Dziękujemy za odwiedzenie Nature.com.Używasz wersji przeglądarki z ograniczoną obsługą CSS.Aby uzyskać najlepszą jakość, zalecamy użycie zaktualizowanej przeglądarki (lub wyłączenie trybu zgodności w przeglądarce Internet Explorer).Dodatkowo, aby zapewnić bieżące wsparcie, pokazujemy witrynę bez stylów i JavaScript.
Suwaki pokazujące trzy artykuły na slajd.Użyj przycisków Wstecz i Dalej, aby poruszać się po slajdach, lub przycisków kontrolera slajdów na końcu, aby poruszać się po poszczególnych slajdach.
Oparte na interdyscyplinarnym skrzyżowaniu fizyki i nauk przyrodniczych, strategie diagnostyczne i terapeutyczne oparte na medycynie precyzyjnej cieszą się ostatnio dużym zainteresowaniem ze względu na praktyczne zastosowanie nowych metod inżynieryjnych w wielu dziedzinach medycyny, zwłaszcza w onkologii.W tym kontekście wykorzystanie ultradźwięków do atakowania komórek nowotworowych w nowotworach w celu spowodowania ewentualnych uszkodzeń mechanicznych o różnej skali przyciąga coraz większą uwagę naukowców na całym świecie.Uwzględniając te czynniki, w oparciu o elastodynamiczne rozwiązania czasowe i symulacje numeryczne, przedstawiamy wstępne badania symulacji komputerowej propagacji ultradźwięków w tkankach w celu doboru odpowiednich częstotliwości i mocy poprzez lokalne napromienianie.Nowa platforma diagnostyczna dla laboratorium w technologii On-Fiber, zwana igłą szpitalną i już opatentowana.Uważa się, że wyniki analizy i powiązane spostrzeżenia biofizyczne mogą utorować drogę nowym zintegrowanym podejściu diagnostycznym i terapeutycznym, które mogłyby odegrać kluczową rolę w zastosowaniu medycyny precyzyjnej w przyszłości, czerpiąc z dziedzin fizyki.Rozpoczyna się rosnąca synergia pomiędzy biologią.
Wraz z optymalizacją dużej liczby zastosowań klinicznych stopniowo zaczęła pojawiać się potrzeba ograniczania skutków ubocznych u pacjentów.W tym celu medycyna precyzyjna1, 2, 3, 4, 5 stała się strategicznym celem polegającym na zmniejszeniu dawki leków dostarczanych pacjentom, zasadniczo zgodnie z dwoma głównymi podejściami.Pierwsza opiera się na leczeniu opracowanym na podstawie profilu genomowego pacjenta.Drugi, który staje się złotym standardem w onkologii, ma na celu uniknięcie procedur ogólnoustrojowego podawania leku poprzez próbę uwolnienia niewielkiej ilości leku, przy jednoczesnym zwiększeniu dokładności poprzez zastosowanie terapii miejscowej.Ostatecznym celem jest wyeliminowanie lub przynajmniej zminimalizowanie negatywnych skutków wielu podejść terapeutycznych, takich jak chemioterapia czy ogólnoustrojowe podawanie radionuklidów.W zależności od rodzaju nowotworu, lokalizacji, dawki promieniowania i innych czynników, nawet radioterapia może wiązać się z wysokim ryzykiem dla zdrowej tkanki.W leczeniu glejaka wielopostaciowego6,7,8,9 operacja skutecznie usuwa nowotwór, ale nawet w przypadku braku przerzutów może występować wiele małych nacieków nowotworowych.Jeśli nie zostaną całkowicie usunięte, w stosunkowo krótkim czasie mogą urosnąć nowe masy nowotworowe.W tym kontekście wyżej wymienione strategie medycyny precyzyjnej są trudne do zastosowania, ponieważ nacieki są trudne do wykrycia i rozprzestrzenienia się na dużym obszarze.Bariery te uniemożliwiają ostateczne rezultaty w zapobieganiu nawrotom choroby w przypadku medycyny precyzyjnej, dlatego w niektórych przypadkach preferowane są metody podawania ogólnoustrojowego, chociaż stosowane leki mogą charakteryzować się bardzo wysokim poziomem toksyczności.Aby przezwyciężyć ten problem, idealnym podejściem terapeutycznym byłoby zastosowanie strategii minimalnie inwazyjnych, które mogą selektywnie atakować komórki nowotworowe bez wpływu na zdrową tkankę.W świetle tego argumentu możliwym rozwiązaniem wydaje się zastosowanie wibracji ultradźwiękowych, które, jak wykazano, wpływają odmiennie na komórki nowotworowe i zdrowe, zarówno w układach jednokomórkowych, jak i w heterogenicznych skupiskach mezoskalowych.
Z mechanistycznego punktu widzenia komórki zdrowe i nowotworowe mają w rzeczywistości różne naturalne częstotliwości rezonansowe.Właściwość ta jest związana z onkogennymi zmianami właściwości mechanicznych struktury cytoszkieletu komórek nowotworowych12,13, podczas gdy komórki nowotworowe są średnio bardziej odkształcalne niż komórki normalne.Zatem przy optymalnym doborze częstotliwości ultradźwięków do stymulacji, wibracje indukowane w wybranych obszarach mogą powodować uszkodzenia żywych struktur nowotworowych, minimalizując wpływ na zdrowe środowisko żywiciela.Te nie do końca poznane skutki mogą obejmować zniszczenie niektórych elementów struktury komórkowej na skutek wibracji o wysokiej częstotliwości indukowanych przez ultradźwięki (w zasadzie bardzo podobne do litotrypsji14) oraz uszkodzenie komórek na skutek zjawiska podobnego do zmęczenia mechanicznego, które z kolei może zmienić strukturę komórkową .programowanie i mechanobiologia.Chociaż to teoretyczne rozwiązanie wydaje się bardzo odpowiednie, niestety nie można go zastosować w przypadkach, gdy bezechowe struktury biologiczne uniemożliwiają bezpośrednie zastosowanie ultradźwięków, np. w zastosowaniach wewnątrzczaszkowych ze względu na obecność kości, a niektóre masy nowotworów piersi są zlokalizowane w tkance tłuszczowej tkanka.Tłumienie może ograniczyć obszar potencjalnego efektu terapeutycznego.Aby przezwyciężyć te problemy, należy zastosować miejscowo ultradźwięki za pomocą specjalnie zaprojektowanych głowic, które mogą dotrzeć do napromienianego miejsca w możliwie najmniej inwazyjny sposób.Mając to na uwadze, rozważaliśmy możliwość wykorzystania pomysłów związanych z możliwością stworzenia innowacyjnej platformy technologicznej zwanej „szpitalem igłowym”15.Koncepcja „Szpital w Igle” zakłada opracowanie minimalnie inwazyjnego instrumentu medycznego do zastosowań diagnostycznych i terapeutycznych, opartego na połączeniu różnych funkcji w jednej igle medycznej.Jak omówiono szerzej w rozdziale Igła