Gli autori ringraziano tutte le famiglie per la loro partecipazione a questo studio e gli infermieri, i medici, e del personale in neonatale terapia intensiva, la scuola materna Special Care, Neurologia Pediatrica, e le unità di maternità presso il Massachusetts General Hospital, Brigham and Women Hospital e Hospital di Boston per bambini per il loro aiuto e sostegno. In particolare ringraziamo Linda J. Van Marter, Robert M. Insoft, Jonathan H. Cronin, Julianne Mazzawi, e Steven A. Ringer. Gli autori hanno anche ringraziare Marcia Kocienski-Filip, Yvonne Sheldon, Alpna Aggarwall, Maddy Artunguada e Genevieve Nave per la loro assistenza durante le misurazioni. Questo progetto è sostenuto da NIH R01-HD042908, R21-HD058725, P41-R43-RR14075 e HD071761. Marcia Kocienski Filip-Yvonne e Sheldon sono supportati dal Premio Clinical Science Translational UL1RR025758 a Harvard e Brigham e dell&#39;ospedale delle donne dal National Center for Research Resources. Il contenuto è di esclusiva responsabilità del unuthors e non rappresentano necessariamente le opinioni ufficiali del Centro nazionale per le risorse di ricerca o il National Institutes of Health.

1. Preparazione per le misure da comodino <ol><li> Le FDNIRS ed i sistemi DCS sono compatti e facili da spostare su un piccolo carrello al capezzale del bambino in ospedale (Figura 1). </li><li> Dopo aver spostato il carrello con i dispositivi per il letto, accendere il sistema e collegare la sonda ottica per le FDNIRS e dispositivi DCS. Assicurarsi che due sperimentatori sono presenti per ogni misura: uno per la gestione degli strumenti e computer, e una per tenere la sonda. </li><li> Scegliere la sonda appropriata a seconda dell&#39;età postmestruale del neonato (PMA). La sonda ottica con FDNIRS sorgente-detector separazioni di cm 1, 1.5, 2 e 2.5 viene utilizzato per i bambini &lt;37 settimane PMA e la sonda con separazioni FDNIRS 1.5, 2, 2.5 e 3 cm viene usato per bambini più grandi (Figura 2-A ). La scelta della sorgente-detector più brevi separazioni è dettata da piccole dimensioni neonati prematuri &#39;e curvatura testa più grande. Quando si utilizza una sonda più grande, con un neonato pretermine, la relativamente dimensione più piccola della testa del bambino e la sua curvatura significativa insieme impedire efficace contatto tra la testa del bambino e tutte le sorgenti e rivelatori. Per questo motivo, la sonda con FDNIRS sorgente-detector separazioni di cm 1, 1.5, 2 e 2.5 è adatta per l&#39;uso con neonati prematuri. La nostra ricerca ha verificato che le scelte sorgente-detector separazioni sono sufficienti per misurare le proprietà ottiche della corteccia cerebrale del 14 sia a termine o prematuri. DCS fibre sorgente e rivelatore sono disposti in una fila parallela alle fibre FDNIRS con sorgente-rivelatore distanze di 1,5 (uno detector) e 2 cm (tre rivelatori) in entrambe le sonde prematuri e neonati a termine. </li><li> Sterilizzare le sonde ottiche con un panno Sani-disinfezione pulire e inserire la sonda e le fibre in un unico uso manicotto in plastica polipropilene. </li></ol> 2. Impostazioni di guadagno FDNIRS e taratura <ol><li> Aprire l&#39;interfaccia FDNIRS grafica utente (GUI) e selezionare il file delle impostazioni del programmablocco corrispondente alla sonda e calibrazione utilizzata. </li><li> Per regolare guadagni rivelatore, delicatamente la sonda su una superficie di testa del soggetto senza capelli (preferibilmente il lato sinistro della fronte) e mantenerla nella stessa posizione senza applicare alcuna pressione. Attivare sorgenti e rivelatori e regolare tensione PMT fino l&#39;ampiezza qualsiasi delle sorgenti laser raggiunge 20.000 conteggi. 32000 conta è la digitalizzazione massimo della scheda di acquisizione analogica a digitale, e gli utili devono essere impostati al di sotto di tale soglia per evitare la saturazione durante l&#39;acquisizione dei dati. I guadagni dovrebbero essere impostati nella zona frontale perché questa regione ha generalmente il più basso assorbimento della luce laser e quindi è più incline a saturazione. </li><li> Spegnere le sorgenti e rivelatori e tornare la sonda al blocco di calibrazione. I laser devono essere disattivata quando si sposta la sonda per la sicurezza degli occhi, i rilevatori devono essere disabilitati perché PMT sono molto sensibili e l&#39;esposizione a qualsiasi luce increases rumore di fondo e può danneggiarli in modo permanente. </li><li> Con la sonda di nuovo sul blocco di calibrazione, utilizzare la densità neutra (ND), filtrare nel caso la sorgente-rivelatore saturi coppia. Filtri ND differenti possono essere selezionati a causa di guadagni ottimizzazione nei bambini con i toni della pelle diversi Tenere