unités de maternité au Massachusetts General Hospital, du Brigham and Women &#39;s Hospital et l&#39;Hôpital pour enfants de Boston pour leur aide et leur soutien. En particulier, nous remercions Linda J. Van Marter, Robert M. Insoft, Jonathan H. Cronin, Julianne Mazzawi, et Steven A. Ringer. Les auteurs remercient également Marcia Kocienski-Filip, Yvonne Sheldon, Alpna Aggarwall, Maddy Artunguada et Geneviève Nef pour leur aide pendant les mesures. Ce projet est soutenu par le NIH R01-HD042908, HD058725-R21, P41-RR14075 et R43-HD071761. Marcia Kocienski-Philippe et Yvonne Sheldon sont pris en charge par le Prix Science Translational clinique UL1RR025758 à l&#39;Université Harvard et Brigham and Women &#39;s Hospital à partir du Centre National de Ressources de recherche. Le contenu relève de la seule responsabilité de l&#39;unuteurs et ne représentent pas nécessairement les vues officielles de la National Center for Research Resources ou le National Institutes of Health.

1. Préparation pour les mesures de chevet <ol><li> Les FDNIRS ainsi que les systèmes DCS sont compacts et faciles à déplacer sur un petit chariot au chevet de l&#39;enfant à l&#39;hôpital (figure 1). </li><li> Après le déplacement du chariot avec les dispositifs à côté du lit, allumer les systèmes et connecter la sonde optique pour les FDNIRS et dispositifs DCS. Assurez-vous que deux expérimentateurs sont présents pour chaque mesure: l&#39;une pour gérer les instruments et l&#39;ordinateur, et l&#39;autre pour maintenir la sonde. </li><li> Choisir la sonde appropriée en fonction de l&#39;âge post-menstruel de l&#39;enfant (PMA). La sonde optique avec FDNIRS séparations source-détecteur de 1 cm, 1,5, 2 et 2,5 est utilisé pour les nourrissons &lt;37 semaines PMA et la sonde avec des séparations FDNIRS 1,5, 2, 2,5 et 3 cm est utilisé pour les nourrissons plus âgés (Figure 2-A ). Le choix de courtes séparations source-détecteur est dictée par la taille prématurés &quot;petite courbure et grosse tête. Lorsque vous utilisez une sonde avec un grand prématuré, le RELATtivement plus petite taille de la tête du bébé et sa courbure importante ainsi obstacle à un contact effectif entre la tête du bébé et de toutes les sources et les détecteurs. Pour cette raison, la sonde avec FDNIRS séparations source-détecteur de 1 cm, 1,5, 2 et 2,5 convient pour une utilisation avec les prématurés. Notre recherche a vérifié que les choix des séparations source-détecteur sont suffisantes pour mesurer les propriétés optiques du cortex cérébral de 14 à la fois prématuré et à terme. DCS fibres de source et de détecteur sont disposés dans une rangée parallèle aux fibres FDNIRS avec des distances source-détecteur de détecteur 1,5 (une) et 2 cm (trois détecteurs) dans les deux sondes prématurés et à terme. </li><li> Désinfecter les sondes optiques avec un chiffon Sani-désinfection essuyer et insérez la sonde et de fibres dans une douille à usage unique en plastique polypropylène. </li></ol> 2. Réglages de gain et d&#39;étalonnage FDNIRS <ol><li> Ouvrez l&#39;interface utilisateur FDNIRS graphique (GUI) et sélectionnez le fichier des paramètres du programmebloc correspondant à la sonde et d&#39;étalonnage utilisé. </li><li> Pour ajuster les gains détecteur, placez doucement la sonde sur une zone de la tête du sujet sans poils (de préférence le côté gauche du front) et le maintenir dans la même position sans appliquer de pression. Activer les sources et les détecteurs et régler la tension jusqu&#39;à ce que le PMT amplitude selon l&#39;une quelconque des lasers source atteint 20.000 chiffres. 32.000 comptes est la numérisation maximale de l&#39;analogue de carte d&#39;acquisition numérique, et les gains doivent être fixés au-dessous de ce seuil pour éviter la saturation lors de l&#39;acquisition des données. Les gains devraient être situé dans la zone frontale parce que cette région est généralement la plus faible absorption de la lumière laser et est donc plus enclin à saturation. </li><li> Désactiver les sources et les détecteurs et la sonde retour sur le bloc d&#39;étalonnage. Les lasers doivent être éteints lors du déplacement de la sonde pour la protection des yeux, les détecteurs doivent être mis hors tension parce PMT sont très sensibles et l&#39;exposition à une lumière vive increases bruit de fond et peut les endommager définitivement. </li><li> Avec la sonde de retour sur le bloc d&#39;étalonnage, utiliser la densité neutre (ND) si des acides gras saturés paire source-détecteur. Les filtres ND différentes peuvent être sélectionnées grâce à des gains d&#39;optimisation chez les nourrissons avec différentes couleurs de peau Tenir la sonde immobile pendant 16 secondes lors de l&#39;exécution de la procédure d&#39;étalonnage. Comme nous n&#39;avons pas déplacer physiquement une source à différentes distances d&#39;un seul détecteur pour obtenir un système multi-distance, mais au lieu d&#39;utiliser quatre combinaisons de deux sources indépendantes et deux détecteurs indépendants, nous avons besoin de calibrer la puissance différente des deux sources et les différents gains des deux détecteurs. En mesurant un bloc d&#39;étalonnage des propriétés optiques connues, nous estimons l&#39;amplitude et la phase des facteurs de correction nécessaires pour récupérer les coefficients d&#39;absorption et de dispersion du bloc d&#39;étalonnage. </li><li> Après l&#39;étalonnage, d&#39;acquérir sec 16 de plus de données sur le bloc et évaluer visuellement l&#39;adéquation des ee étalonnage avec une interface graphique en interne MATLAB. La mesure pA et ms &quot;doivent correspondre aux coefficients réels du bloc d&#39;étalonnage à toutes les longueurs. Recalibrer si l&#39;ajustement est médiocre. </li><li> Si les gains de détection doivent être modifiés, ou des fibres de source et du détecteur doivent être déconnectés durant les mesures, répétez la procédure d&#39;étalonnage de l&#39;appareil FDNIRS. </li><li> À la fin de la séance de mesure, acquérir un autre 16 secondes de données sur le bloc d&#39;étalonnage pour vérifier si l&#39;étalonnage a été maintenue pendant les mesures sur l&#39;objet. Si le calibrage n&#39;a pas été entretenu, prendre un second calibrage à la fin de la mesure et d&#39;appliquer aux données acquises. </li></ol> 3. Réglages DCS <ol><li> Ouvrez le DCS en interne l&#39;acquisition de données graphique et chargez le fichier de paramètres correspondant à la sonde optique utilisée. </li><li> Avant de commencer les mesures, vérifiez que la puissance du laser de la source DCS est approprié pour l&#39;exposition cutanée par la mesure de til la puissance du laser de la source DCS avec un mesureur de puissance et de contrôle de la taille du spot avec une carte de visualisation IR (le laser émet à 785 nm, ce qui n&#39;est pas visible). La puissance laser est DCS ~ 60 mW et couplé à une fibre de diamètre relativement petit (400-600 um). Pour répondre aux normes ANSI pour l&#39;exposition cutanée, à la lumière de la sonde doit être atténuée et diffusée sur une grande surface. Ce résultat est obtenu en recouvrant l&#39;extrémité de la fibre avec un diamètre de 3 mm blanc feuille de téflon (Figure 2-A). Le téflon est fortement diffusant et diffuse largement le faisceau laser. Au chevet du patient, en sorte que la puissance du laser à la sonde est inférieure à 25 mW et la