szpitalna, to kompaktowe urządzenie opiera się przede wszystkim na zaletach sond światłowodowych 16, 17, 18, 19, 20, 21, które ze względu na swoje właściwości nadają się do wprowadzenia w standardowe 20 igły medyczne, 22 lumeny.Wykorzystując elastyczność, jaką zapewnia technologia Lab-on-Fiber (LOF)23, światłowód faktycznie staje się unikalną platformą dla zminiaturyzowanych i gotowych do użycia urządzeń diagnostycznych i terapeutycznych, w tym urządzeń do biopsji płynowej i biopsji tkanek.w detekcji biomolekularnej24,25, miejscowym dostarczaniu leków pod przewodnictwem światła26,27, precyzyjnym lokalnym obrazowaniu ultradźwiękowym28, terapii cieplnej29,30 i identyfikacji tkanki nowotworowej w oparciu o spektroskopię31.W ramach tej koncepcji, wykorzystując podejście lokalizacyjne oparte na urządzeniu „igła w szpitalu”, badamy możliwość optymalizacji lokalnej stymulacji znajdujących się tam struktur biologicznych poprzez wykorzystanie propagacji fal ultradźwiękowych przez igły do ​​wzbudzenia fal ultradźwiękowych w obszarze zainteresowania..Zatem terapeutyczne ultradźwięki o niskiej intensywności można zastosować bezpośrednio w obszarze ryzyka przy minimalnej inwazyjności w przypadku sonikacji komórek i małych formacji stałych w tkankach miękkich, ponieważ w przypadku wyżej wymienionej operacji wewnątrzczaszkowej należy wprowadzić mały otwór w czaszce za pomocą igła.Zainspirowane najnowszymi wynikami teoretycznymi i eksperymentalnymi sugerującymi, że ultradźwięki mogą zatrzymać lub opóźnić rozwój niektórych nowotworów,32,33,34 proponowane podejście może pomóc, przynajmniej w zasadzie, rozwiązać kluczowe kompromisy między działaniem agresywnym a leczniczym.Mając na uwadze te rozważania, w niniejszej pracy badamy możliwość zastosowania wewnątrzszpitalnego urządzenia igłowego do małoinwazyjnej terapii ultradźwiękowej nowotworów.Dokładniej, w części Analiza rozpraszania sferycznych mas guzów w celu szacowania częstotliwości ultradźwiękowej zależnej od wzrostu, używamy dobrze ugruntowanych metod elastodynamicznych i teorii rozpraszania akustycznego, aby przewidzieć wielkość kulistych guzów litych hodowanych w ośrodku elastycznym.sztywność występująca pomiędzy guzem a tkanką gospodarza w wyniku przebudowy materiału wywołanej wzrostem.Po opisaniu naszego systemu, który nazywamy sekcją „Szpital w Igle”, w dziale „Szpital w Igle” analizujemy propagację fal ultradźwiękowych przez igły medyczne o przewidywanych częstotliwościach, a ich model numeryczny napromieniowuje środowisko do badania główne parametry geometryczne (rzeczywista średnica wewnętrzna, długość i ostrość igły), mające wpływ na przenoszenie mocy akustycznej instrumentu.Biorąc pod uwagę potrzebę opracowania nowych strategii inżynieryjnych w medycynie precyzyjnej, uważa się, że proponowane badanie może pomóc w opracowaniu nowego narzędzia leczenia nowotworów opartego na wykorzystaniu ultradźwięków dostarczanych za pośrednictwem zintegrowanej platformy teragnostycznej, integrującej ultradźwięki z innymi rozwiązaniami.Połączone, takie jak ukierunkowane dostarczanie leków i diagnostyka w czasie rzeczywistym w ramach jednej igły.
Skuteczność zapewniania mechanistycznych strategii leczenia zlokalizowanych guzów litych za pomocą stymulacji ultradźwiękowej (ultradźwiękowej) była celem kilku prac traktujących zarówno teoretycznie, jak i eksperymentalnie o wpływie wibracji ultradźwiękowych o niskim natężeniu na układy jednokomórkowe 10, 11, 12 , 32, 33, 34, 35, 36 Kilku badaczy wykazało analitycznie, że komórki nowotworowe i zdrowe wykazują różne odpowiedzi częstotliwościowe, charakteryzujące się odrębnymi pikami rezonansowymi w zakresie US 10,11,12.Wynik ten sugeruje, że w zasadzie komórki nowotworowe mogą być selektywnie atakowane przez bodźce mechaniczne, które chronią środowisko gospodarza.To zachowanie jest bezpośrednią konsekwencją kluczowych dowodów na to, że w większości przypadków komórki nowotworowe są bardziej plastyczne niż komórki zdrowe, co prawdopodobnie zwiększa ich zdolność do proliferacji i migracji37,38,39,40.Na podstawie wyników uzyskanych za pomocą modeli pojedynczych komórek, np. w mikroskali, wykazano selektywność komórek nowotworowych również w mezoskali poprzez badania numeryczne odpowiedzi harmonicznych heterogenicznych agregatów komórkowych.Zapewniając inny procent komórek nowotworowych i komórek zdrowych, zbudowano hierarchicznie wielokomórkowe agregaty o wielkości setek mikrometrów.Na mezopoziomie tych agregatów zachowane są niektóre interesujące cechy mikroskopowe dzięki bezpośredniemu zastosowaniu głównych elementów strukturalnych, które charakteryzują mechaniczne zachowanie pojedynczych komórek.W szczególności każda komórka wykorzystuje architekturę opartą na tensegrity, aby naśladować reakcję różnych wstępnie naprężonych struktur cytoszkieletowych, wpływając w ten sposób na ich ogólną sztywność12,13.Przewidywania teoretyczne i eksperymenty in vitro z powyższej literatury dały zachęcające wyniki, wskazując na potrzebę badania wrażliwości mas nowotworowych na ultradźwięki terapeutyczne o niskiej intensywności (LITUS), a ocena częstotliwości napromieniania mas nowotworowych jest kluczowa.położenie LITUS do zastosowania na miejscu.
Jednakże na poziomie tkanki submakroskopowy opis pojedynczego składnika zostaje nieuchronnie utracony, a właściwości tkanki nowotworowej można prześledzić za pomocą metod sekwencyjnych w celu śledzenia wzrostu masy i procesów przebudowy wywołanych stresem, biorąc pod uwagę makroskopowe skutki nowotworu. wzrost.-wywołane zmiany elastyczności tkanki w skali 41,42.Rzeczywiście, w przeciwieństwie do systemów jednokomórkowych i agregatowych, masy guzów litych rosną w tkankach miękkich w wyniku stopniowej akumulacji nieprawidłowych naprężeń szczątkowych, które zmieniają naturalne właściwości mechaniczne w wyniku wzrostu ogólnej sztywności wewnątrz guza, a stwardnienie guza często staje się czynnikiem decydującym wykrywanie nowotworu.