la sonda ancora per 16 secondi durante l&#39;esecuzione della procedura di calibrazione. Dal momento che non spostare fisicamente una fonte a distanze diverse da un singolo rivelatore per ottenere un multi-sistema di distanza, ma invece utilizzare quattro combinazioni di due fonti indipendenti e due rivelatori indipendenti, abbiamo bisogno di calibrazione per il diverso potere delle due fonti e i diversi guadagni dei due rivelatori. Misurando un blocco di calibrazione note proprietà ottiche, si stima l&#39;ampiezza e fattori di correzione di fase necessaria per recuperare i coefficienti di assorbimento e diffusione del blocco di calibrazione. </li><li> Dopo la calibrazione, acquisire altri 16 sec di dati sul blocco e visivamente valutare l&#39;adeguatezza del secolocalibrazione e con un in-house MATLAB GUI. Il misurata μa e ms &#39;dovrebbe corrispondere i coefficienti reali del blocco di calibrazione in tutte le lunghezze d&#39;onda. Ricalibrare se l&#39;adattamento è scarsa. </li><li> Se guadagni rivelatore devono essere cambiate, o fibre di origine e di rilevatore devono essere scollegati durante le misurazioni, ripetere la procedura di calibrazione del dispositivo FDNIRS. </li><li> Alla fine della sessione di misura, acquisire un altro 16 sec di dati sul blocco di calibrazione per verificare se la taratura è stata mantenuta durante le misurazioni sull&#39;argomento. Se la taratura non è stato mantenuto, prendere una seconda calibrazione al termine della misurazione e applicare ai dati acquisiti. </li></ol> 3. DCS Impostazioni <ol><li> Aprire l&#39;in-house DCS acquisizione dati GUI e caricare il file di impostazioni corrispondente alla sonda ottica in uso. </li><li> Prima di iniziare le misurazioni, verificare che la potenza del laser della sorgente DCS è appropriato per il trattamento della pelle, misurando tegli potenza del laser della sorgente DCS con un misuratore di potenza e controllo della dimensione del punto con una scheda di visualizzazione IR (il laser emette a 785 nm, che non è visibile). La potenza del laser è DCS ~ 60 mW ed accoppiato ad una fibra di diametro relativamente piccolo (400-600 micron). Per soddisfare gli standard ANSI per l&#39;esposizione della pelle, la luce in corrispondenza della sonda deve essere attenuata e diffusa in una vasta area. Ciò si ottiene coprendo la punta della fibra con un diametro di 3 mm teflon bianco foglio (Figura 2-A). Il Teflon è altamente diffondenti e diffonde ampiamente il raggio laser. Al letto, in modo che la potenza del laser in corrispondenza della sonda è inferiore a 25 mW e la dimensione del punto è maggiore di 3 mm di diametro. Per quanto riguarda i FDNIRS, spegnere sempre sorgenti e rivelatori durante lo spostamento della sonda ottica. </li><li> Rilevamento DCS è photon-counting e non c&#39;è regolazione guadagno APD come è richiesto per il dispositivo FDNIRS. Una bandiera nel software di acquisizione indica se troppa luce viene rilevato, nel qual caso l&#39;accoppiamento con luce IETla sorgente o fibre rivelatore deve essere ridotta ruotando i connettori di fibra. Adeguata di rilevamento della luce è la gamma di 200,000-4,000,000 fotoni rivelati (corrispondenti a -26 ~ 0 dB sul display del computer). Evitare l&#39;eccessiva luce camera per ridurre il rumore di fondo. </li><li> Il DCS non necessita di calibrazione per misurare i CBF. Il flusso di sangue è proporzionale al tempo necessario a perdere correlazione. Un solido blocco non è sufficiente per verificare la qualità del segnale, perché non ci sono particelle in movimento a diffusione causano la carie. Un braccio di sperimentatore mostra invece decadimento - più veloce è il flusso di sangue, più ripida il decadimento. </li></ol> 4. Acquisizione dei dati <ol><li> Mentre FDNIRS e misure DCS può essere effettuata rapidamente in sequenza, prima misurare tutte le posizioni con un solo dispositivo e quindi ripetere la stessa progressione con l&#39;altro dispositivo, utilizzando il software di acquisizione indipendente corrispondente a ciascuna. </li><li> Misurare sette sedi che coprono frontale, temporale e Parietaree Al, secondo un sistema di 10-20 (Fp1, FPZ, FP2, C3, C4, P3, P4), in sequenza (Figura 2-B). Parte i capelli lungo la linea sorgente-rilevatore e posizionare la sonda in quella zona della testa. </li><li> Accendere il laser FDNIRS e rivelatori e verificare la qualità del segnale: conta l&#39;ampiezza deve essere compreso tra 2.000 e 20.000 e sfasamenti SNR &lt;2 gradi. Se al di fuori di questi intervalli, riposizionare la sonda, garantendo capelli è divisa e tutte le fonti ei rivelatori sono in contatto con la pelle. </li><li> Acquisire dati per 16 sec. Ripetere le misurazioni fino a tre volte in ogni