dimension du spot est plus grande que 3 mm de diamètre. En ce qui concerne les FDNIRS, éteignez toujours sources et de détecteurs lors du déplacement de la sonde optique. </li><li> Détection DCS est à comptage de photons et il n&#39;ya pas de réglage du gain APD tel que requis pour l&#39;appareil FDNIRS. Un drapeau dans le logiciel d&#39;acquisition indique si trop de lumière est détectée, auquel cas la lumière de couplage de l&#39;IETsa source ou fibres de détection doit être réduite en tournant les connecteurs fibre optique. Adéquate détection de la lumière est sur la plage de 200,000-4,000,000 photons détectés (ce qui correspond à -26 à 0 dB sur l&#39;écran de l&#39;ordinateur). Evitez la lumière ambiante excessive pour réduire le bruit de fond. </li><li> Le DCS ne nécessitent pas d&#39;étalonnage pour mesurer CBF i. Le flux sanguin est proportionnel au temps qu&#39;il faut pour perdre corrélation. Un bloc solide ne suffit pas de vérifier la qualité du signal, car il n&#39;existe pas de particules diffusantes en mouvement pour provoquer la pourriture. Un bras expérimentateur montre au contraire la carie - plus le flux sanguin, plus la carie. </li></ol> 4. Acquisition de données <ol><li> Alors que FDNIRS et des mesures DCS peut être fait rapidement dans l&#39;ordre, d&#39;abord mesurer tous les emplacements avec un seul appareil, puis répétez la même progression avec l&#39;autre appareil, en utilisant le logiciel d&#39;acquisition indépendante correspondant à chacun. </li><li> Mesurer sept endroits couvrant frontale, temporale et Parietal zones, selon un système 10-20 (Fp1, FPZ, FP2, C3, C4, P3, P4), dans l&#39;ordre (Figure 2-B). La partie des cheveux le long de la ligne de source-détecteur et placer la sonde sur la zone de la tête. </li><li> Tournez sur les lasers et les détecteurs FDNIRS et vérifier la qualité du signal: Chiffres d&#39;amplitude doit être comprise entre 2.000 et 20.000 et déphasages SNR &lt;2 degrés. Si en dehors de ces plages, repositionner la sonde, assurant cheveux est séparée et toutes les sources et les détecteurs sont en contact avec la peau. </li><li> Acquérir des données pendant 16 secondes. Répéter les mesures jusqu&#39;à trois fois à chaque endroit (Figure 2-C), séparant les cheveux et le repositionnement de la sonde dans un endroit légèrement différent pour chaque acquisition. Ceci est fait pour minimiser les effets des inhomogénéités locales comme les cheveux et les gros vaisseaux superficiels et de fournir des valeurs représentatives d&#39;une région, plutôt que d&#39;un seul point. </li><li> Allumez le laser et les détecteurs de DCS et acquérir des données pendant 10 secondes. Repositionner la sonde et représentantmanger les acquisitions (comme les mesures FDNIRS). </li><li> Éteignez tous les lasers lors du déplacement de la sonde entre les emplacements. La collecte de données dans les sept lieux n&#39;est pas toujours possible. Cesser les mesures si le sujet manifeste aucun signe de détresse ou de mouvement. Recommencez l&#39;acquisition si possible. Électrodes EEG ou de l&#39;équipement respiratoire peut également empêcher des mesures dans certains endroits. </li></ol> 5. Mesure des paramètres systémiques <ol><li> Pour le calcul de CMRO 2i, deux paramètres systémiques, l&#39;oxygénation artérielle (SaO 2) et de l&#39;hémoglobine dans le sang (HGB), doivent être acquises. HGB est également nécessaire pour calculer CBV. Alors que l&#39;oxymétrie de pouls conventionnel prévoit des mesures de SaO 2, du HGB ​​est classiquement mesurée par un test sanguin. Un oxymètre de pouls nouveau, mis au point par Masimo Corporation, est capable de mesurer de façon non invasive HGB en utilisant des longueurs d&#39;onde multiples. Le dispositif est approuvé par la FDA pour les enfants&gt; 3 kg, et permet une mesu chevet rapidesure à la fois de SaO 2 et HGB. </li><li> Enregistrement SaO 2 et HGB l&#39;aide d&#39;un oxymètre de pouls Masimo (spot Pronto vérifier le pouls de co-oxymètre). Pour ces mesures, fixer un adhésif à usage unique capteur au gros orteil du pied du bébé. HGB sera affiché sur l&#39;écran pendant quelques secondes. </li><li> Quand il n&#39;est pas possible d&#39;utiliser le pouls Masimo co-oxymètre, mesure SaO 2 avec d&#39;autres oxymètres de pouls approuvés par la FDA. HGB peut être soit récupéré à partir de dossiers de patients cliniques ou estimées à l&#39;aide des valeurs normatives. </li></ol> 6. Analyse des données <ol><li> Ouvrir une maison de post-traitement d&#39;analyse de données en utilisant l&#39;interface graphique MATLAB. Non seulement ce logiciel évalue tous les paramètres hémodynamiques, mais utilise également la redondance des données pour évaluer automatiquement la qualité de la mesure et de restreindre la recherche. </li><li> Automatiques des critères objectifs pour le contrôle de la qualité consistent en éliminant des données pour FDNIRS si: R2 &lt;0,98 pour l&#39;ajustement du modèle des données expérimentales, la p-valeur&gt; 0.02 Pour le coefficient de corrélation de Pearson entre les coefficients d&#39;absorption mesurées huit et l&#39;ajustement d&#39;hémoglobine (figure 3-A), valeur p&gt; 0,02 pour l&#39;ajustement linéaire des coefficients de diffusion réduits par rapport aux longueurs d&#39;onde (figure 3-B) 15. Si plus de 33 pour cent de fond des données de la mise en dépôt, l&#39;ensemble est mis au rebut. Pour le DCS, les données sont rejetées si: la queue de la courbe d&#39;adaptation est différent de 1 de plus de 0,02, la variation cumulative entre les 3 premiers points de la courbe est supérieur à 0,1, ou la valeur moyenne des 3 premiers points est plus de 1,6 (figure 4). Si plus de 50 pour cent des courbes sont éliminées, ou les valeurs d&#39;ajustement ont un coefficient de variation&gt; 15 pour cent, l&#39;ensemble est mis au rebut 15. </li><li> Calculer absolue HbO et les concentrations de HBr en ajustant les coefficients d&#39;absorption à toutes les longueurs, en utilisant les valeurs de la littérature pour l&#39;Hb extinction coefficients 16 etune concentration de 75 pour cent de l&#39;eau dans le tissu 17. Dériver concentration d&#39;hémoglobine totale (HBT = HbO + HBr) et de SO 2 (HBO / hbt) à partir des concentrations HBO et HbR. </li><li> Estimer le volume sanguin cérébral en utilisant l&#39;équation décrite dans Ijichi et al 18. CBV = (HBT × MW Hb) / (HGB × D bt), où MW Hb = 64.500 [g / mole] est le poids moléculaire de l&#39;hémoglobine, et D bt = 1,05 g / ml est la masse volumique du tissu cérébral. </li><li> Calculer CBF i en ajustant les fonctions de mesure d&#39;autocorrélation temporelle de l&#39;équation de corrélation de diffusion. Le cadre théorique détaillée pour calculer CBF i est dans Boas et al. Boas et yod et 10,11. Dans les équations, utiliser les coefficients d&#39;absorption mesurés à partir de chaque FDNIRS et une moyenne des coefficients de diffusion dans la population. </li><li> Calculer l&#39;indice de la consommation cérébrale en oxygène en utilisant la mesure FDNIRS de SO <sub&gt; 2 et la mesure de DCS CBFI avec l&#39;équation suivante: CMRO 2i = (HGB × × CBFI (SaO 2 - SO 2)) / (4 × × β Hb MW) 15, où le facteur 4 correspond aux quatre molécules O 2 liés l&#39;un à l&#39;hémoglobine et β est la contribution pour cent du compartiment veineux à la mesure de l&#39;oxygénation d&#39;hémoglobine 19. </li></ol>