Mając na uwadze te rozważania, analizujemy tutaj reakcję sonodynamiczną sferoidów nowotworowych modelowanych jako elastyczne wtręty kuliste rosnące w normalnym środowisku tkanki.Dokładniej, właściwości sprężyste związane ze stadium nowotworu określono na podstawie wyników teoretycznych i eksperymentalnych uzyskanych przez niektórych autorów we wcześniejszych pracach.Wśród nich zbadano ewolucję sferoid guzów litych hodowanych in vivo w heterogenicznych podłożach, stosując nieliniowe modele mechaniczne 41,43,44 w połączeniu z dynamiką międzygatunkową w celu przewidywania rozwoju mas nowotworowych i powiązanego stresu wewnątrzguzowego.Jak wspomniano powyżej, wzrost (np. nieelastyczne rozciąganie wstępne) i naprężenia własne powodują postępującą przebudowę właściwości materiału nowotworowego, zmieniając w ten sposób również jego reakcję akustyczną.Warto zauważyć, że w ref.41 Koewolucję wzrostu i stałego stresu w nowotworach wykazano w kampaniach eksperymentalnych na modelach zwierzęcych.W szczególności porównanie sztywności mas guza piersi wyciętych w różnych stadiach ze sztywnością uzyskaną poprzez odtworzenie podobnych warunków in silico na sferycznym modelu elementów skończonych o tych samych wymiarach i z uwzględnieniem przewidywanego pola naprężeń szczątkowych potwierdziło zaproponowaną metodę ważność modelu..W tej pracy uzyskane wcześniej wyniki teoretyczne i eksperymentalne służą opracowaniu nowo opracowanej strategii terapeutycznej.W szczególności obliczono tutaj przewidywane rozmiary z odpowiednimi właściwościami odporności ewolucyjnej, które w ten sposób wykorzystano do oszacowania zakresów częstotliwości, na które masy nowotworów osadzone w środowisku gospodarza są bardziej wrażliwe.W tym celu zbadano zatem dynamiczne zachowanie masy guza w różnych stadiach, podejmowanych w różnych stadiach, biorąc pod uwagę wskaźniki akustyczne zgodnie z ogólnie przyjętą zasadą rozpraszania w odpowiedzi na bodźce ultradźwiękowe i podkreślając możliwe zjawiska rezonansowe sferoidy .w zależności od guza i żywiciela Zależne od wzrostu różnice w sztywności pomiędzy tkankami.
W ten sposób masy nowotworowe modelowano jako elastyczne kule o promieniu \(a\) w otaczającym elastycznym środowisku żywiciela w oparciu o dane eksperymentalne pokazujące, jak nieporęczne struktury złośliwe rosną in situ w kształtach kulistych.Odnosząc się do rysunku 1, używając współrzędnych sferycznych \(\{ r,\theta,\varphi \}\) (gdzie \(\theta\) i \(\varphi\) oznaczają odpowiednio kąt anomalii i kąt azymutu), domena guza zajmuje Region osadzony w zdrowej przestrzeni \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta,\varphi ):r\le a\}\) region nieograniczony \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).Odnosząc się do informacji uzupełniających (SI) w celu uzyskania pełnego opisu modelu matematycznego opartego na dobrze ugruntowanej bazie elastodynamicznej opisanej w wielu publikacjach 45,46,47,48, rozważamy tutaj problem charakteryzujący się osiowosymetrycznym trybem oscylacji.To założenie implikuje, że wszystkie zmienne w obrębie guza i zdrowych obszarów są niezależne od współrzędnej azymutalnej \(\varphi\) i że w tym kierunku nie występują żadne zniekształcenia.W konsekwencji pola przemieszczenia i naprężenia można otrzymać z dwóch potencjałów skalarnych \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) i \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , są odpowiednio powiązany z falą podłużną i falą poprzeczną, czas zbieżności t pomiędzy udarem \(\theta \) a kątem między kierunkiem fali padającej a wektorem położenia \({\mathbf {x)}\) ( jak pokazano na rysunku 1), a \(\omega = 2\pi f\) reprezentuje częstotliwość kątową.W szczególności pole padające modelowane jest przez falę płaską \(\phi_{H}^{(in)}\) (również wprowadzoną w układzie SI w równaniu (A.9)) rozchodzącą się w objętości ciała zgodnie z wyrażeniem prawa
gdzie \(\phi_{0}\) jest parametrem amplitudy.Sferyczna ekspansja padającej fali płaskiej (1) przy użyciu funkcji fali sferycznej jest standardowym argumentem:
Gdzie \(j_{n}\) jest sferyczną funkcją Bessela pierwszego rodzaju rzędu \(n\), a \(P_{n}\) jest wielomianem Legendre'a.Część fali padającej sfery inwestycyjnej jest rozproszona w otaczającym ośrodku i nakłada się na pole padające, natomiast druga część jest rozproszona wewnątrz kuli, przyczyniając się do jej drgań.W tym celu należy zastosować rozwiązania harmoniczne równania falowego \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) i \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), dostarczane na przykład przez Eringen45 (patrz także SI ) może wskazywać na guz i zdrowe obszary.W szczególności rozproszone fale ekspansji i fale izowolumiczne generowane w ośrodku macierzystym \(H\) przyjmują odpowiednie energie potencjalne:
Wśród nich do uwzględnienia wychodzącej fali rozproszonej używana jest sferyczna funkcja Hankla pierwszego rodzaju \(h_{n}^{(1)}\) oraz \(\alpha_{n}\) i \(\beta_{ n}\ ) to niewiadome współczynniki.w równaniu.W równaniach (2)–(4) wyrazy \(k_{H1}\) i \(k_{H2}\) oznaczają odpowiednio liczby falowe rozrzedzenia i fal poprzecznych w głównym obszarze ciała ( patrz SI).Pola uciskowe wewnątrz guza i przesunięcia mają postać
Gdzie \(k_{T1}\) i \(k_{T2}\) reprezentują liczbę fal podłużnych i poprzecznych w obszarze guza, a nieznanymi współczynnikami są \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\) , \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Na podstawie tych wyników można stwierdzić, że dla zdrowych obszarów rozpatrywanego problemu charakterystyczne są niezerowe składowe przemieszczenia promieniowego i obwodowego, takie jak \(u_{Hr}\) i \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) założenie o symetrii nie jest już potrzebne) — można uzyskać z zależności \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) i \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) tworząc \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) i \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (szczegółowe wyprowadzenie matematyczne można znaleźć w SI).Podobnie zastąpienie \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) i \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) zwraca {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) i \(u_{T\theta} = r^{-1}\częściowe _{\theta}\left({\phi +\partial_{r}(r\chi )}\right)\).
