Измерение мозгового кровотока и функций мозга человека с помощью волокна

Биология связи, том 6, Номер статьи: 844 (2023) Цитировать эту статью

658 Доступов

2 Альтметрика

Подробности о метриках

Церебральный кровоток (CBF) имеет решающее значение для здоровья мозга. Спекл-контрастная оптическая спектроскопия (SCOS) — это метод, который был недавно разработан для измерения CBF, но использование SCOS для измерения функции мозга человека при больших расстояниях между источником и детектором со сравнимой или большей чувствительностью к церебральному, а не внемозговому кровотоку, не изучалось. продемонстрировано. Мы описываем волоконную систему SCOS, способную измерять изменения CBF, вызванные активацией человеческого мозга, на расстоянии 33 мм от детектора источника с использованием КМОП-детекторов. Система реализует импульсную стратегию для улучшения потока фотонов и использует конвейер обработки данных для повышения точности измерений. Мы показываем, что SCOS превосходит нынешний ведущий оптический метод измерения CBF, то есть диффузную корреляционную спектроскопию (DCS), достигая более чем 10-кратного улучшения отношения сигнал/шум при аналогичных финансовых затратах. SCOS на основе оптоволокна обеспечивает альтернативный подход к функциональной нейровизуализации для приложений когнитивной нейробиологии и здравоохранения.

Мозговой кровоток (CBF) является важным показателем здоровья мозга, поскольку он регулирует доставку кислорода в мозг и удаляет метаболические отходы, такие как углекислый газ. Изменения CBF коррелируют с серьезными клиническими состояниями, такими как ишемический инсульт1,2, черепно-мозговая травма3 и болезнь Альцгеймера4,5. CBF также предоставляет информацию о функции мозга6,7,8,9, поскольку нервная активация вызывает гемодинамические изменения посредством нейроваскулярной связи10. Таким образом, мониторинг CBF важен для исследований в области когнитивной нейробиологии, а также для клинического применения. Диффузная корреляционная спектроскопия (DCS) — это оптический метод, позволяющий измерять CBF человека по когерентному свету, переизлучаемому тканью11,12,13,14,15. Индекс кровотока (BFi), показатель, линейно коррелирующий с основным кровотоком, рассчитывается на основе времени декорреляции автокорреляционной функции временного хода интенсивности спеклов. Он предлагает удобный способ неинвазивного и непрерывного мониторинга CBF у постели больного, который невозможно выполнить с помощью других методов, таких как позитронно-эмиссионная томография и магнитно-резонансная томография с мечением артериальных спинов. Однако традиционные системы DCS страдают от относительно низкого отношения сигнал/шум (SNR), а детекторы на однофотонных лавинных диодах (SPAD), используемые в этих системах, как правило, дороги, что затрудняет работу с геометриями высокой плотности, охватывающими большие области мозга. или для усреднения по нескольким спеклам/каналам для улучшения отношения сигнал/шум. Недавно несколько групп попытались улучшить ОСШ DCS, либо отображая несколько спеклов на матрице SPAD, либо улучшая обнаружение потока фотонов на спекл. Например, недавно опубликованная работа по мультиспекл-DCS с 1024 параллельными каналами обнаружения9,16 показала многообещающие улучшения в SNR и продемонстрировала изменения CBF на лбу человека при коротком расстоянии между детекторами источников (SDS) ρ = 15 мм. Но при ρ = 15 мм чувствительность мозга низкая и ее невозможно измерить17. В другом примере было показано, что внедрение интерферометрии улучшает ОСШ DCS за счет достижения характеристик дробового шума18,19, но за счет увеличения сложности системы, что нежелательно для будущей разработки носимых устройств. Наконец, было показано, что использование более длинной волны 1064 нм в качестве входного источника света увеличивает ОСШ DCS за счет увеличения потока фотонов благодаря более высокому максимально допустимому воздействию (MPE) и более низкой энергии на фотон, чем у более коротких длин волн, но это Этот метод требует еще более дорогостоящих сверхпроводящих однофотонных детекторов на основе нанопроволоки20.

