Hvala, ker ste obiskali Nature.com.Uporabljate različico brskalnika z omejeno podporo za CSS.Za najboljšo izkušnjo priporočamo, da uporabite posodobljen brskalnik (ali onemogočite način združljivosti v Internet Explorerju).Poleg tega, da zagotovimo stalno podporo, spletno mesto prikažemo brez slogov in JavaScripta.
Drsniki, ki prikazujejo tri članke na diapozitiv.Uporabite gumba za nazaj in naprej, da se premikate po diapozitivih, ali pa gumbe za krmiljenje diapozitivov na koncu, da se premikate po vsakem diapozitivu.
Na podlagi interdisciplinarnega presečišča fizike in znanosti o življenju so diagnostične in terapevtske strategije, ki temeljijo na natančni medicini, v zadnjem času pritegnile veliko pozornosti zaradi praktične uporabnosti novih inženirskih metod na številnih področjih medicine, zlasti v onkologiji.V tem okviru uporaba ultrazvoka za napad na rakave celice v tumorjih, da bi povzročili morebitne mehanske poškodbe v različnih obsegih, pritegne vse večjo pozornost znanstvenikov po vsem svetu.Ob upoštevanju teh dejavnikov, na podlagi elastodinamičnih časovnih rešitev in numeričnih simulacij, predstavljamo preliminarno študijo računalniške simulacije širjenja ultrazvoka v tkivih z namenom izbire ustreznih frekvenc in moči z lokalnim obsevanjem.Nova diagnostična platforma za laboratorijsko tehnologijo On-Fiber, imenovana bolnišnična igla in že patentirana.Verjamemo, da bi lahko rezultati analize in z njimi povezani biofizikalni vpogled utrli pot novim integriranim diagnostičnim in terapevtskim pristopom, ki bi lahko v prihodnosti igrali osrednjo vlogo pri uporabi precizne medicine, črpajoč iz področij fizike.Začenja se vse večja sinergija med biologijo.
Z optimizacijo velikega števila kliničnih aplikacij se je postopoma začela pojavljati potreba po zmanjševanju stranskih učinkov pri bolnikih.V ta namen je natančna medicina1, 2, 3, 4, 5 postala strateški cilj za zmanjšanje odmerka zdravil, ki se dajejo bolnikom, v bistvu po dveh glavnih pristopih.Prvi temelji na zdravljenju, zasnovanem glede na bolnikov genomski profil.Drugi, ki postaja zlati standard v onkologiji, se želi izogniti sistemskim postopkom dostave zdravil s poskusom sprostitve majhne količine zdravila, hkrati pa povečati natančnost z uporabo lokalne terapije.Končni cilj je odpraviti ali vsaj minimizirati negativne učinke številnih terapevtskih pristopov, kot sta kemoterapija ali sistemsko dajanje radionuklidov.Odvisno od vrste raka, lokacije, odmerka sevanja in drugih dejavnikov ima lahko celo radioterapija veliko inherentno tveganje za zdravo tkivo.Pri zdravljenju glioblastoma6,7,8,9 operacija uspešno odstrani osnovni rak, vendar je lahko tudi v odsotnosti metastaz prisotnih veliko majhnih rakavih infiltratov.Če niso popolnoma odstranjene, lahko v razmeroma kratkem času zrastejo nove rakave mase.V tem kontekstu je zgoraj omenjene strategije natančne medicine težko uporabiti, ker je te infiltrate težko zaznati in razširiti na veliko območje.Te ovire preprečujejo dokončne rezultate pri preprečevanju kakršnih koli ponovitev z natančno medicino, zato so v nekaterih primerih prednostne metode sistemskega dajanja, čeprav imajo lahko uporabljena zdravila zelo visoko stopnjo toksičnosti.Za premagovanje te težave bi bil idealen pristop k zdravljenju uporaba minimalno invazivnih strategij, ki lahko selektivno napadejo rakave celice, ne da bi prizadele zdravo tkivo.V luči tega argumenta se zdi možna rešitev uporaba ultrazvočnih vibracij, za katere se je izkazalo, da različno vplivajo na rakave in zdrave celice, tako v enoceličnih sistemih kot v mezoskalnih heterogenih grozdih.