(po lewej) Geometria kulistego guza hodowanego w zdrowym środowisku, przez które rozchodzi się pole padające, (po prawej) Odpowiednia ewolucja stosunku sztywności guza do żywiciela w funkcji promienia guza, podane dane (na podstawie Carotenuto i wsp. 41) z testów kompresji in vitro uzyskano z litych guzów piersi zaszczepionych komórkami MDA-MB-231.
Zakładając materiały liniowo sprężyste i izotropowe, niezerowe składowe naprężeń w obszarach zdrowych i nowotworowych, tj. \(\sigma_{Hpq}\) i \(\sigma_{Tpq}\) – odpowiadają uogólnionemu prawu Hooke’a, biorąc pod uwagę, że tam są różnymi modułami Lamégo, które charakteryzują elastyczność żywiciela i nowotworu, oznaczanymi jako \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) i \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (patrz równanie (A.11) dla pełnego wyrażenia składników naprężenia reprezentowanych w SI).W szczególności, zgodnie z danymi w pozycji literaturowej 41 i przedstawionymi na rycinie 1, rosnące guzy wykazywały zmianę stałych elastyczności tkanki.Zatem przemieszczenia i naprężenia w obszarach gospodarza i nowotworu są całkowicie określone aż do zestawu nieznanych stałych \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) ma teoretycznie nieskończone wymiary.Aby znaleźć te wektory współczynników, wprowadza się odpowiednie interfejsy i warunki brzegowe pomiędzy guzem a obszarami zdrowymi.Zakładając idealne wiązanie na granicy guz-gospodarz \(r = a\), ciągłość przemieszczeń i naprężeń wymaga spełnienia następujących warunków:
Układ (7) tworzy układ równań o nieskończonych rozwiązaniach.Ponadto każdy warunek brzegowy będzie zależał od anomalii \(\theta\).Aby zredukować problem wartości brzegowych do pełnego problemu algebraicznego z \(N\) zbiorami układów zamkniętych, z których każdy znajduje się w nieznanej \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (z \ ( N \ do \infty \), teoretycznie) i aby wyeliminować zależność równań od członów trygonometrycznych, warunki interfejsu zapisuje się w słabej formie, korzystając z ortogonalności wielomianów Legendre'a.W szczególności równania (7)1,2 i (7)3,4 mnoży się przez \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) i \(P_{n}^{ 1} \left({\cos\theta}\right)\), a następnie całkuj pomiędzy \(0\) i \(\pi\), używając tożsamości matematycznych:
Zatem warunek interfejsu (7) zwraca kwadratowy układ równań algebraicznych, który można wyrazić w postaci macierzowej jako \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) i uzyskaj niewiadomą \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\ ) rozwiązując regułę Cramera .
Aby oszacować strumień energii rozproszonej przez kulę i uzyskać informację o jej odpowiedzi akustycznej na podstawie danych o polu rozproszonym propagującym się w ośrodku macierzystym, interesująca jest wielkość akustyczna, która jest znormalizowanym bistatycznym przekrojem rozpraszania.W szczególności przekrój rozpraszania, oznaczony (s), wyraża stosunek mocy akustycznej transmitowanej przez rozproszony sygnał do podziału energii niesionej przez padającą falę.W związku z tym wielkość funkcji kształtu \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) jest wielkością często stosowaną w badaniu mechanizmów akustycznych osadzone w cieczy lub ciele stałym Rozproszenie obiektów w osadzie.Dokładniej, amplitudę funkcji kształtu definiuje się jako różnicowy przekrój poprzeczny rozpraszania \(ds\) na jednostkę powierzchni, który różni się od normalnej do kierunku propagacji fali padającej:
gdzie \(f_{n}^{pp}\) i \(f_{n}^{ps}\) oznaczają funkcję modalną, która odnosi się do stosunku mocy fali podłużnej i fali rozproszonej do padający załamek P w ośrodku odbiorczym wyraża się następującymi wyrażeniami:
Funkcje fali cząstkowej (10) można badać niezależnie zgodnie z teorią rozpraszania rezonansowego (RST)49,50,51,52, która umożliwia oddzielenie elastyczności docelowej od całkowitego pola błądzącego podczas badania różnych modów.Według tej metody funkcję postaci modalnej można rozłożyć na sumę dwóch równych części, a mianowicie \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) są powiązane odpowiednio z rezonansową i nierezonansową amplitudą tła.Funkcja kształtu trybu rezonansowego jest związana z odpowiedzią celu, natomiast tło jest zwykle związane z kształtem rozpraszacza.Aby wykryć pierwszy formant celu dla każdego trybu, amplituda funkcji kształtu rezonansu modalnego \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) oblicza się przy założeniu twardego tła składającego się z nieprzeniknionych kulek w elastycznym materiale macierzystym.Hipotezę tę uzasadnia fakt, że na ogół zarówno sztywność, jak i gęstość zwiększają się wraz ze wzrostem masy guza z powodu resztkowego naprężenia ściskającego.Zatem przy dużym poziomie wzrostu oczekuje się, że stosunek impedancji \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) będzie większy niż 1 dla większości makroskopowych guzów litych rozwijających się w miękkich tkanki.Na przykład Krouskop i in.53 podali, że stosunek modułu nowotworowego do prawidłowego wynosi około 4 dla tkanki prostaty, podczas gdy wartość ta wzrosła do 20 dla próbek tkanki piersi.Zależności te nieuchronnie zmieniają impedancję akustyczną tkanki, co wykazano również w analizie elastograficznej54,55,56 i mogą być związane z miejscowym zgrubieniem tkanki spowodowanym hiperproliferacją guza.Różnicę tę zaobserwowano także eksperymentalnie za pomocą prostych testów kompresji bloków nowotworu piersi rosnących w różnych stadiach32, a przebudowę materiału można dobrze śledzić za pomocą predykcyjnych międzygatunkowych modeli nieliniowo rosnących guzów43,44.Uzyskane dane dotyczące sztywności są bezpośrednio powiązane z ewolucją modułu Younga guzów litych zgodnie ze wzorem \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( kule o promieniu \(a\), sztywności \(S\) i współczynniku Poissona \(\nu\) pomiędzy dwiema sztywnymi płytkami 57, jak pokazano na rysunku 1).W ten sposób możliwe jest uzyskanie pomiarów impedancji akustycznej guza i żywiciela na różnych poziomach wzrostu.W szczególności, w porównaniu z modułem tkanki normalnej równym 2 kPa na ryc. 1, moduł sprężystości guzów piersi w zakresie objętości od około 500 do 1250 mm3 spowodował wzrost z około 10 kPa do 16 kPa, co stanowi zgodne z raportowanymi danymi.w piśmiennictwie 58, 59 stwierdzono, że ciśnienie w próbkach tkanki piersi wynosi 0,25–4 kPa przy zanikającej kompresji wstępnej.Załóżmy również, że współczynnik Poissona dla prawie nieściśliwej tkanki wynosi 41,60, co oznacza, że ​​gęstość tkanki nie zmienia się znacząco wraz ze wzrostem objętości.W szczególności stosuje się średnią masową gęstość zaludnienia \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61.Biorąc pod uwagę te rozważania, sztywność może przyjąć tryb tła za pomocą następującego wyrażenia:
