Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 8803 (2023) Citer cet article
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La spectroscopie de corrélation diffuse (DCS) est une technique optique qui peut être utilisée pour caractériser le flux sanguin dans les tissus. La mesure de l'hémodynamique cérébrale est apparue comme un cas d'utilisation prometteur pour le DCS, bien que les mises en œuvre traditionnelles du DCS présentent un rapport signal/bruit (SNR) et une sensibilité cérébrale sous-optimaux pour effectuer des mesures robustes du flux sanguin cérébral chez les adultes. Dans ce travail, nous présentons le DCS interférométrique à longue longueur d'onde (LW-iDCS), qui combine l'utilisation d'une longueur d'onde d'éclairage plus longue (1064 nm), la détection multi-speckle et interférométrique, pour améliorer à la fois la sensibilité cérébrale et le SNR. Grâce à une comparaison directe avec le DCS à longue longueur d'onde basé sur des détecteurs de photons uniques à nanofils supraconducteurs, nous démontrons une amélioration d'environ 5 fois du SNR par rapport à un seul canal de LW-DCS dans les signaux de flux sanguin mesurés chez des sujets humains. Nous montrons l’équivalence du flux sanguin extrait entre LW-DCS et LW-iDCS, et démontrons la faisabilité du LW-iDCS mesuré à 100 Hz à une séparation source-détecteur de 3,5 cm. Cette amélioration des performances a le potentiel de permettre une mesure robuste de l’hémodynamique cérébrale et de débloquer de nouveaux cas d’utilisation pour la spectroscopie à corrélation diffuse.
La spectroscopie de corrélation diffuse (DCS) est une technique optique établie qui permet la mesure non invasive du flux sanguin tissulaire1. Grâce à la mesure de la lumière rétrodiffusée de manière diffuse, le DCS relie les fluctuations temporelles des signaux collectés au mouvement des cellules sanguines à travers le système vasculaire. La surveillance clinique du flux sanguin au chevet du patient2, en particulier la surveillance du flux sanguin cérébral3, a explosé en tant que cas d'utilisation du DCS, le DCS ayant été utilisé pour estimer les paramètres de perfusion cérébrale au cours d'interventions chirurgicales4,5,6,7,8, l'autorégulation cérébrale9,10, les mesures cérébrovasculaires. réactivité11, pression intracrânienne12,13,14 et pression de fermeture critique15,16. Bien qu'un certain nombre d'études incluant la surveillance par DCS aient été démontrées dans des populations adultes, en raison des limitations de la sensibilité cérébrale et du rapport signal/bruit17, la technique DCS standard est mieux adaptée pour mesurer le débit sanguin chez les nouveau-nés et les enfants, où le tissu extracérébral ( cuir chevelu et crâne) est nettement plus mince que chez les adultes18,19. Pour améliorer les performances du DCS chez les populations adultes, de nombreux groupes ont développé des modifications du DCS qui améliorent la sensibilité cérébrale, le rapport signal/bruit ou les deux. Ces méthodes comprennent la détection interférométrique20,21,22,23,24,25, la détection de speckle parallélisée26,27,28, la modulation acousto-optique29,30,31, les méthodes de résolution de longueur de trajet32,33,34,35,36,37, les méthodes de contraste de speckle38 ,39,40, et les approches à grande longueur d'onde41,42. Des travaux récents dans notre groupe ont montré l'utilité de l'utilisation du DCS à grande longueur d'onde appliqué à 1064 nm, bien qu'en pratique pour les mesures cliniques, les détecteurs commerciaux actuellement disponibles n'ont pas de performances de bruit raisonnables pour les mesures sensibles à l'écoulement profond (InGaAs/InP simple -diodes à avalanche de photons (SPAD))43 ou sont trop volumineuses pour être appliquées en clinique (détecteurs supraconducteurs à photons uniques à nanofils (SNSPD)). Pour combler cette lacune dans la technologie des détecteurs, nous avons développé un DCS interférométrique à longue longueur d'onde (LW-iDCS), qui tire parti de tous les avantages du travail à 1 064 nm et évite les aspects négatifs des technologies de détection sensibles à la lumière à 1 064 nm en utilisant l'interférométrie. détection avec un capteur de caméra à balayage linéaire hautement parallèle (inspiré des travaux effectués sur des longueurs d'onde plus courtes par Zhou et al.21,44). Dans ce travail, nous comparons directement les performances de LW-DCS et LW-iDCS dans une étude pilote sur des sujets humains pour vérifier l'équivalence de l'estimation du flux sanguin par la nouvelle technique LW-iDCS et comparer la qualité des signaux mesurés.