Z mehanističnega vidika imajo zdrave in rakave celice dejansko različne naravne resonančne frekvence.Ta lastnost je povezana z onkogenimi spremembami v mehanskih lastnostih citoskeletne strukture rakavih celic 12, 13, medtem ko so tumorske celice v povprečju bolj deformabilne kot normalne celice.Tako lahko z optimalno izbiro frekvence ultrazvoka za stimulacijo, vibracije, inducirane na izbranih območjih, povzročijo poškodbe živih rakavih struktur, kar zmanjša vpliv na zdravo okolje gostitelja.Ti še ne povsem razumljeni učinki lahko vključujejo uničenje določenih celičnih strukturnih komponent zaradi visokofrekvenčnih vibracij, ki jih povzroča ultrazvok (načeloma zelo podobno litotripsiji14) in poškodbe celic zaradi pojava, podobnega mehanski utrujenosti, ki lahko spremeni celično strukturo .programiranje in mehanobiologija.Čeprav se ta teoretična rešitev zdi zelo primerna, je žal ni mogoče uporabiti v primerih, ko anehogene biološke strukture preprečujejo neposredno uporabo ultrazvoka, na primer pri intrakranialnih aplikacijah zaradi prisotnosti kosti, nekatere tumorske mase dojke pa se nahajajo v maščobnem tkivu. tkivo.Oslabitev lahko omeji mesto možnega terapevtskega učinka.Za premagovanje teh težav je treba ultrazvok uporabiti lokalno s posebej zasnovanimi pretvorniki, ki lahko čim manj invazivno dosežejo obsevano mesto.S tem v mislih smo preučili možnost uporabe idej, povezanih z možnostjo oblikovanja inovativne tehnološke platforme, imenovane »bolnišnica z iglo«15.Koncept »Bolnišnica v igli« vključuje razvoj minimalno invazivnega medicinskega instrumenta za diagnostične in terapevtske aplikacije, ki temelji na kombinaciji različnih funkcij v eni medicinski igli.Kot je bilo podrobneje razloženo v poglavju Bolnišnične igle, ta kompaktna naprava temelji predvsem na prednostih sond iz optičnih vlaken 16, 17, 18, 19, 20, 21, ki so zaradi svojih značilnosti primerne za vstavljanje v standardne 20 medicinske igle, 22 lumnov.Z izkoriščanjem prilagodljivosti, ki jo omogoča tehnologija Lab-on-Fiber (LOF)23, vlakna dejansko postajajo edinstvena platforma za miniaturne in za uporabo pripravljene diagnostične in terapevtske naprave, vključno z napravami za biopsijo tekočin in tkiv.pri biomolekularnem odkrivanju 24, 25, svetlobno vodenem lokalnem dajanju zdravil 26, 27, visokonatančnem lokalnem ultrazvočnem slikanju 28, toplotni terapiji 29, 30 in identifikaciji rakastega tkiva na podlagi spektroskopije 31.Znotraj tega koncepta z uporabo lokalizacijskega pristopa, ki temelji na napravi »igla v bolnišnici«, raziskujemo možnost optimizacije lokalne stimulacije rezidenčnih bioloških struktur z uporabo širjenja ultrazvočnih valov skozi igle za vzbujanje ultrazvočnih valov v območju zanimanja..Tako je nizkointenzivni terapevtski ultrazvok mogoče aplicirati neposredno na rizično območje z minimalno invazivnostjo za sonikacijo celic in majhnih trdnih tvorb v mehkih tkivih, saj je treba pri zgoraj omenjeni intrakranialni operaciji vstaviti majhno luknjo v lobanji z igla.Po navdihu nedavnih teoretičnih in eksperimentalnih rezultatov, ki kažejo, da lahko ultrazvok ustavi ali upočasni razvoj nekaterih vrst raka,32,33,34 lahko predlagani pristop vsaj načeloma pomaga obravnavati ključne kompromise med agresivnimi in zdravilnimi učinki.Ob upoštevanju teh premislekov v tem prispevku raziskujemo možnost uporabe bolnišnične igelne naprave za minimalno invazivno ultrazvočno terapijo raka.Natančneje, v razdelku Analize sipanja sferičnih tumorskih mas za oceno od rasti odvisne ultrazvočne frekvence uporabljamo dobro uveljavljene elastodinamične metode in teorijo akustičnega sipanja za napovedovanje velikosti sferičnih solidnih tumorjev, ki rastejo v elastičnem mediju.togost, ki se pojavi med tumorjem in gostiteljskim tkivom zaradi preoblikovanja materiala, ki ga povzroča rast.Po opisu našega sistema, ki ga imenujemo razdelek »Bolnišnica v igli«, v razdelku »Bolnišnica v igli« analiziramo širjenje ultrazvočnih valov skozi medicinske igle pri predvidenih frekvencah in njihov numerični model obseva okolje za preučevanje glavni geometrijski parametri (dejanski notranji premer, dolžina in ostrina igle), ki vplivajo na prenos akustične moči instrumenta.Glede na potrebo po razvoju novih inženirskih strategij za natančno medicino se domneva, da bi predlagana študija lahko pomagala razviti novo orodje za zdravljenje raka, ki temelji na uporabi ultrazvoka, dostavljenega prek integrirane teragnostične platforme, ki združuje ultrazvok z drugimi rešitvami.Kombinirano, kot sta ciljno dajanje zdravil in diagnostika v realnem času znotraj ene igle.