Gdzie nieznaną stałą \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) można obliczyć biorąc pod uwagę ciągłość bias ( 7 )2,4, czyli rozwiązując układ algebraiczny \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) z udziałem nieletnich\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) i odpowiadający mu uproszczony wektor kolumnowy\(\widehat { {\mathbf {q}}}_{n} (а)\). Dostarcza podstawowej wiedzy na temat równania (11), dwóch amplitud funkcji trybu rezonansowego rozpraszania wstecznego \(\left| {f_{n}^{{. \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) i \( \left|{f_{n}^{{\left({res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) odnosi się odpowiednio do wzbudzenia załamka P oraz odbicia załamka P i S.Ponadto pierwszą amplitudę oszacowano jako \(\theta = \pi\), a drugą amplitudę oszacowano jako \(\theta = \pi/4\).Ładując różne właściwości kompozycji.Na rycinie 2 pokazano, że cechy rezonansowe sferoid nowotworowych o średnicy do około 15 mm koncentrują się głównie w paśmie częstotliwości 50–400 kHz, co wskazuje na możliwość wykorzystania ultradźwięków o niskiej częstotliwości do indukowania rezonansowego wzbudzenia guza.komórki.Dużo.W tym paśmie częstotliwości analiza RST ujawniła formanty jednomodowe dla modów od 1 do 6, co pokazano na rysunku 3. Tutaj zarówno fale rozproszone w pp, jak i ps pokazują formanty pierwszego typu, występujące przy bardzo niskich częstotliwościach, które rosną od około 20 kHz dla trybu 1 do około 60 kHz dla n = 6, nie wykazując znaczącej różnicy w promieniu kuli.Funkcja rezonansowa ps następnie zanika, natomiast kombinacja formantów pp o dużej amplitudzie zapewnia okresowość około 60 kHz, wykazując większe przesunięcie częstotliwości wraz ze wzrostem liczby modów.Wszystkie analizy przeprowadzono przy użyciu oprogramowania komputerowego Mathematica®62.
Funkcje postaci rozproszenia wstecznego uzyskane z modułu guzów piersi o różnej wielkości pokazano na ryc. 1, gdzie wyróżniono najwyższe pasma rozpraszania, biorąc pod uwagę superpozycję modów.
Rezonanse wybranych modów od \(n = 1\) do \(n = 6\), obliczone na podstawie wzbudzenia i odbicia fali P przy różnych rozmiarach guza (czarne krzywe od \(\left | {f_{ n} ^ {{\ lewy( {res} \prawy)\,pp}} \lewy( \pi \prawy)} \prawy| = \lewy| {f_{n}^{pp} \lewy ( \pi \ prawy) – f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) oraz wzbudzenie załamka P i odbicie załamka S (szare krzywe określone przez modalną funkcję kształtu \( \left | { f_{n }^{{\lewo({res} \prawo)\,ps}} \lewo({\pi /4} \prawo)} \prawo| = \lewo|{f_{n} ^{ ps} \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Wyniki tej wstępnej analizy wykorzystującej warunki propagacji pola dalekiego mogą pomóc w wyborze częstotliwości napędu specyficznych dla napędu w poniższych symulacjach numerycznych w celu zbadania wpływu naprężeń mikrowibracyjnych na masę.Wyniki pokazują, że kalibracja optymalnych częstotliwości może być specyficzna dla etapu wzrostu guza i można ją określić na podstawie wyników modeli wzrostu w celu ustalenia strategii biomechanicznych stosowanych w terapii chorób w celu prawidłowego przewidywania przebudowy tkanki.
Znaczące postępy w nanotechnologii skłaniają społeczność naukową do poszukiwania nowych rozwiązań i metod opracowywania zminiaturyzowanych i minimalnie inwazyjnych wyrobów medycznych do zastosowań in vivo.W tym kontekście technologia LOF wykazała niezwykłą zdolność rozszerzania możliwości włókien optycznych, umożliwiając rozwój nowych, minimalnie inwazyjnych urządzeń światłowodowych do zastosowań w life science21, 63, 64, 65. Idea integracji materiałów 2D i 3D o pożądanych właściwościach chemicznych, biologicznych i optycznych na bokach 25 i/lub końcach 64 włókien optycznych przy pełnej kontroli przestrzennej w nanoskali prowadzi do pojawienia się nowej klasy nanooptod światłowodowych.posiada szeroki zakres funkcji diagnostycznych i terapeutycznych.Co ciekawe, ze względu na swoje właściwości geometryczne i mechaniczne (mały przekrój poprzeczny, duży współczynnik kształtu, elastyczność, niewielka waga) oraz biokompatybilność materiałów (najczęściej szkła lub polimerów), światłowody doskonale nadają się do wprowadzenia do igieł i cewników.Zastosowania medyczne20, torując drogę nowej wizji „szpitala igłowego” (patrz rys. 4).
W rzeczywistości, ze względu na stopnie swobody zapewniane przez technologię LOF, poprzez wykorzystanie integracji mikro- i nanostruktur wykonanych z różnych materiałów metalicznych i/lub dielektrycznych, włókna optyczne mogą być odpowiednio funkcjonalizowane pod kątem konkretnych zastosowań, często wspierających wzbudzenie w trybie rezonansowym., Pole świetlne 21 jest silnie umiejscowione.Powstrzymywanie światła w skali podfalowej, często w połączeniu z obróbką chemiczną i/lub biologiczną63 oraz integracją wrażliwych materiałów, takich jak inteligentne polimery65,66, może zwiększyć kontrolę nad interakcją światła i materii, co może być przydatne do celów teranostycznych.Wybór rodzaju i wielkości zintegrowanych komponentów/materiałów zależy oczywiście od wykrywanych parametrów fizycznych, biologicznych lub chemicznych21,63.