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	<li>Zaramella, P., et al. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Can+tissue+oxygenation+index+(TOI)+and+cotside+neurophysiological+variables+predict+outcome+in+depressed/asphyxiated+newborn+infants?.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Monitoring+neonatal+regional+cerebral+oxygen+saturation+in+clinical+practice:+value+and+pitfalls.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Haemoglobin+oxygen+saturation+as+a+biomarker:+the+problem+and+a.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Assessment+of+infant+brain+development+with+frequency-domain+near-infrared+spectroscopy.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Increased+cerebral+blood+volume+and+oxygen+consumption+in+neonatal+brain+injury.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Digital+parallel+acquisition+in+frequency+domain+fluorimetry.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Frequency-domain+multichannel+optical+detector+for+non-invasive+tissue+spectroscopy+and+oximetry.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=In+vivo+cerebrovascular+measurement+combining+diffuse+near-infrared+absorption+and+correlation+spectroscopies.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Diffuse+optical+measurement+of+blood+flow,+blood+oxygenation,+and+metabolism+in+a+human+brain+during+sensorimotor+cortex+activation.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Scattering+and+imaging+with+diffusing+temporal+field+correlations.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Spatially+varying+dynamical+properties+of+turbid+media+probed+with+diffusing+temporal+light+correlation.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Validation+of+diffuse+correlation+spectroscopic+measurement+of+cerebral+blood+flow+using+phase-encoded+velocity+mapping+magnetic+resonance+imaging.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Influences+of+tissue+absorption+and+scattering+on+diffuse+correlation+spectroscopy+blood+flow+measurements.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Assessment+of+the+frequency-domain+multi-distance+method+to+evaluate+the+brain+optical+properties:+Monte+Carlo+simulations+from+neonate+to+adult.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Noninvasive+optical+measures+of+CBV,+StO2,+CBF+index,+and+rCMRO2+in+human+premature+neonates'+brains+in+the+first+six+weeks+of+life.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Characterization+of+the+near+infrared+absorption+spectra+of+cytochrome+aa3+and+haemoglobin+for+the+non-invasive+monitoring+of+cerebral+oxygenation.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Determination+of+water+concentration+in+brain+tissue+by+Raman+spectroscopy.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Developmental+changes+of+optical+properties+in+neonates+determined+by+near-infrared+time-resolved+spectroscopy.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Arterial+and+venous+contributions+to+near-infrared+cerebral+oximetry.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Regional+and+hemispheric+asymmetries+of+cerebral+hemodynamic+and+oxygen+metabolism+in+newborns.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=A+critical+period+of+brain+development:+studies+of+cerebral+glucose+utilization+with+PET.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Validation+of+diffuse+correlation+spectroscopy+measurements+of+rodent+cerebral+blood+flow+with+simultaneous+arterial+spin+labeling+MRI;+towards+MRI-optical+continuous+cerebral+metabolic+monitoring.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Optical+measurement+of+cerebral+hemodynamics+and+oxygen+metabolism+in+neonates+with+congenital+heart+defects.">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/entrez/query.fcgi?db=PubMed&cmd=Search&doptcmdl=Citation&defaultField=Title+Word&term=Near+infrared+spectroscopy+assessment+of+cerebral+oxygen+metabolism+in+the+developing+premature+brain.">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, son mari David Boas, et Beniamino Barbieri (ISS Inc) détiennent des brevets sur cette technologie.