posizione (Figura 2-C), tagliando il pelo e riposizionare la sonda in un punto leggermente diverso per ogni acquisizione. Questo viene fatto per minimizzare effetti di disomogeneità locali, come capelli e superficiali grandi vasi e per fornire valori rappresentativi di una regione, invece di un singolo punto. </li><li> Accendere il laser DCS e rilevatori e acquisire dati per 10 sec. Riposizionare la sonda e rappresentantemangiare le acquisizioni (come con le misure FDNIRS). </li><li> Spegnere tutti i laser quando si sposta la sonda da un luogo all&#39;altro. La raccolta dei dati in tutte le sette località non è sempre possibile. Interrompere le misurazioni se il soggetto manifesta alcun segno di disagio o di movimento. Riprova l&#39;acquisizione, se possibile. Elettrodi EEG o attrezzature respiratorie possono anche precludere misure in alcune località. </li></ol> 5. Misura dei parametri sistemici <ol><li> Per il calcolo di CMRO 2i, due parametri sistemici, l&#39;ossigenazione arteriosa (SaO2) e di emoglobina nel sangue (HGB), deve essere acquisita. HGB è necessaria anche per il calcolo CBV. Mentre pulsossimetria convenzionale prevede misure di SaO2, HGB è convenzionalmente misurata con un esame del sangue. Un pulsossimetro nuovo, sviluppato da Masimo Corporation, è in grado di misurare HGB non invasivo utilizzando lunghezze d&#39;onda multiple. Il dispositivo è approvato dalla FDA per bambini&gt; 3 kg, e consente una misura comodino veloceure di entrambi 2 Sao e HGB. </li><li> Record SaO2 e HGB con un pulsossimetro Masimo (spot Pronto controllo del polso co-ossimetro). Per queste misurazioni, attaccare un adesivo sensore monouso per l&#39;alluce del piede del bambino. HGB sarà visualizzato sul monitor in pochi secondi. </li><li> Quando non è possibile utilizzare l&#39;impulso Masimo co-ossimetro, misura SaO 2 con altri approvati dalla FDA pulsossimetri. HGB può essere sia recuperati da cartelle cliniche dei pazienti o stimati sulla base di valori normativi. </li></ol> 6. Analisi dei dati <ol><li> Aprire un in-house di post-elaborazione dei dati di analisi GUI utilizzando MATLAB. Questo software non solo stima di tutti i parametri emodinamici, ma utilizza anche la ridondanza dei dati per valutare automaticamente la qualità di misura e limitare i risultati. </li><li> Automatici criteri oggettivi per il controllo della qualità dei dati sono costituiti scartare per FDNIRS se: R2 &lt;0.98 per l&#39;adattamento del modello dei dati sperimentali, p-value&gt; 00,02 per il coefficiente di correlazione di Pearson momento prodotto tra gli otto coefficienti di assorbimento misurati e la misura dell&#39;emoglobina (Figura 3-A), p-value&gt; 0,02 per il fit lineare dei coefficienti di scattering ridotte rispetto lunghezza d&#39;onda (Figura 3-B) 15. Se più del 33 per cento della meriti dati scartando, l&#39;intera serie viene scartato. Per i DCS, dati viene scartato se: la coda della curva di raccordo diversa da 1 da più di 0,02, la variazione cumulativa fra i tre primi punti della curva è più di 0,1, o il valore medio dei tre primi punti è più di 1,6 (Figura 4). Se più del 50 percento di curve vengono scartati, oppure i valori di misura hanno un coefficiente di variazione&gt; 15 per cento, l&#39;intera serie viene scartato 15. </li><li> Calcola assoluta HBO e le concentrazioni di HBr inserendo i coefficienti di assorbimento a tutte le lunghezze d&#39;onda, utilizzando i valori di letteratura per Hb estinzione coefficienti 16 euna concentrazione di 75 per cento di acqua in tessuto 17. Derive concentrazione totale di emoglobina (HbT = HBO + HBr) e SO 2 (HBO / HBT) in base alle concentrazioni HBO e HBr. </li><li> Stima del volume ematico cerebrale utilizzando l&#39;equazione descritta in Ijichi et al 18. CBV = (MW HbT × Hb) / (HGB × D bt), dove MW Hb = 64.500 [g / mol] è il peso molecolare di Hb, e D bt = 1,05 g / ml è la densità del tessuto cerebrale. </li><li> Calcola CBF i inserendo le funzioni di misura di autocorrelazione temporali all&#39;equazione correlazione diffusione. Il quadro teorico dettagliato per il calcolo CBF i è in Boas et al. E Boas e Yodh 10,11. Nelle equazioni, usare coefficienti di assorbimento individuali misurate dalle FDNIRS e una media dei coefficienti di scattering in tutta l&#39;intera popolazione. </li><li> Calcolare l&#39;indice di consumo di ossigeno cerebrale utilizzando la misura FDNIRS di SO <sub&gt; 2 e la misura del DCS CBFi con la seguente equazione: CMRO 2i = (HGB CBFi × × (SaO2 - SO 2)) / (4 × MW Hb × β) 15, in cui il fattore 4 riflette i quattro O 2 molecole associato a ciascuna emoglobina e β è il contributo percentuale del compartimento venoso per la misura dell&#39;emoglobina ossigenazione 19. </li></ol>