Integracja sond LOF z igłami medycznymi kierowanymi w określone miejsca ciała umożliwi miejscowe biopsje płynów i tkanek in vivo, umożliwiając jednoczesne leczenie miejscowe, ograniczając skutki uboczne i zwiększając skuteczność.Potencjalne możliwości obejmują wykrywanie różnych krążących biomolekuł, w tym raka.biomarkery lub mikroRNA (miRNA)67, identyfikacja tkanek nowotworowych za pomocą spektroskopii liniowej i nieliniowej, takiej jak spektroskopia Ramana (SERS)31, obrazowanie fotoakustyczne o wysokiej rozdzielczości22,28,68, chirurgia laserowa i ablacja69 oraz leki dostarczane miejscowo za pomocą światła27 i automatyczne wprowadzanie igieł w ciało człowieka20.Warto zauważyć, że chociaż zastosowanie światłowodów pozwala uniknąć typowych wad „klasycznych” metod opartych na elementach elektronicznych, takich jak konieczność połączeń elektrycznych i obecność zakłóceń elektromagnetycznych, pozwala to na skuteczną integrację różnych czujników LOF w systemie system.pojedyncza igła medyczna.Szczególną uwagę należy zwrócić na ograniczenie szkodliwych skutków, takich jak zanieczyszczenia, zakłócenia optyczne, przeszkody fizyczne powodujące efekt przesłuchu między różnymi funkcjami.Prawdą jest jednak również to, że wiele z wymienionych funkcji nie musi być aktywnych jednocześnie.Aspekt ten pozwala przynajmniej ograniczyć zakłócenia, ograniczając tym samym negatywny wpływ na działanie każdej sondy i dokładność procedury.Rozważania te pozwalają nam spojrzeć na koncepcję „igły w szpitalu” jako prostą wizję mającą na celu położenie solidnych podstaw pod następną generację igieł terapeutycznych w naukach przyrodniczych.
Ze względu na konkretne zastosowanie omówione w tym artykule, w następnej części zbadamy numerycznie zdolność igły medycznej do kierowania fal ultradźwiękowych w tkanki ludzkie poprzez ich propagację wzdłuż własnej osi.
Propagację fal ultradźwiękowych przez igłę medyczną napełnioną wodą i umieszczoną w tkankach miękkich (patrz schemat na rys. 5a) modelowano przy użyciu komercyjnego oprogramowania Comsol Multiphysics w oparciu o metodę elementów skończonych (FEM)70, gdzie modelowana jest igła i tkanka jako liniowe środowisko sprężyste.
Nawiązując do ryciny 5b, igła jest modelowana jako wydrążony cylinder (znany również jako „kaniula”) wykonany ze stali nierdzewnej, standardowego materiału na igły medyczne71.W szczególności modelowano go za pomocą modułu Younga E = 205 GPa, współczynnika Poissona ν = 0,28 i gęstości ρ = ​​7850 kg·m −372,73.Geometrycznie igła charakteryzuje się długością L, średnicą wewnętrzną D (zwaną także „prześwitem”) i grubością ścianki t.Ponadto uważa się, że czubek igły jest nachylony pod kątem α w stosunku do kierunku wzdłużnego (z).Objętość wody zasadniczo odpowiada kształtowi wewnętrznego obszaru igły.We wstępnej analizie założono, że igła jest całkowicie zanurzona w obszarze tkanki (zakłada się, że rozciąga się w nieskończoność), modelowanym jako kula o promieniu rs, który podczas wszystkich symulacji pozostawał stały i wynosił 85 mm.Bardziej szczegółowo, obszar sferyczny wykańczamy idealnie dopasowaną warstwą (PML), która przynajmniej redukuje niepożądane fale odbite od „wyimaginowanych” granic.Następnie wybraliśmy promień rs tak, aby umieścić granicę domeny sferycznej wystarczająco daleko od igły, aby nie wpływać na rozwiązanie obliczeniowe, i na tyle małą, aby nie wpływać na koszt obliczeniowy symulacji.
Harmoniczne przesunięcie wzdłużne częstotliwości f i amplitudy A jest przykładane do dolnej granicy geometrii trzpienia pomiarowego;sytuacja ta reprezentuje bodziec wejściowy zastosowany do symulowanej geometrii.Na pozostałych granicach igły (w kontakcie z tkanką i wodą) przyjmuje się, że przyjęty model uwzględnia związek pomiędzy dwoma zjawiskami fizycznymi, z których jedno jest związane z mechaniką strukturalną (dla obszaru igły), a drugi do mechaniki konstrukcji.(dla obszaru iglastego), zatem na akustykę nakładane są odpowiednie warunki (dla wody i obszaru iglastego)74.W szczególności małe wibracje działające na gniazdo igły powodują niewielkie zakłócenia napięcia;zatem zakładając, że igła zachowuje się jak ośrodek sprężysty, wektor przemieszczenia U można oszacować z równania równowagi elastodynamicznej (Naviera)75.Strukturalne drgania igły powodują zmiany ciśnienia wody w jej wnętrzu (uważanego w naszym modelu za stacjonarne), w wyniku czego fale dźwiękowe rozchodzą się w kierunku podłużnym igły, zasadniczo zgodnie z równaniem Helmholtza76.Wreszcie, zakładając, że efekty nieliniowe w tkankach są pomijalne, a amplituda fal poprzecznych jest znacznie mniejsza niż amplituda fal ciśnienia, równanie Helmholtza można również zastosować do modelowania propagacji fal akustycznych w tkankach miękkich.Po takim przybliżeniu tkankę uważa się za ciecz77 o gęstości 1000 kg/m3 i prędkości dźwięku 1540 m/s (pomijając efekty tłumienia zależne od częstotliwości).Aby połączyć te dwa pola fizyczne, należy zapewnić ciągłość ruchu normalnego na granicy ciała stałego i cieczy, równowagę statyczną pomiędzy ciśnieniem i naprężeniem prostopadłym do granicy ciała stałego oraz naprężeniem stycznym na granicy ciała stałego. ciecz musi być równa zeru.75 .
W naszej analizie badamy propagację fal akustycznych wzdłuż igły w warunkach stacjonarnych, koncentrując się na wpływie geometrii igły na emisję fal wewnątrz tkanki.W szczególności zbadaliśmy wpływ wewnętrznej średnicy igły D, długości L i kąta skosu α, utrzymując grubość t stałą na poziomie 500 µm we wszystkich badanych przypadkach.Ta wartość t jest zbliżona do typowej standardowej grubości ścianki 71 dla igieł dostępnych w handlu.