Nous avons démontré une mesure quantitative du hémodynamique cérébrale et le métabolisme avec FDNIRS et DCS dans la population néonatale. La configuration de la sonde est optimisé pour mesurer néonatale cortex cérébral 14. Modifications du débit sanguin mesuré par DCS ont été largement validées par rapport à d&#39;autres techniques dans les études animales et humaines 22,23. En utilisant une mesure directe du débit sanguin DCS, nous sommes en mesure de réduire la variance dans le calcul de CMRO 2i 24. La variance de mesures répétées était également plus faible que les variations entre les régions du cerveau et de moins de 20 ans. De nos résultats précédents, CBFI et CMRO 2i montré des changements significatifs avec la PMA en bonne santé des nouveau-nés prématurés. La mesure de CMRO 2i est mieux à même de détecter des lésions cérébrales à la mesure de SO 2. Ceci suggère que les mesures combinées de paramètres vasculaires et métaboliques servir b comme plus robusteiomarkers de la santé du cerveau néonatal et le développement que la saturation en oxygène seul. Les améliorations techniques se concentrera sur l&#39;intégration de deux instruments pour réduire le temps d&#39;acquisition de 35-40% par session et la mise en œuvre de la rétroaction en temps réel sur la qualité des données pour réduire la fréquence des mesures rejetées. Dans un proche avenir, ce système peut être livré à l&#39;utilisateur final cliniques en tant que moniteur de chevet roman du métabolisme de l&#39;oxygène cérébral altéré. En mesurant les trajectoires de CMRO 2 dans le temps peut aussi augmenter la signification clinique et prévoir les résultats. Cet outil pourrait finalement faire une contribution significative à l&#39;amélioration de la gestion des lésions cérébrales néonatales.

Le dispositif FDNIRS est une mesure dans le domaine fréquentiel de système ISS Inc avec deux jeux identiques de 8 diodes laser émettant à huit longueurs d&#39;onde allant de 660 à 830 nm, et deux tubes photomultiplicateurs (PMT) de détecteurs. Les sources et les détecteurs sont modulés à 110 MHz et 110 MHz plus 5 kHz, respectivement, pour réaliser une détection hétérodyne 6. Chaque diode laser est allumé pendant 10 ms dans l&#39;ordre, pour un temps total d&#39;acquisition 160 ms par cycle. Les sources et les détecteurs sont couplés à la fibre optique et disposées en une rangée dans une sonde optique. L&#39;arrangement des fibres sur la sonde est telle qu&#39;elle produit quatre différentes séparations source-détecteur. En mesurant la lumière transmise (atténuation d&#39;amplitude et de déphasage) à des distances multiples, nous pouvons quantifier l&#39;absorption (uA) et de diffusion (ms &#39;) coefficients du tissu sous observation. À partir des coefficients d&#39;absorption aux longueurs d&#39;onde multiples, on estime ensuite les valeurs absolues des oxygénée (HBO) etLes concentrations d&#39;hémoglobine (désoxygénés HbR) 7, du volume sanguin cérébral (CBV) et la saturation en oxygène l&#39;hémoglobine (SO 2). Le dispositif DCS est une maison - système intégré semblable à celui développé par les Drs. Arjun yod et Turgut Durduran à l&#39;Université de Pennsylvanie 8,9. Le système DCS qui se compose d&#39;un semi - conducteurs, laser cohérence à long à 785 nm, quatre comptage de photons photodiode à avalanche (APD) des détecteurs (EG &amp; G Perkin Elmer SPCM-AQRH) présentant une faible numération sombres (&lt;50 coups / sec) et une grande rendement quantique (&gt; 40% à 785 nm), et un canal de quatre, 256-bin corrélateur multi-tau, avec résolution 200 nsec. Avec les DCS on mesure le débit sanguin microvasculaire dans le cortex cérébral en quantifiant les fluctuations temporelles de l&#39;intensité de lumière plusieurs fois dispersée, qui résulte de décalages Doppler produit par le déplacement des globules rouges. La technique, similaire à la débitmétrie Doppler laser du sang (c&#39;est à dire qu&#39;ils sont de Fourier Transform analogues), mesure d&#39;une fonction d&#39;auto-corrélation des fluctuations d&#39;intensité de chaque canal de détecteur calculée par un corrélateur numérique sur une plage de temps de retard de 200 ns - 0,5 sec. Le corrélateur calcule l&#39;intensité d&#39;auto-corrélation temporelle de la lumière émergeant de nouveau tissu. Nous avons ensuite adapter l&#39;équation de corrélation de diffusion de la fonction d&#39;autocorrélation mesurée, acquise séquentiellement, environ une fois par seconde, pour obtenir l&#39;indice d&#39;écoulement du sang (CBF i) 10,11. DCS mesures de changements du flux sanguin ont été largement validée 12,13. En combinant les mesures FDNIRS de SO 2 aux mesures de DCS CBF i, nous obtenons une estimation du métabolisme de l&#39;oxygène cérébral (CMRO 2i).

<table border="1"><tbody><tr><td> Équipement </td><td> Entreprise </td><td> Numéro de catalogue </td><td> Commentaires (optionnel) </td></tr><tr><td> Imagent </td><td> ISS </td><td></td><td> FDNIRS </td></tr><tr><td> DCS fibres laser </td><td> Thorlabs </td><td> FT400 </td><td> Composante DCS </td></tr><tr><td> Détecteur de fibre DCS </td><td> Thorlabs </td><td> 780HP </td><td> Composante DCS </td></tr><tr><td> DCS laser </td><td> CrystaLaser </td><td> DL785-070-S </td><td> Composante DCS </td></tr><tr><td> DCS détecteur </td><td> Pacer International </td><td> SPCM-AQRH-14-FC </td><td> Composante DCS </td></tr><tr><td> DCS corrélateur </td><td> Correlator.com </td><td> Flex05-8ch </td><td> Composante DCS </td></tr><tr><td> Pronto co-oxymètre </td><td> Masimo </td&gt; <td></td><td> HGB et SaO 2 moniteur </td></tr><tr><td> NOVA </td><td> OPHIR </td><td> 7Z01500 </td><td> Mesureur de puissance laser </td></tr><tr><td> Carte capteur </td><td> Newport </td><td> F-IRC1-S </td><td> IR spectateur </td></tr><tr><td> Filtre à densité neutre </td><td> Kodak </td><td> NT54-453 </td><td></td></tr></tbody></table>

non-invasive optical measurement of cerebral metabolism and hemodynamics in infants