<ol>
	<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, suo marito David Boas, e Beniamino Barbieri (ISS Inc) detengono i brevetti su questa tecnologia.

Abbiamo dimostrato una misurazione quantitativa di emodinamica cerebrale e metabolismo con FDNIRS e DCS nella popolazione neonatale. La configurazione della sonda è ottimizzato per la misura corteccia cerebrale neonatale 14. Variazioni di flusso del sangue misurate dal DCS sono stati ampiamente convalidati in altre tecniche in studi su animali e umani 22,23. Utilizzando una misura diretta DCS del flusso di sangue, siamo in grado di ridurre la varianza nel calcolo del CMRO 2i 24. La varianza di misure ripetute era anche più piccola delle modifiche tra le regioni del cervello e con l&#39;età 20. Dai nostri precedenti risultati, CBFi e CMRO 2i ha mostrato significativi cambiamenti con PMA in neonati pretermine sani. La misura della CMRO 2i è meglio in grado di rilevare i danni cerebrali rispetto alla misura di SO 2. Ciò suggerisce che le misure combinate di parametri vascolari e metabolici servire b come più robustoiomarkers di salute del cervello neonatale e lo sviluppo di saturazione di ossigeno da solo. I miglioramenti tecnici si concentrerà sull&#39;integrazione di due strumenti per ridurre il tempo di acquisizione 35-40% per ogni sessione e l&#39;attuazione di feedback in tempo reale sulla qualità dei dati per ridurre la frequenza delle misure di scarto. Nel prossimo futuro, questo sistema può essere consegnato clinici utenti finali come un monitor posto letto romanzo di alterato metabolismo dell&#39;ossigeno cerebrale. Misurando traiettorie di CMRO 2 nel corso del tempo può anche aumentare significato clinico e prevedere i risultati. Questo strumento potrebbe dare un contributo significativo verso una migliore gestione del danno cerebrale neonatale.