Другой категорией оптических методов измерения CBF является лазерная спекл-контрастная визуализация (LSCI)21,22,23,24. Вместо анализа временной статистики, т.е. автокорреляционной функции интенсивности спеклов, как это делается в DCS, LSCI использует пространственную статистику, вычисляя пространственный контраст моделей интенсивности спеклов, измеренных в течение определенного времени экспозиции камеры. Графики интенсивности спеклов получаются с использованием относительно недорогих дополнительных камер металл-оксид-полупроводник (КМОП), которые могут захватывать миллионы спеклов с миллионами пикселей для улучшения отношения сигнал/шум в отличие от SPAD, используемых в традиционных DCS, которые используют несколько спеклов. Однако традиционный LSCI в основном использовался для получения двумерных изображений поверхностного CBF с широкоугольным освещением, в основном для мелких животных, таких как мыши, с черепными окнами или истонченным черепом. Недавно метод, основанный на LSCI, названный спекл-контрастной оптической спектроскопией (SCOS), и ее томографическая расширенная спекл-контрастная оптическая томография (SCOT) были продемонстрированы для получения изображений в свободном пространстве с помощью более крупных SDS, что позволяет неинвазивно измерять кровоток в более глубоких областях в фантомы, человеческие руки и лоб, а также мозги мелких животных25,26,27,28,29,30. Однако обобщение методов свободного пространства для измерения функций человеческого мозга на большой площади затруднено из-за наличия волос, восприимчивости к движению из-за ограниченного диапазона фокусировки и ограниченного поля зрения камеры. Системы на основе оптоволокна были предложены и использованы для проведения измерений сигналов сердечного пульса31,32,33, но измерение функции человеческого мозга при большом расстоянии источник-детектор (>30 мм) с сопоставимой или большей чувствительностью к церебральным, а не экстрацеребральным кровоток еще не достигнут. Кроме того, различные источники шума будут вызывать смещение измеренного пространственного контраста в SCOS, что создает проблемы для количественной оценки изменений кровотока в режиме низкого потока фотонов, обычно встречающемся при измерениях CBF у человека34. Новаторские работы по коррекции дробового и темнового шума были смоделированы и использованы экспериментально28,34, но есть и другие источники шума, такие как неоднородность освещения и шум квантования, которые необходимо корректировать. Более того, схема коррекции шума при измерениях человеческого мозга не была проверена экспериментально.

$3k while the cost of a sCMOS camera is >$10k. For applications with less stringent SNR requirements, there are options for even lower cost CMOS cameras at the expense of higher read noise, lower bit depth, and potentially non-linear and non-uniform camera gain across pixels. For example, we carried out a preliminary measurement of the cardiac signal on the human forehead at ρ = 33 mm using a low-cost CMOS camera (Basler acA1920-160umPRO), which shows a promising high signal quality (Supplementary Fig. 4). While this is beyond the scope of the current manuscript, we believe it is important in the future to characterize different camera options that could be suitable and cost-effective for different applications of SCOS systems. Apart from the cost consideration, we found that the photon flux per speckle in our SCOS system is about 9 times smaller than that of the DCS. Some contributing factors include the energy loss in the lens system and the lower coupling efficiency of higher-order modes in multi-mode fibers. Future work could look into improving the optical design to narrow this gap to achieve even better performance from SCOS systems./p> 10 and hot pixels of the camera are ignored. This correction process is also done for each 7 × 7 pixels. We then perform a weighted average of ${K}_{f}^{2}$ by I2 for all the windows within the ROI to obtain a single value of ${K}_{f}^{2}$ for a camera frame. We calculate ${K}_{f}^{2}$ for all the camera frames to obtain the time course of ${K}_{f}^{2}\left(t\right).$ The average intensity ${I}_{{all}}\left(t\right)$, simplified as $I\left(t\right)$, is also obtained for all the camera frames. ${K}_{f}^{2}$ is related to the decorrelation time of τc and exposure time of Texp via21,22/p>