Lésion cérébrale périnatale demeure une cause importante de mortalité et de morbidité infantiles, mais il n&#39;est pas encore un outil efficace qui peut chevet précision dépister les lésions cérébrales, l&#39;évolution des blessures moniteur, ou d&#39;évaluer la réponse au traitement. L&#39;énergie utilisée par les neurones proviennent en grande partie du métabolisme oxydatif des tissus, et l&#39;hyperactivité neuronale et la mort cellulaire se traduisent par des changements correspondants dans le métabolisme de l&#39;oxygène cérébral (CMRO 2). Ainsi, les mesures de CMRO 2 sont le reflet de la viabilité neuronale et fournir des informations essentielles au diagnostic, ce qui CMRO 2, une cible idéale pour la mesure de chevet de la santé du cerveau. Techniques d&#39;imagerie cérébrale telles que la tomographie par émission de positons (TEP) et un seul photon emission computed tomographie mesures de rendement (SPECT) de glucose cérébral et métabolisme de l&#39;oxygène, mais ces techniques nécessitent l&#39;administration de radionucléotides, de sorte qu&#39;ils sont utilisés que dans les cas les plus graves. Onde continue spectroscopie proche infrarouge (CWNIRS) prévoit des mesures de rayonnements non-invasives et non-ionisants de la saturation en oxygène l&#39;hémoglobine (SO 2) comme substitut à la consommation d&#39;oxygène cérébrale. Toutefois, le SO 2 est loin d&#39;être idéal comme substitut de métabolisme de l&#39;oxygène cérébral car elle est influencée par l&#39;apport d&#39;oxygène et de la consommation. En outre, les mesures de SO 2 ne sont pas suffisamment sensibles pour détecter des lésions cérébrales heures après l&#39;1,2 insulte, parce que la consommation d&#39;oxygène et la livraison atteindre l&#39;équilibre après des transitoires de courte durée 3. Nous avons étudié la possibilité d&#39;utiliser des méthodes plus perfectionnées SPIR optiques pour quantifier métabolisme de l&#39;oxygène cérébral au chevet du nouveau-né en bonne santé et de traumatismes cérébraux. Plus précisément, nous avons combiné les NIRS dans le domaine fréquentiel (FDNIRS) mesure de SO 2 avec la spectroscopie de corrélation diffuse (DCS) mesure de l&#39;indice de la circulation sanguine (CBF i) yield un indice de CMRO 2 (CMRO 2i) 4,5. Avec les combinés FDNIRS / système DCS, nous sommes en mesure de quantifier le métabolisme cérébral et l&#39;hémodynamique. Cela représente une amélioration par rapport CWNIRS pour détecter la santé du cerveau, le développement du cerveau, et la réponse au traitement chez les nouveau-nés. En outre, cette méthode respecte tous les nouveau-nés unité de soins intensifs (UNSI) sur les politiques de contrôle des infections et des politiques institutionnelles en matière de sécurité laser. Les travaux à venir chercher à intégrer les deux instruments pour réduire le temps d&#39;acquisition au chevet du patient et à mettre en œuvre rétroaction en temps réel sur la qualité des données pour réduire le taux de rejet des données.

Au cours des cinq dernières années, nous avons démontré la faisabilité et l&#39;utilité clinique de la méthode proposée. En particulier, nous avons montré CMRO 2 pour être plus représentatif de la santé du cerveau et le développement de SO 2. Dans une étude transversale sur plus de 50 nourrissons en bonne santé, nous avons constaté que tout CBV est plus du double au cours de la première année de vie, SO 2 reste constante 4 (figure 5). Dans une étude sur 70 nouveau-nés en bonne santé nous avons également constaté que le SO 2 est constante dans toutes les régions du cerveau tout en CMRO 2i, CBV et CBF sont plus élevés dans les régions temporale et pariétale que dans la région frontale (figure 6) 20, ce qui est cohérent avec la captation du glucose PET résultats 21. Dans nos deux études, la constante de SO 2, dans une fourchette de 60-70 pour cent indique que l&#39;apport d&#39;oxygène correspond étroitement à la consommation locale, tandis que CBV, CBF et CMRO 2 sont more étroitement couplé avec le développement neural. Pour vérifier que CMRO 2i est un meilleur outil de dépistage que le SO 2 dans la détection des lésions cérébrales néonatales, nous avons mesuré les nourrissons atteints de lésions cérébrales au cours de la phase aiguë 5, et (dans quelques enfants) pendant la phase chronique pendant plusieurs mois après une blessure. Résultats de la figure 7 montrent comment SO 2 n&#39;est pas significativement modifiée par une lésion cérébrale dans les deux premiers (1-15 jours après l&#39;insulte) et chronique (mois après la blessure) étapes, tout en CMRO 2i est significativement différente de la normale pendant les deux phases aiguës et chroniques . Plus précisément, CMRO 2i est élevée pendant la phase aiguë en raison de l&#39;activité épileptique après une lésion cérébrale, et inférieure à la normale pendant la phase chronique due à une perte neuronale. Les nourrissons atteints lésions ischémiques hypoxiques sont actuellement traités par hypothermie thérapeutique (TH) au métabolisme cérébral inférieur et réduire les dégâts après l&#39;ins hypoxiqueUlt. L&#39;hypothermie thérapeutique est maintenue pendant trois jours et nous avons été en mesure de surveiller les 11 nourrissons pendant le traitement (figure 8). Nous avons constaté que CMRO 2i diminue de manière significative à des niveaux inférieurs à la normale au cours de TH, et cette diminution semble être liée à la réponse au traitement et les résultats de développement. Ces résultats préliminaires suggèrent que la méthode FDNIRS-DCS peut être en mesure de guider et d&#39;optimiser le traitement hypothermie. <img alt="Figure 1" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig1.jpg" /> Figure 1. Image de la charrette avec les FDNIRS et dispositifs DCS. Les deux instruments sont suffisamment compact pour tenir sur un petit chariot qui peut être déplacé au chevet de l&#39;enfant à l&#39;USIN. <img alt="Figure 2" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig2.jpg" /> Figure 2. (A) Configuration de la sonde optique. <strong&gt; (B) Le régime lieu de mesure. (C) Une photo d&#39;un type FDNIRS-DCS mesure sur un nourrisson. <img alt="Figure 3" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig3.jpg" /> Figure 3. Exemples représentatifs de la bonne taille et mauvaise (a) mesurée coefficients d&#39;absorption et l&#39;ajustement d&#39;hémoglobine coefficients de diffusion (B) et l&#39;ajustement linéaire. P-valeur&gt; 0,02 réfère à un mauvais ajustement. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/4379/4379fig3large.jpg" target="_blank">Cliquez ici pour agrandir la figure</a> . <img alt="Figure 4" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig4.jpg" /> Figure 4. Un exemple représentatif d&#39;ajustement bien et le mal d&#39;une fonction d&#39;autocorrélation des fluctuations d&#39;intensité calculéespar un corrélateur sur une plage de temps de retard de 200 ns - 0,5 sec. Dans la figure à la bonne taille de la queue de la courbe d&#39;ajustement diffère de 1 de plus de 0,02 et la variation des 3 premiers points est supérieure à 0,1. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/4379/4379fig4large.jpg" target="_blank">Cliquez ici pour agrandir la figure</a> . <img alt="Figure 5" fo:content-width="4in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig5highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig5.jpg" /> Figure 5. Les variations de CBV et de SO 2 dans frontale, temporale et pariétale régions corticales chez les nourrissons de la naissance à un an. <img alt="Figure 6" fo:content-width="4in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig6highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig6.jpg" /> Figure 6. CBF, SO 2, CBV et CMRO 2i du frontal, terégions mporal et pariétal dans 70 nouveau-nés en bonne santé. <img alt="Figure 7" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig7.jpg" /> Figure 7. Des exemples de consommation d&#39;oxygène anormale et normale de SO 2 après une lésion cérébrale chez les nourrissons. Lésion cérébrale est marquée par des changements dans CMRO 2 par rapport à la normale tout en SO 2 n&#39;est pas significativement différent de la normale. S&#39;il vous plaît noter que dans ces deux figures, CMRO 2 a été calculée en utilisant la relation Grubb, parce que la mesure DCS n&#39;étaient pas disponibles au moment de ces mesures. <img alt="Figure 8" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig8.jpg" /> Figure 8. rCMRO 2 de 11 enfants au cours de l&#39;hypothermie thérapeutique par rapport à l&#39;âge témoins sains appariés. Métabolisme de l&#39;oxygène est fortement réduite dans tous les nourrissons atteints d&#39;une thérapie d&#39;hypothermie.