Il dispositivo è un FDNIRS personalizzato dominio della frequenza dal sistema ISS Inc. con due serie identiche di 8 diodi laser che emettono a lunghezze d&#39;onda comprese otto 660-830 nm, e due tubi fotomoltiplicatori (PMT) rivelatori. Sorgenti e rivelatori sono modulati a 110 MHz e 110 MHz più 5 kHz, rispettivamente, per ottenere un rilevamento eterodina 6. Ogni diodo laser è acceso per 10 msec in sequenza, per un tempo di 160 msec acquisizione totale per ciclo. Sorgenti e rivelatori sono accoppiati a fibre ottiche e disposti in una fila in una sonda ottica. La disposizione delle fibre sulla sonda è tale che produce quattro differenti sorgente-rivelatore separazioni. Misurando la luce trasmessa (attenuazione ampiezza e sfasamento) a distanze diverse, si può quantificare l&#39;assorbimento (μa) e dispersione (ms &#39;) coefficienti del tessuto sotto osservazione. Dai coefficienti di assorbimento a lunghezze d&#39;onda multiple, abbiamo poi stimare i valori assoluti di ossigenato (HBO) edeossigenata (HBR) concentrazioni di emoglobina 7, del volume ematico cerebrale (CBV) e saturazione di ossigeno dell&#39;emoglobina (SO 2). Il dispositivo DCS è una casa - sistema integrato simile a quello sviluppato da Drs. Arjun Yodh e Turgut Durduran presso l&#39;Università della Pennsylvania 8,9. Il sistema DCS che consiste di un solido - stato, laser coerenza a lungo a 785 nm, quattro fotoni conteggio valanghe fotodiodi (APD) rilevatori (EG &amp; G Perkin Elmer SPCM-AQRH) dotati di bassa conta scure (&lt;50 conteggi / sec) e di un elevato quantum yield (&gt; 40% a 785 nm), e un canale di quattro, 256-bin multi-tau correlatore, con risoluzione di 200 nanosecondi. Con i DCS misuriamo flusso sanguigno microvascolare in corteccia cerebrale quantificando le fluttuazioni di intensità di luce moltiplicano temporali sparsi che deriva da spostamenti Doppler prodotta spostando globuli rossi. La tecnica, simile a flussimetria laser Doppler sangue (cioè sono Fourier Transform analoghi), le misure di una funzione di autocorrelazione delle fluttuazioni di intensità di ogni canale rivelatore calcolato da un correlatore digitale in un intervallo di tempo di ritardo di 200 nsec - 0,5 sec. Il correlatore calcola l&#39;intensità temporale autocorrelazione della luce riemergere dal tessuto. Abbiamo poi montare l&#39;equazione di correlazione diffusione alla funzione di autocorrelazione misurata, acquisito sequenzialmente, circa una volta al secondo, per ottenere l&#39;indice di flusso sanguigno (CBF i) 10,11. Misure DCS dei cambiamenti del flusso sanguigno sono stati ampiamente convalidati 12,13. Combinando le misure FDNIRS di SO 2 con le misure di DCS CBF i, otteniamo una stima del metabolismo dell&#39;ossigeno cerebrale (CMRO 2i).