Bez utraty ogólności przyjęto, że częstotliwość f przemieszczenia harmonicznego przyłożonego do podstawy igły wynosi 100 kHz, a amplituda A wynosiła 1 µm.W szczególności częstotliwość ustawiono na 100 kHz, co jest zgodne z szacunkami analitycznymi podanymi w części „Analiza rozproszenia sferycznych mas guza w celu oszacowania częstotliwości ultradźwiękowych zależnych od wzrostu”, gdzie stwierdzono rezonansowe zachowanie mas guza w zakres częstotliwości 50–400 kHz, przy czym największa amplituda rozproszenia koncentruje się przy niższych częstotliwościach w okolicach 100–200 kHz (patrz rys. 2).
Pierwszym badanym parametrem była średnica wewnętrzna D igły.Dla wygody definiuje się ją jako całkowity ułamek długości fali akustycznej we wnęce igły (tj. w wodzie λW = 1,5 mm).Rzeczywiście, zjawiska propagacji fali w urządzeniach charakteryzujących się daną geometrią (na przykład w falowodzie) często zależą od charakterystycznej wielkości zastosowanej geometrii w porównaniu z długością fali propagującej się fali.Dodatkowo w pierwszej analizie, aby lepiej podkreślić wpływ średnicy D na propagację fali akustycznej przez igłę, uwzględniliśmy końcówkę płaską, ustalając kąt α = 90°.Podczas tej analizy długość igły L ustalono na 70 mm.
Na ryc.Fig. 6a przedstawia średnie natężenie dźwięku w funkcji bezwymiarowego parametru skali SD, tj. D = λW/SD ocenianego w kuli o promieniu 10 mm, której środkiem jest odpowiedni koniec igły.Parametr skalujący SD zmienia się z 2 na 6, czyli uwzględniamy wartości D z zakresu od 7,5 mm do 2,5 mm (przy f = 100 kHz).Oferta obejmuje również standardową wartość 71 dla igieł medycznych ze stali nierdzewnej.Zgodnie z oczekiwaniami, wewnętrzna średnica igły wpływa na intensywność dźwięku emitowanego przez igłę, przy czym maksymalna wartość (1030 W/m2) odpowiada D = λW/3 (tj. D = 5 mm) i ma tendencję malejącą wraz ze spadkiem średnica.Należy wziąć pod uwagę, że średnica D jest parametrem geometrycznym, który wpływa również na inwazyjność wyrobu medycznego, dlatego przy wyborze optymalnej wartości nie można pominąć tego krytycznego aspektu.Zatem, choć spadek D następuje na skutek mniejszego przenoszenia natężenia akustycznego w tkankach, to w kolejnych badaniach przyjęto średnicę D = λW/5, czyli D = 3 mm (odpowiada normie 11G71 przy f = 100 kHz). , uważa się za rozsądny kompromis pomiędzy inwazyjnością urządzenia a transmisją natężenia dźwięku (średnio ok. 450 W/m2).
Średnie natężenie dźwięku emitowanego przez końcówkę igły (uznawaną za płaską), w zależności od średnicy wewnętrznej igły (a), długości (b) i kąta skosu α (c).Długość w (a, c) wynosi 90 mm, a średnica w (b, c) wynosi 3 mm.
Kolejnym parametrem do analizy jest długość igły L. Zgodnie z poprzednim studium przypadku, rozważamy kąt ukośny α = 90°, a długość skalujemy jako wielokrotność długości fali w wodzie, czyli rozważamy L = SL λW .Zmienia się bezwymiarowy parametr skali SL z 3 na 7, szacując w ten sposób średnie natężenie dźwięku emitowanego przez końcówkę igły w zakresie długości od 4,5 do 10,5 mm.Ten zakres obejmuje typowe wartości dla igieł dostępnych na rynku.Wyniki pokazano na ryc.6b, pokazując, że długość igły L ma duży wpływ na przenoszenie natężenia dźwięku w tkankach.W szczególności optymalizacja tego parametru umożliwiła poprawę transmisji o około rząd wielkości.Faktycznie w analizowanym przedziale długości średnie natężenie dźwięku przyjmuje lokalne maksimum 3116 W/m2 przy SL = 4 (tj. L = 60 mm), a drugie odpowiada SL = 6 (tj. L = 90 mm).
Po przeanalizowaniu wpływu średnicy i długości igły na propagację ultradźwięków w geometrii cylindrycznej skupiliśmy się na wpływie kąta skosu na przenoszenie natężenia dźwięku w tkankach.Średnie natężenie dźwięku wydobywającego się z końcówki włókna oceniano w funkcji kąta α, zmieniając jego wartość od 10° (końcówka ostra) do 90° (końcówka płaska).W tym przypadku promień kuli całkującej wokół rozpatrywanego wierzchołka igły wynosił 20 mm, tak że dla wszystkich wartości α, czubek igły został wliczony w objętość obliczoną ze średniej.
Jak pokazano na ryc.6c, gdy końcówka jest zaostrzona, czyli gdy α maleje począwszy od 90°, natężenie przenoszonego dźwięku wzrasta, osiągając maksymalną wartość około 1,5 × 105 W/m2, co odpowiada α = 50°, tj. 2 jest o rząd wielkości wyższy w stosunku do stanu płaskiego.W miarę dalszego ostrzenia końcówki (tj. przy α poniżej 50°) natężenie dźwięku ma tendencję do zmniejszania się, osiągając wartości porównywalne z końcówką spłaszczoną.Jednakże, choć w naszych symulacjach uwzględniliśmy szeroki zakres kątów skosu, warto wziąć pod uwagę, że zaostrzenie końcówki jest konieczne, aby ułatwić wprowadzenie igły w tkankę.W rzeczywistości mniejszy kąt skosu (około 10°) może zmniejszyć siłę 78 wymaganą do penetracji tkanki.