3.5 mm center-to-center distance), 1 single mode fiber for short-separation DCS (5 mm) and several co-localized long-separation detection fibers: 4 single mode fibers (LW-DCS), and 7 multimode detection fibers (LW-iDCS). A high coherence (lc > 10 km), fiber (MFD 6.6 µm) laser source emitting ~ 125 mW at 1064 nm (RFLM-125-0-1064, NP Photonics) was fusion spliced (S185HS Fusion Splicer, Fitel) to a 90:10, polarization maintaining fused fiber coupler (MFD 6.6 µm, PN1064R2A1, Thorlabs). The 10% arm of the coupler was used as the input for a fiber amplifier (MAKO-AMP1064, Cybel), and was connected via an FC/APC connector. The amplifier output fiber (MFD 10 µm) was fusion spliced to the input of a 50:50, 105 µm, multimode fused fiber coupler (TW1064R5A1B, Thorlabs). The two outputs of the fiber coupler were spliced to two 105 µm multimode source fibers connected to the probe. The light was amplified to allow for two MPE limited spots54 (1 W/cm2 at 1064 nm, 3.6 mm spot size diameter, 102 mW each spot) to increase the achievable signal-to-noise ratio. The 90% output arm of the polarization maintaining coupler was connected to the reference arm input of the LW-iDCS interferometer. All spliced connections were confirmed by the fusion splicer to have losses less than 0.03 dB./p> 50%. (B) For this maneuver, as expected, the systemic physiology was not significantly affected by the tightening of the tourniquet on the forehead./p> 3.5 mm apart could be used, allowing for an even higher SNR for high quality pulsatile blood flow measurements. The SNR of the LW-iDCS measurement seen in the high-speed pulsatile measurements was 4.5× the SNR of the SNSPD LW-DCS measurement when making single channel comparisons, representing an enabling improvement to the quality of blood flow measured. In the context of the DCS systems currently used for translational research, this improvement is especially significant considering that even the single illumination SNSPD LW-DCS has an SNR gain of 16× over conventional DCS42, and that measurements at 3.5 cm are not feasible with conventional NIR DCS. The use of a camera which is sensitive to light at 1064 nm takes advantage of both the higher number of photons per mode as compared to traditional NIR wavelengths as well as the slower decay of the autocorrelation function. For cerebral blood flow measurements made at long source-detector separations, the autocorrelation decay for traditional NIR DCS can happen in 1–10 s of microseconds, and a significant portion of the decay could be missed if not sampled quickly enough. The use of both heterodyne detection, measuring the slower decaying \({g}_{1}\left(\tau \right)\) as opposed to \({g}_{2}\left(\tau \right)\), and 1064 nm relaxes the sampling rate needed to effectively sample the correlation function. The longer source-detector separation achievable with these advanced DCS systems enables measurements with reduced sensitivity to the upper tissue layers relative to the sensitivity of currently applied DCS systems in the traditional NIR wavelength range (explored in the supplement). The decreased sensitivity to extracerebral signals is greatly beneficial to DCS measurements, especially in clinical applications where systemic physiological fluctuations are more likely to occur and the timing of relevant cerebral hemodynamic changes is not as well defined. We also see good agreement with the estimated noise performance given by Monte Carlo simulation (Figure S3). Additionally, the cost of the system is greatly reduced compared to LW-DCS based on SNSPDs. For this implementation of the LW-iDCS system, the detector used is ~ 7× less expensive (~ $25 k total, camera + frame grabber: ~ $20 k, assorted lenses, opto-mechanics, and fibers: ~ $5 k) as compared to the SNSPDs (~ $180 k total, cryostat: ~ $100 k, individual nanowire detectors: ~ $20 k each). The LW-iDCS cart-based system is also more mobile than the SNSPD based LW-DCS system. These improvements in cost, SNR, and mobility are promising for the clinical usability of LW-iDCS measurements of CBF in adults. The signal processing approach used to extract the correlation function from the raw data stream points to potential pitfalls in the development of iDCS instruments using multimode fiber and free space interferometers though. The motion of fibers and vibrations in the environment have the potential to corrupt the iDCS signals, however, these challenges are manageable, and the use of the custom data analysis pipeline, described in supplementary information, was successful in removing artifacts from the data. The use of a weighted fitting approach allowed for equivalent blood flow indices to be fit from both the LW-DCS and LW-iDCS correlation functions, evidenced by the results shown in Fig. 3C and D. While the results presented matched well, investigation of the generalizability of the weighting factor selected in this study is warranted given the influence that tissue layer thicknesses, optical properties, and ratios of scalp and brain blood flow are known to have on fitting autocorrelation functions67,68. Another challenge posed by the implementation of massively parallel multi-speckle detection is the raw data rate of the instruments. Recent publications on massively parallelized detection have quoted raw data rates between 0.24 GB/s (0.864 TB/hr) and 9.0 GB/s (32.4 TB/hr)22,25,26,27,28,44,69. For clinical blood flow measurements, these data rates could result in untenably large data files, though real time processing utilizing GPUs or FPGAs have been explored as a solution to address this challenge28,69. The increased SNR provided by the LW-iDCS instrument presented here enabled high sensitivity to the cerebral blood flow signal as well as a high rate of BFi calculation. These factors will be highly enabling for the clinical translation of DCS as a noninvasive cerebral blood flow monitor./p>
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