<table border="1"><tbody><tr><td> Attrezzatura </td><td> Azienda </td><td> Numero di catalogo </td><td> Commenti (opzionale) </td></tr><tr><td> Imagent </td><td> ISS </td><td></td><td> FDNIRS </td></tr><tr><td> DCS fibre laser </td><td> Thorlabs </td><td> FT400 </td><td> DCS componente </td></tr><tr><td> DCS rilevatore di fibra </td><td> Thorlabs </td><td> 780HP </td><td> DCS componente </td></tr><tr><td> DCS laser </td><td> CrystaLaser </td><td> DL785-070-S </td><td> DCS componente </td></tr><tr><td> DCS rivelatore </td><td> Pacer International </td><td> SPCM-AQRH-14-FC </td><td> DCS componente </td></tr><tr><td> DCS Correlatore </td><td> Correlator.com </td><td> Flex05-8ch </td><td> DCS componente </td></tr><tr><td> Pronto co-ossimetro </td><td> Masimo </td&gt; <td></td><td> HGB e São 2 monitor </td></tr><tr><td> NOVA </td><td> OPHIR </td><td> 7Z01500 </td><td> Misuratore di potenza laser </td></tr><tr><td> Sensore carta </td><td> Newport </td><td> F-IRC1-S </td><td> IR visualizzatore </td></tr><tr><td> Filtro a densità neutra </td><td> Kodak </td><td> NT54-453 </td><td></td></tr></tbody></table>

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

Danno cerebrale perinatale resta una causa significativa di mortalità infantile e la morbosità, ma non esiste ancora uno strumento efficace che può comodino accuratamente lo screening per le lesioni al cervello, lesioni evoluzione monitor o valutare la risposta alla terapia. L&#39;energia utilizzata dai neuroni deriva in gran parte dal metabolismo ossidativo dei tessuti, e iperattività neuronale e la morte cellulare si riflettono da corrispondenti variazioni nel metabolismo dell&#39;ossigeno cerebrale (CMRO 2). Pertanto, le misure di CMRO 2 sono riflettenti della vitalità neuronale e di fornire informazioni diagnostiche critiche, rendendo CMRO 2 un bersaglio ideale per la misurazione capezzale di salute del cervello. Brain-tecniche di imaging come la tomografia ad emissione di positroni (PET) e single-tomografia computerizzata a fotone (SPECT) misure di rendimento di glucosio cerebrale e metabolismo dell&#39;ossigeno, ma queste tecniche richiedono la somministrazione di radionuclidi, in modo che siano utilizzate solo in casi più acuti. Onda continua spettroscopia nel vicino infrarosso (CWNIRS) prevede misure di radiazioni non invasive e non ionizzanti di saturazione di ossigeno dell&#39;emoglobina (SO 2) come surrogato di consumo di ossigeno cerebrale. Tuttavia, SO 2 è meno ideale come sostituto per il metabolismo cerebrale dell&#39;ossigeno come viene influenzato sia l&#39;apporto di ossigeno e di consumo. Inoltre, le misure di SO 2 non sono abbastanza sensibili per rilevare ora lesioni cerebrali dopo il 1,2 insulto, perché il consumo di ossigeno e la consegna raggiungere l&#39;equilibrio dopo i transienti acuti 3. Abbiamo studiato la possibilità di utilizzare NIRS più sofisticati metodi ottici per quantificare metabolismo cerebrale ossigeno al letto in neonati sani e cerebrolesi. In particolare, abbiamo combinato nel dominio della frequenza (NIRS FDNIRS) misura di SO 2 con la spettroscopia di correlazione diffuso (DCS) misura dell&#39;indice di flusso sanguigno (CBF i) yield un indice di CMRO 2 (CMRO 2i) 4,5. Con i FDNIRS combinato / sistema DCS siamo in grado di quantificare il metabolismo cerebrale e l&#39;emodinamica. Questo rappresenta un miglioramento rispetto CWNIRS per rilevare la salute del cervello, lo sviluppo del cervello, e la risposta alla terapia nei neonati. Inoltre, questo metodo aderisce a tutte le unità di terapia intensiva neonatale (TIN) politiche in materia di controllo delle infezioni e politiche istituzionali in materia di sicurezza laser. I lavori futuri si cercherà di integrare i due strumenti per ridurre il tempo di acquisizione al letto del paziente e per attuare feedback in tempo reale sulla qualità dei dati per ridurre il tasso di rifiuto dei dati.