Oprócz wartości natężenia dźwięku przenoszonego w tkance, kąt skosu wpływa również na kierunek propagacji fali, co pokazują wykresy poziomu ciśnienia akustycznego pokazane na rys. 7a (dla końcówki płaskiej) i 3b (dla 10° ).końcówka skośna), równoległa Kierunek wzdłużny oceniany jest w płaszczyźnie symetrii (yz, por. ryc. 5).W skrajnych przypadkach poziom ciśnienia akustycznego (określany jako 1 µPa) koncentruje się głównie we wnęce igły (tj. w wodzie) i jest promieniowany do tkanki.Bardziej szczegółowo, w przypadku końcówki płaskiej (rys. 7a), rozkład poziomu ciśnienia akustycznego jest idealnie symetryczny względem kierunku wzdłużnego, a w wodzie wypełniającej korpus można wyróżnić fale stojące.Fala jest zorientowana wzdłużnie (oś z), amplituda osiąga maksymalną wartość w wodzie (około 240 dB) i maleje poprzecznie, co prowadzi do tłumienia o około 20 dB w odległości 10 mm od środka igły.Zgodnie z oczekiwaniami wprowadzenie ostrej końcówki (ryc. 7b) łamie tę symetrię, a antywęzły fal stojących „uginają się” zgodnie z końcem igły.Najwyraźniej ta asymetria wpływa na intensywność promieniowania końcówki igły, jak opisano wcześniej (ryc. 6c).Aby lepiej zrozumieć ten aspekt, natężenie akustyczne oceniano wzdłuż linii cięcia prostopadłej do kierunku wzdłużnego igły, która znajdowała się w płaszczyźnie symetrii igły i znajdowała się w odległości 10 mm od czubka igły ( wyniki na rysunku 7c).Dokładniej, rozkłady natężenia dźwięku oceniane pod kątami ukośnymi 10°, 20° i 30° (odpowiednio niebieska, czerwona i zielona linia ciągła) porównano z rozkładem w pobliżu płaskiego końca (czarne krzywe kropkowane).Rozkład intensywności związany z igłami z płaską końcówką wydaje się być symetryczny względem środka igły.W szczególności przyjmuje wartość około 1420 W/m2 w centrum, przekroczenie około 300 W/m2 w odległości ~8 mm, po czym maleje do wartości około 170 W/m2 przy ~30 mm .W miarę jak końcówka staje się spiczasta, płat centralny dzieli się na więcej płatków o różnej intensywności.Dokładniej, gdy α wynosiło 30°, w profilu mierzonym w odległości 1 mm od czubka igły można było wyraźnie rozróżnić trzy płatki.Centralna znajduje się niemal w środku igły i ma szacunkową wartość 1850 W/m2, natomiast wyższa po prawej stronie znajduje się około 19 mm od środka i osiąga 2625 W/m2.Przy α = 20° występują 2 główne listki: jeden na -12 mm przy 1785 W/m2 i jeden na 14 mm przy 1524 W/m2.Gdy końcówka staje się ostrzejsza i kąt osiąga 10°, maksimum 817 W/m2 osiągane jest przy około -20 mm, a wzdłuż profilu widoczne są jeszcze trzy listki o nieco mniejszym natężeniu.
Poziom ciśnienia akustycznego w płaszczyźnie symetrii y–z igły o płaskim końcu (a) i skosie 10° (b).(c) Rozkład natężenia dźwięku szacowany wzdłuż linii cięcia prostopadłej do kierunku wzdłużnego igły, w odległości 10 mm od czubka igły i leżącej w płaszczyźnie symetrii yz.Długość L wynosi 70 mm, a średnica D wynosi 3 mm.
Podsumowując, wyniki te pokazują, że igły medyczne mogą być skutecznie wykorzystywane do przesyłania ultradźwięków o częstotliwości 100 kHz do tkanki miękkiej.Natężenie emitowanego dźwięku zależy od geometrii igły i może być optymalizowane (z zastrzeżeniem ograniczeń narzuconych przez inwazyjność urządzenia końcowego) do wartości w zakresie 1000 W/m2 (przy 10 mm).nałożona na spód igły 1. W przypadku przesunięcia mikrometrycznego uważa się, że igła jest całkowicie wprowadzona w nieskończenie rozciągającą się tkankę miękką.W szczególności kąt skosu silnie wpływa na intensywność i kierunek propagacji fal dźwiękowych w tkance, co przede wszystkim prowadzi do ortogonalności nacięcia końcówki igły.
Aby wesprzeć rozwój nowych strategii leczenia nowotworów w oparciu o wykorzystanie nieinwazyjnych technik medycznych, analizowano analitycznie i obliczeniowo propagację ultradźwięków o niskiej częstotliwości w środowisku nowotworu.W szczególności w pierwszej części badań tymczasowe rozwiązanie elastodynamiczne pozwoliło nam zbadać rozpraszanie fal ultradźwiękowych w sferoidach guzów litych o znanej wielkości i sztywności w celu zbadania wrażliwości częstotliwościowej masy.Następnie wybrano częstotliwości rzędu setek kiloherców i zamodelowano w symulacji numerycznej miejscowe zastosowanie naprężeń wibracyjnych w środowisku guza za pomocą medycznego napędu igły, badając wpływ głównych parametrów projektowych determinujących przenoszenie dźwięku akustycznego. moc instrumentu na środowisko.Wyniki pokazują, że igły medyczne mogą być skutecznie wykorzystywane do naświetlania tkanek ultradźwiękami, a ich intensywność jest ściśle powiązana z parametrem geometrycznym igły, zwanym roboczą długością fali akustycznej.W rzeczywistości intensywność naświetlania tkanki wzrasta wraz ze wzrostem wewnętrznej średnicy igły, osiągając maksimum, gdy średnica jest trzykrotnością długości fali.Długość igły zapewnia również pewien stopień swobody w optymalizacji ekspozycji.Ten ostatni wynik jest rzeczywiście maksymalizowany, gdy długość igły jest ustawiona na pewną wielokrotność roboczej długości fali (w szczególności 4 i 6).Co ciekawe, dla interesującego nas zakresu częstotliwości zoptymalizowane wartości średnicy i długości są zbliżone do tych powszechnie stosowanych w przypadku standardowych igieł dostępnych na rynku.Kąt skosu, który określa ostrość igły, wpływa również na emisyjność, osiągając maksimum przy około 50° i zapewniając dobre działanie przy około 10°, co jest powszechnie stosowane w igłach dostępnych na rynku..Wyniki symulacji zostaną wykorzystane do kierowania wdrażaniem i optymalizacją szpitalnej platformy diagnostyki śródigłowej, integrując ultrasonografię diagnostyczną i terapeutyczną z innymi rozwiązaniami terapeutycznymi wbudowanymi w urządzenie oraz realizując wspólne interwencje w zakresie medycyny precyzyjnej.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. i Kopp MV Czym jest medycyna precyzyjna?EUR, zagraniczny.Dziennik 50, 1700391 (2017).
Collins, FS i Varmus, H. Nowe inicjatywy w medycynie precyzyjnej.N. inż.J. Medycyna.372, 793–795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK i Wang, MD.Informatyka obrazowania biomedycznego w erze medycyny precyzyjnej: osiągnięcia, wyzwania i możliwości.Dżem.medycyna.poinformować.Adiunkt.20(6), 1010-1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Onkologia precyzyjna: recenzja.J. Kliniczny.Onkol.31, 1803–1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S. i Salem, A. Poprawa terapii glejaka wielopostaciowego (GBM) przy użyciu systemu dostarczania opartego na nanocząsteczkach.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G i von Daimling A. Glioblastoma: patologia, mechanizmy molekularne i markery.Acta Neuropatologia.129(6), 829–848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM i Berger, MS Obecne i przyszłe strategie leczenia glejaka.Neurochirurgia.wyd.40, 1–14 (2017).