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

On combine dans le domaine fréquentiel des mesures de spectroscopie dans le proche infrarouge de l&#39;oxygénation cérébrale avec l&#39;hémoglobine diffuses mesures de spectroscopie de corrélation de l&#39;indice de flux sanguin cérébral pour estimer un indice de métabolisme de l&#39;oxygène. Nous avons testé l&#39;utilité de cette mesure comme un outil de dépistage de chevet pour évaluer la santé et le développement du cerveau du nouveau-né.

Non-invasive de mesure optique du métabolisme cérébral et hémodynamique chez les nourrissons

Perinatal brain injury remains a significant cause of infant mortality  and morbidity, but there is not yet an effective bedside tool that can  accurately ...

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

Research

JoVE Journal

Medicine

20.0K vues.  Massachusetts General Hospital, Harvard Medical School. On combine dans le domaine fréquentiel des mesures de spectroscopie dans le proche infrarouge de l'oxygénation cérébrale avec l'hémoglobine diffuses mesures de spectroscopie de corrélation de l'indice de flux sanguin cérébral pour estimer un indice de métabolisme de l'oxygène. Nous avons testé l'utilité de cette mesure comme un outil de dépistage de chevet pour évaluer la santé et le développement du cerveau du nouveau-né.

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

Corneal Confocal Microscopy: A Novel Non-invasive Technique to Quantify Small Fibre Pathology in Peripheral Neuropathies

The accurate quantification of peripheral neuropathy is important to define at risk patients, anticipate deterioration, and assess new therapies. Conventional methods assess neurological deficits and electrophysiology and quantitative sensory testing quantifies functional alterations to detect neuropathy. However, the earliest damage appears to be to the small fibres and yet these tests primarily assess large fibre dysfunction and have a limited ability to demonstrate regeneration and repair. The only techniques which allow a direct examination of unmyelinated nerve fibre damage and repair are sural nerve biopsy with electron microscopy and skin-punch biopsy. However, both are invasive procedures and require lengthy laboratory procedures and considerable expertise. Corneal Confocal microscopy is a non-invasive clinical technique which provides in-vivo imaging of corneal nerve fibres. We have demonstrated early nerve damage, which precedes loss of intraepidermal nerve fibres in skin biopsies together with stratification of neuropathic severity and repair following pancreas transplantation in diabetic patients. We have also demonstrated nerve damage in idiopathic small fibre neuropathy and Fabry's disease.

Corneal Confocal microscopy is a non-invasive clinical technique which may be used to quantify C fibre damage to diagnose and stratify patients with increasing neuropathic severity.

Microscopie confocale cornéenne: A Novel technique non invasive pour quantifier Fibre petites pathologie dans les neuropathies périphériques

The accurate quantification of peripheral neuropathy is important to define at risk patients, anticipate deterioration, and assess new therapies. ...

Recherche

Médecine

An in vivo Rodent Model of Contraction-induced Injury and Non-invasive Monitoring of Recovery

Muscle strains are one of the most common complaints treated by physicians. A muscle injury is typically diagnosed from the patient history and physical exam alone, however the clinical presentation can vary greatly depending on the extent of injury, the patient's pain tolerance, etc. In patients with muscle injury or muscle disease, assessment of muscle damage is typically limited to clinical signs, such as tenderness, strength, range of motion, and more recently, imaging studies. Biological markers, such as serum creatine kinase levels, are typically elevated with muscle injury, but their levels do not always correlate with the loss of force production. This is even true of histological findings from animals, which provide a "direct measure" of damage, but do not account for all the loss of function. Some have argued that the most comprehensive measure of the overall health of the muscle in contractile force. Because muscle injury is a random event that occurs under a variety of biomechanical conditions, it is difficult to study. Here, we describe an in vivo animal model to measure torque and to produce a reliable muscle injury. We also describe our model for measurement of force from an isolated muscle in situ. Furthermore, we describe our small animal MRI procedure.

An in vivo Rodent Model of Contraction-induced Injury and Non-invasive Monitoring of Recovery

An in vivo animal model of injury is described. The method takes advantage of the subcutaneous position of the fibular nerve. Velocity, timing of muscle activation, and arc of motion are all pre-determined and synchronized using commercial software. Post injury changes are monitored in vivo using MR imaging/spectroscopy.

Une In vivo</emModèle de rongeur> de contraction induite par des blessures et de surveillance non invasive de récupération

Muscle strains are one of the most  common complaints treated by physicians. A muscle injury is typically diagnosed from the patient history and  physical ...

Non-invasive Assessment of Microvascular and Endothelial Function

The authors have utilized capillaroscopy and forearm blood flow techniques to investigate the role of microvascular dysfunction in pathogenesis of cardiovascular disease. Capillaroscopy is a non-invasive, relatively inexpensive methodology for directly visualizing the microcirculation. Percent capillary recruitment is assessed by dividing the increase in capillary density induced by postocclusive reactive hyperemia (postocclusive reactive hyperemia capillary density minus baseline capillary density), by the maximal capillary density (observed during passive venous occlusion). Percent perfused capillaries represents the proportion of all capillaries present that are perfused (functionally active), and is calculated by dividing postocclusive reactive hyperemia capillary density by the maximal capillary density. Both percent capillary recruitment and percent perfused capillaries reflect the number of functional capillaries. The forearm blood flow (FBF) technique provides accepted non-invasive measures of endothelial function: The ratio FBFmax/FBFbase is computed as an estimate of vasodilation, by dividing the mean of the four FBFmax values by the mean of the four FBFbase values. Forearm vascular resistance at maximal vasodilation (FVRmax) is calculated as the mean arterial pressure (MAP) divided by FBFmax. Both the capillaroscopy and forearm techniques are readily acceptable to patients and can be learned quickly.
The microvascular and endothelial function measures obtained using the methodologies described in this paper may have future utility in clinical patient cardiovascular risk-reduction strategies. As we have published reports demonstrating that microvascular and endothelial dysfunction are found in initial stages of hypertension including prehypertension, microvascular and endothelial function measures may eventually aid in early identification, risk-stratification and prevention of end-stage vascular pathology, with its potentially fatal consequences.