Negli ultimi cinque anni abbiamo dimostrato la fattibilità e l&#39;utilità clinica del metodo proposto. In particolare, abbiamo dimostrato CMRO 2 a essere più rappresentativo della salute del cervello e lo sviluppo di SO 2. In uno studio trasversale su più di 50 bambini sani, abbiamo scoperto che, mentre CBV è più del doppio durante il primo anno di vita, SO 2 rimane costante 4 (Figura 5). In uno studio su 70 neonati sani abbiamo anche scoperto che SO 2 è costante in tutte le regioni del cervello, mentre CMRO 2i, CBV e CBF sono più elevati nelle regioni temporali e parietali che nella regione frontale (Figura 6) 20, che è coerente con l&#39;assorbimento del glucosio PET risultati 21. In entrambi i nostri studi, la costante SO 2, all&#39;interno di un intervallo 60-70 per cento indica che la somministrazione di ossigeno segue per il consumo locale, mentre CBV, CBF e CMRO 2 sono more strettamente accoppiati con lo sviluppo neurale. Per verificare che CMRO 2i è uno strumento di screening migliore di SO 2 nel rilevamento di lesioni cerebrali neonatali, abbiamo misurato i bambini del cervello lese durante la fase acuta 5, e (in un paio di bambini) durante la fase cronica diversi mesi dopo la lesione. Risultati in figura 7 mostrano come SO 2 non è significativamente alterato da lesioni cerebrali in entrambe le prime (1-15 giorni dopo insulto) e croniche (mesi dopo la lesione) Ciclo di vita, mentre CMRO 2i è significativamente diverso rispetto al normale sia durante la fase acuta e cronica . In particolare, CMRO 2i è elevata durante la fase acuta a causa di attività convulsiva dopo una lesione cerebrale, e più bassa del normale durante la fase cronica a causa della perdita neuronale. I neonati con ipossia lesioni ischemiche sono attualmente trattati con ipotermia terapeutica (TH) per il metabolismo del cervello inferiore e ridurre i danni dopo l&#39;ins ipossicaUlt. Ipotermia terapeutica è mantenuto per tre giorni e siamo stati in grado di monitorare 11 neonati durante il trattamento (Figura 8). Abbiamo trovato che CMRO 2i diminuisce significativamente a livelli inferiori normale durante TH, e questa diminuzione sembra essere correlato alla risposta alla terapia e conseguenze per lo sviluppo. Questi risultati preliminari suggeriscono che il FDNIRS-DCS metodo può essere in grado di guidare e ottimizzare la terapia con ipotermia. <img alt="Figura 1" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig1.jpg" /> Figura 1. Immagine del carrello con i FDNIRS e dispositivi di DCS. I due strumenti sono abbastanza compatto da poter stare su un piccolo carrello che può essere spostato al capezzale del bambino in terapia intensiva. <img alt="Figura 2" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig2.jpg" /> Figura 2. (A) di configurazione della sonda ottica. <strong&gt; (B) Il regime posizione di misura. (C) Una foto di un tipico FDNIRS-DCS misura su un bambino. <img alt="Figura 3" fo:content-width="5in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig3highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig3.jpg" /> Figura 3. Esempi rappresentativi di forma buono e cattivo di misura (A) coefficienti di assorbimento e la misura dell&#39;emoglobina (B) i coefficienti di scattering e la misura lineare. P-value&gt; 0,02 si riferisce ad una misura negativa. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/4379/4379fig3large.jpg" target="_blank">Clicca qui per ingrandire la figura</a> . <img alt="Figura 4" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig4.jpg" /> Figura 4. Un esempio rappresentativo di buona vestibilità e il male di una funzione di autocorrelazione delle fluttuazioni di intensità calcolatida un correlatore su un intervallo di tempo di ritardo 200 nsec - 0,5 sec. Nella figura adatta male la coda della curva raccordo diversa da 1 di oltre 0,02 e la variazione dei tre primi punti è più di 0,1. <a href="http://www.jove.com/files/ftp_upload/4379/4379fig4large.jpg" target="_blank">Clicca qui per ingrandire figura</a> . <img alt="Figura 5" fo:content-width="4in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig5highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig5.jpg" /> Figura 5. Variazioni CBV e SO 2 tra le regioni corticali frontali, temporali e parietali in lattanti sin dalla nascita a un anno di età. <img alt="Figura 6" fo:content-width="4in" fo:src="/files/ftp_upload/4379/4379fig6highres.jpg" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig6.jpg" /> Figura 6. CBF, SO 2, CBV e CMRO 2i del frontale, teregioni mporal e parietali in 70 neonati sani. <img alt="Figura 7" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig7.jpg" /> Figura 7. Esempi di consumo di ossigeno anormale e normale SO 2 dopo danno cerebrale nei neonati. Lesione cerebrale è caratterizzata da cambiamenti nella CMRO 2 rispetto al normale, mentre SO 2 non è significativamente diverso dal normale. Si prega di notare che in queste due figure, CMRO 2 è stato calcolato utilizzando la relazione Grubb, perché la misura DCS non era disponibile al momento di tali misure. <img alt="Figura 8" src="/files/ftp_upload/4379/4379fig8.jpg" /> Figura 8. rCMRO 2 su 11 lattanti durante l&#39;ipotermia terapeutica vs pari età controlli sani. Metabolismo di ossigeno è fortemente ridotta in tutti i bambini con la terapia ipotermia.