Učinkovitost zagotavljanja mehaničnih strategij za zdravljenje lokaliziranih solidnih tumorjev z uporabo ultrazvočne (ultrazvočne) stimulacije je bila cilj več člankov, ki so teoretično in eksperimentalno obravnavali učinek ultrazvočnih vibracij nizke intenzivnosti na enocelične sisteme 10, 11, 12. , 32, 33, 34, 35, 36 Z uporabo viskoelastičnih modelov je več raziskovalcev analitično pokazalo, da imajo tumorske in zdrave celice različne frekvenčne odzive, za katere so značilni različni resonančni vrhovi v območju US 10,11,12.Ta rezultat nakazuje, da lahko tumorske celice načeloma selektivno napademo z mehanskimi dražljaji, ki ohranjajo gostiteljsko okolje.To vedenje je neposredna posledica ključnih dokazov, da so v večini primerov tumorske celice bolj gnetljive kot zdrave celice, kar verjetno povečuje njihovo sposobnost razmnoževanja in selitve37,38,39,40.Na podlagi rezultatov, pridobljenih z enoceličnimi modeli, npr. na mikroskali, je bila selektivnost rakavih celic dokazana tudi na mezoskali z numeričnimi študijami harmoničnih odzivov heterogenih celičnih agregatov.Hierarhično so bili zgrajeni večcelični agregati, veliki na stotine mikrometrov, ki zagotavljajo različen odstotek rakavih in zdravih celic.Na mezonivoju teh agregatov so ohranjene nekatere zanimive mikroskopske značilnosti zaradi neposredne implementacije glavnih strukturnih elementov, ki označujejo mehansko obnašanje posameznih celic.Zlasti vsaka celica uporablja arhitekturo, ki temelji na tensegrityju, da posnema odziv različnih prednapetih citoskeletnih struktur, s čimer vpliva na njihovo splošno togost12,13.Teoretične napovedi in in vitro poskusi zgornje literature so dali spodbudne rezultate, ki kažejo na nujnost proučevanja občutljivosti tumorskih mas na nizkointenzivni terapevtski ultrazvok (LITUS), pri čemer je ocena pogostosti obsevanja tumorskih mas ključna.položaj LITUS za uporabo na kraju samem.
Vendar se na ravni tkiva submakroskopski opis posamezne komponente neizogibno izgubi in lastnosti tumorskega tkiva je mogoče izslediti z uporabo zaporednih metod za sledenje rasti mase in procesov preoblikovanja, ki jih povzroči stres, ob upoštevanju makroskopskih učinkov rast.-povzročene spremembe v elastičnosti tkiva na lestvici 41,42.Dejansko za razliko od enoceličnih in agregatnih sistemov trdne tumorske mase rastejo v mehkih tkivih zaradi postopnega kopičenja nenormalnih preostalih napetosti, ki spremenijo naravne mehanske lastnosti zaradi povečanja celotne intratumoralne togosti, tumorska skleroza pa pogosto postane odločilni dejavnik pri odkrivanje tumorja.