Capillaroscopy is a non-invasive, relatively inexpensive methodology for directly visualizing the microcirculation. The forearm blood flow technique provides accepted non-invasive measures of endothelial function.

Non-invasive d&#39;évaluation de la fonction endothéliale microvasculaire et

The authors have utilized capillaroscopy and forearm blood flow techniques to investigate the role of microvascular dysfunction in pathogenesis of ...

Non-invasive Imaging and Analysis of Cerebral Ischemia in Living Rats Using Positron Emission Tomography with 18F-FDG

Stroke is the third leading cause of death among Americans 65 years of age or older1. The quality of life for patients who suffer from a stroke fails to return to normal in a large majority of patients2, which is mainly due to current lack of clinical treatment for acute stroke. This necessitates understanding the physiological effects of cerebral ischemia on brain tissue over time and is a major area of active research. Towards this end, experimental progress has been made using rats as a preclinical model for stroke, particularly, using non-invasive methods such as 18F-fluorodeoxyglucose (FDG) coupled with Positron Emission Tomography (PET) imaging3,10,17. Here we present a strategy for inducing cerebral ischemia in rats by middle cerebral artery occlusion (MCAO) that mimics focal cerebral ischemia in humans, and imaging its effects over 24 hr using FDG-PET coupled with X-ray computed tomography (CT) with an Albira PET-CT instrument. A VOI template atlas was subsequently fused to the cerebral rat data to enable a unbiased analysis of the brain and its sub-regions4. In addition, a method for 3D visualization of the FDG-PET-CT time course is presented. In summary, we present a detailed protocol for initiating, quantifying, and visualizing an induced ischemic stroke event in a living Sprague-Dawley rat in three dimensions using FDG-PET.

Non-invasive Imaging and Analysis of Cerebral Ischemia in Living Rats Using Positron Emission Tomography with 18F-FDG

Brain damage resulting from cerebral ischemia may be non-invasively imaged and studied in rats using pre-clinical positron emission tomography coupled with the injectable radioactive probe, 18F-fluorodeoxyglucose. Further, the use of modern software tools that include volume of interest (VOI) brain templates dramatically increase the quantitative information gleaned from these studies.

Imagerie non invasive et analyse des ischémie cérébrale chez les rats de vie en utilisant la tomographie par émission de positons avec<sup&gt; 18</sup&gt; F-FDG

Stroke is the third leading cause of death among Americans 65 years of age or older1. The quality of life for patients who suffer from a stroke fails to ...

Murine Model for Non-invasive Imaging to Detect and Monitor Ovarian Cancer Recurrence

Epithelial ovarian cancer is the most lethal gynecologic malignancy in the United States. Although patients initially respond to the current standard of care consisting of surgical debulking and combination chemotherapy consisting of platinum and taxane compounds, almost 90% of patients recur within a few years. In these patients the development of chemoresistant disease limits the efficacy of currently available chemotherapy agents and therefore contributes to the high mortality. To discover novel therapy options that can target recurrent disease, appropriate animal models that closely mimic the clinical profile of patients with recurrent ovarian cancer are required. The challenge in monitoring intra-peritoneal (i.p.) disease limits the use of i.p. models and thus most xenografts are established subcutaneously. We have developed a sensitive optical imaging platform that allows the detection and anatomical location of i.p. tumor mass. The platform includes the use of optical reporters that extend from the visible light range to near infrared, which in combination with 2-dimensional X-ray co-registration can provide anatomical location of molecular signals. Detection is significantly improved by the use of a rotation system that drives the animal to multiple angular positions for 360 degree imaging, allowing the identification of tumors that are not visible in single orientation. This platform provides a unique model to non-invasively monitor tumor growth and evaluate the efficacy of new therapies for the prevention or treatment of recurrent ovarian cancer.

We describe a non-invasive animal imaging platform that allows the detection, quantification, and monitoring of ovarian cancer growth and recurrence. This intra-peritoneal xenograft model mimics the clinical profile of patients with ovarian cancer.

Modèle murin pour l&#39;imagerie non invasive pour détecter et surveiller l&#39;ovaire récurrence du cancer

Epithelial ovarian cancer is the most lethal gynecologic malignancy in the United States. Although patients initially respond to the current standard of ...

A Methodological Approach to Non-invasive Assessments of Vascular Function and Morphology

The endothelium is the innermost lining of the vasculature and is involved in the maintenance of vascular homeostasis. Damage to the endothelium may predispose the vessel to atherosclerosis and increase the risk for cardiovascular disease. Assessments of peripheral endothelial function are good indicators of early abnormalities in the vascular wall and correlate well with assessments of coronary endothelial function. The present manuscript details the important methodological steps necessary for the assessment of microvascular endothelial function using laser Doppler imaging with iontophoresis, large vessel endothelial function using flow-mediated dilatation, and carotid atherosclerosis using carotid artery ultrasound. A discussion on the methodological considerations for each of the techniques is also presented, and recommendations are made for future research.

The present article describes the methodological considerations for several non-invasive assessments of vascular function and morphology that are commonly used in medical research to assess different stages of atherosclerosis.

Une approche méthodologique pour les évaluations non invasifs de la fonction vasculaire et de morphologie

The endothelium is the innermost lining of the vasculature and is involved in the maintenance of vascular homeostasis.  Damage to the endothelium may ...

Non-invasive Assessments of Subjective and Objective Recovery Characteristics Following an Exhaustive Jump Protocol

Fast recovery after strenuous exercise is important in sports and is often studied via cryotherapy applications. Cryotherapy has a significant vasoconstrictive effect, which seems to be the leading factor in its effectiveness. The resulting enhanced recovery can be measured by using both objective and subjective parameters. Two commonly measured subjective characteristics of recovery are delayed-onset muscle soreness (DOMS) and ratings of perceived exertion (RPE). Two important objective recovery characteristics are countermovement jump (CMJ) performance and peak power output (PPO). Here, we provide a detailed protocol to induce muscular exhaustion of the frontal thighs with a self-paced, 3 x 30 countermovement jump protocol (30-s rest between each set). This randomized controlled trial protocol explains how to perform local cryotherapy cuff application (+ 8 &#176;C for 20 min) and thermoneutral cuff application (+ 32 &#176;C for 20 min) on both thighs as two possible post-exercise recovery modalities. Finally, we provide a non-invasive protocol to measure the effects of these two recovery modalities on subjective (i.e., DOMS of both frontal thighs and RPE) and objective recovery (i.e., CMJ and PPO) characteristics 24, 48, and 72 h post-application. The advantage of this method is that it provides a tool for researchers or coaches to induce muscular exhaustion, without using any expensive devices; to implement local cooling strategies; and to measure both subjective and objective recovery, without using invasive methods. Limitations of this protocol are that the 30 s rest period between sets is very short, and the cardiovascular demand is very high. Future studies may find the assessment of maximum voluntary contractions to be a more sensitive assessment of muscular exhaustion compared to CMJs.