Watch this Scientific Journal Video about Non-invasive Optical Measurement of Cerebral Metabolism and Hemodynamics in Infants at JoVE.com

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

Abbiamo combinato nel dominio della frequenza del vicino infrarosso misure di spettroscopia di ossigenazione dell&#39;emoglobina cerebrale con misure di spettroscopia di correlazione di diffuse indice flusso ematico cerebrale per stimare un indice di metabolismo dell&#39;ossigeno. Abbiamo testato l&#39;utilità di questa misura come strumento di screening letto per valutare la salute e lo sviluppo del cervello neonato.

Non invasiva di misurazione ottica del metabolismo cerebrale ed emodinamica nei neonati

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

19.9K Views.  Massachusetts General Hospital, Harvard Medical School. Abbiamo combinato nel dominio della frequenza del vicino infrarosso misure di spettroscopia di ossigenazione dell'emoglobina cerebrale con misure di spettroscopia di correlazione di diffuse indice flusso ematico cerebrale per stimare un indice di metabolismo dell'ossigeno. Abbiamo testato l'utilità di questa misura come strumento di screening letto per valutare la salute e lo sviluppo del cervello neonato.

Video: 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.

Microscopia corneale confocale: A Novel tecnica non invasiva per quantificare Piccole Fibre Patologia neuropatie periferiche

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

Ricerca

Medicina

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.

Un In vivo Modello di roditore della contrazione indotta Lesioni e monitoraggio non invasivo di recupero

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.

La valutazione non invasiva della funzione endoteliale e microvascolare

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.

Imaging non invasiva e analisi di ischemia cerebrale in ratti Living Utilizzando Positron Emission Tomography con<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.

Modello murino per l&#39;imaging non invasivo per rilevare e monitorare Ovarian Cancer Ricorrenza

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.

Un approccio metodologico alle valutazioni non invasive di funzione vascolare e morfologia

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.

Valutazione non invasiva delle caratteristiche di recupero soggettivo e obiettivo A seguito di un protocollo di salto esaurito

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.

Valutazione non invasiva della funzione Dorsiflexor muscolare nei topi

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.

Cellule progenitrici coronariche e biomarcatori solubili nella prognosi cardiovascolare dopo l'angioplastica coronaria

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.

Risonanza magnetica cardiaca sensibile all'ossigenazione con manovre di respirazione vasoattiva per la valutazione non invasiva della disfunzione microvascolare coronarica