This protocol describes the procedure for non-invasive recovery assessments during a 72 h recovery period. This protocol induces muscular exhaustion of the frontal thighs using countermovement jumps and uses either local cold-cuff or thermoneutral-cuff application as a recovery modality.

Évaluations non invasives des caractéristiques subjectives et objectives de récupération suite à un protocole de saut exhaustif

Fast recovery after strenuous exercise is important in sports and is often studied via cryotherapy applications. Cryotherapy has a significant ...

Non-invasive Assessment of Dorsiflexor Muscle Function in Mice

Assessment of skeletal muscle contractile function is an important measurement for both clinical and research purposes. Numerous conditions can negatively affect skeletal muscle. This can result in a loss of muscle mass (atrophy) and/or loss of muscle quality (reduced force per unit of muscle mass), both of which are prevalent in chronic disease, muscle-specific disease, immobilization, and aging (sarcopenia). Skeletal muscle function in animals can be evaluated by a range of different tests. All tests have limitations related to the physiological testing environment, and the selection of a specific test often depends on the nature of the experiments. Here, we describe an in vivo, non-invasive technique involving a helpful and easy assessment of force frequency-curve (FFC) in mice that can be performed on the same animal over time. This permits monitoring of disease progression and/or efficacy&#160;of a potential therapeutic treatment.

Measurement of rodent skeletal muscle contractile function is a useful tool that can be used to track disease progression as well as efficacy of therapeutic intervention. We describe here the non-invasive, in vivo assessment of the dorsiflexor muscles that can be repeated over time in the same mouse.

Évaluation non invasif de la fonction musculaire de dorsifléchisseurs chez la souris

Assessment of skeletal muscle contractile function is an important measurement for both clinical and research purposes. Numerous conditions can negatively ...

Coronary Progenitor Cells and Soluble Biomarkers in Cardiovascular Prognosis after Coronary Angioplasty

Major adverse cardiovascular events (MACEs) negatively impact the cardiovascular prognosis of patients undergoing coronary angioplasty due to coronary ischemic injury. The extent of coronary damage and the mechanisms of vascular repair are factors influencing the future development of MACEs. Intrinsic vascular features like the plaque characteristics and coronary artery complexity have demonstrated prognostic information for MACEs. However, the use of intracoronary circulating biomarkers has been postulated as a convenient method for the early identification and prognosis of MACEs, as they more closely reflect dynamic mechanisms involving coronary damage and repair. Determination of coronary circulating biomarkers during angioplasty, such as the number of subpopulations of mononuclear progenitor cells (MPCs) as well as the concentration of soluble molecules reflecting inflammation, cell adhesion, and repair, allows for assessment of future developments and the prognosis of MACEs 6 months post coronary angioplasty. This method is highlighted by its translational nature and better performance than peripheral blood circulating biomarkers regarding prediction of MACEs and its effect on the cardiovascular prognosis, which may be applied for risk stratification of patients with coronary artery disease undergoing angioplasty.

Development of major adverse cardiovascular events, which impact cardiovascular prognosis after coronary angioplasty, are influenced by the extent of coronary damage and vascular repair. The use of novel coronary cellular and soluble biomarkers, reactive to vascular damage and repair, are useful to predict the development of MACEs and prognosis.

Cellules de progéniture coronaire et biomarqueurs solubles dans le pronostic cardio-vasculaire après angioplastie coronaire

Major adverse cardiovascular events (MACEs) negatively impact the cardiovascular prognosis of patients undergoing coronary angioplasty due to coronary ...

Oxygenation-sensitive Cardiac MRI with Vasoactive Breathing Maneuvers for the Non-invasive Assessment of Coronary Microvascular Dysfunction

Oxygenation-sensitive cardiac magnetic resonance imaging (OS-CMR) is a diagnostic technique that uses the inherent paramagnetic properties of deoxyhemoglobin as an endogenous source of tissue contrast. Used in combination with standardized vasoactive breathing maneuvers (hyperventilation and apnea) as a potent non-pharmacologic vasomotor stimulus, OS-CMR can monitor changes in myocardial oxygenation. Quantifying such changes during the cardiac cycle and throughout vasoactive maneuvers can provide markers for coronary macro- and microvascular function and thereby circumvent the need for any extrinsic, intravenous contrast or pharmacologic stress agents.
OS-CMR uses the well-known sensitivity of T2*-weighted images to blood oxygenation. Oxygenation-sensitive images can be acquired on any cardiac MRI scanner using a modified standard clinical steady-state free precession (SSFP) cine sequence, making this technique vendor-agnostic and easily implemented. As a vasoactive breathing maneuver, we apply a 4-min breathing protocol of 120 s of free breathing, 60 s of paced hyperventilation, followed by an expiratory breath-hold of at least 30 s. The regional and global response of myocardial tissue oxygenation to this maneuver can be assessed by tracking the signal intensity change. The change over the initial 30 s of the post-hyperventilation breath-hold, referred to as the breathing-induced myocardial oxygenation reserve (B-MORE) has been studied in healthy people and various pathologies. A detailed protocol for performing oxygen-sensitive CMR scans with vasoactive maneuvers is provided.
As demonstrated in patients with microvascular dysfunction in yet incompletely understood conditions, such as inducible ischemia with no obstructive coronary artery stenosis (INOCA), heart failure with preserved ejection fraction (HFpEF), or microvascular dysfunction after heart transplantation, this approach provides unique, clinically important, and complementary information on coronary vascular function.

The assessment of microvascular function by oxygenation-sensitive cardiac magnetic resonance imaging in combination with vasoactive breathing maneuvers is unique in its ability to assess rapid dynamic changes in myocardial oxygenation in vivo and, thus, may serve as a critically important diagnostic technique for coronary vascular function.

IRM cardiaque sensible à l’oxygénation avec manœuvres respiratoires vasoactives pour l’évaluation non invasive de la dysfonction microvasculaire coronarienne