Ob upoštevanju teh premislekov tukaj analiziramo sonodinamični odziv tumorskih sferoidov, modeliranih kot elastične sferične vključke, ki rastejo v normalnem tkivnem okolju.Natančneje, elastične lastnosti, povezane s stopnjo tumorja, so bile določene na podlagi teoretičnih in eksperimentalnih rezultatov, ki so jih nekateri avtorji pridobili v prejšnjem delu.Med njimi je bil razvoj sferoidov trdnega tumorja, gojenih in vivo v heterogenih medijih, proučen z uporabo nelinearnih mehanskih modelov 41, 43, 44 v kombinaciji z medvrstno dinamiko za napovedovanje razvoja tumorskih mas in povezanega intratumorskega stresa.Kot je navedeno zgoraj, rast (npr. neelastično predraztezanje) in preostali stres povzročata progresivno preoblikovanje lastnosti tumorskega materiala, s čimer se spremeni tudi njegov akustični odziv.Pomembno je omeniti, da je v ref.41 sočasna evolucija rasti in trdnega stresa v tumorjih je bila dokazana v eksperimentalnih kampanjah na živalskih modelih.Zlasti je primerjava togosti tumorskih mas dojke, reseciranih na različnih stopnjah, s togostjo, pridobljeno z reprodukcijo podobnih pogojev in silico na sferičnem modelu končnih elementov z enakimi dimenzijami in ob upoštevanju predvidenega polja preostalih napetosti, potrdila predlagano metodo veljavnost modela..V tem delu so predhodno pridobljeni teoretični in eksperimentalni rezultati uporabljeni za razvoj nove razvite terapevtske strategije.Tu so bile izračunane zlasti predvidene velikosti z ustreznimi lastnostmi evolucijske odpornosti, ki so bile tako uporabljene za oceno frekvenčnih razponov, na katere so tumorske mase, vgrajene v okolje gostitelja, bolj občutljive.V ta namen smo tako raziskali dinamično obnašanje tumorske mase na različnih stopnjah, vzetih na različnih stopnjah, pri čemer smo upoštevali akustične indikatorje v skladu s splošno sprejetim principom sipanja kot odziv na ultrazvočne dražljaje in poudarili možne resonančne pojave sferoida. .odvisno od tumorja in gostitelja Od rasti odvisne razlike v togosti med tkivi.
Tako so bile tumorske mase modelirane kot elastične krogle s polmerom \(a\) v okoliškem elastičnem okolju gostitelja na podlagi eksperimentalnih podatkov, ki kažejo, kako obsežne maligne strukture rastejo in situ v sferičnih oblikah.Glede na sliko 1 z uporabo sferičnih koordinat \(\{ r,\theta,\varphi \}\) (kjer \(\theta\) in \(\varphi\) predstavljata kot anomalije oziroma azimutni kot), domena tumorja zaseda regijo, vdelano v zdrav prostor \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) neomejeno regijo \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).S sklicevanjem na dodatne informacije (SI) za popoln opis matematičnega modela, ki temelji na dobro uveljavljeni elastodinamični osnovi, o kateri poročajo številne literature 45, 46, 47, 48, tukaj obravnavamo problem, za katerega je značilen osnosimetrični način nihanja.Ta predpostavka pomeni, da so vse spremenljivke znotraj tumorja in zdravih območij neodvisne od azimutalne koordinate \(\varphi\) in da v tej smeri ne pride do popačenja.Posledično lahko polja premika in napetosti dobimo iz dveh skalarnih potencialov \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) in \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , sta povezan z longitudinalnim in strižnim valom, koincidenčni čas t med valom \(\theta \) in kotom med smerjo vpadnega vala in vektorjem položaja \({\mathbf {x))\) ( kot je prikazano na sliki 1) in \(\omega = 2\pi f\) predstavlja kotno frekvenco.Zlasti je vpadno polje modelirano z ravnim valom \(\phi_{H}^{(in)}\) (uveden tudi v sistemu SI, v enačbi (A.9)), ki se širi v prostornino telesa po zakonskem izrazu
kjer je \(\phi_{0}\) parameter amplitude.Sferična ekspanzija vpadnega ravninskega vala (1) z uporabo sferične valovne funkcije je standardni argument:
Kjer je \(j_{n}\) sferična Besselova funkcija prvega reda \(n\), \(P_{n}\) pa je Legendrov polinom.Del vpadnega vala naložbene krogle je razpršen v okoliškem mediju in prekriva vpadno polje, drugi del pa je razpršen znotraj krogle in prispeva k njeni vibraciji.Da bi to naredili, harmonične rešitve valovne enačbe \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) in \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), na primer Eringen45 (glej tudi SI ) lahko označuje tumor in zdrava področja.Zlasti razpršeni ekspanzijski valovi in ​​izovolumski valovi, ki nastanejo v gostiteljskem mediju \(H\), priznavajo svoje potencialne energije:
Med njimi se uporablja sferična Hanklova funkcija prve vrste \(h_{n}^{(1)}\) za upoštevanje odhajajočega razpršenega vala ter \(\alpha_{n}\) in \(\beta_{ n}\ ) so koeficienti neznank.v enačbi.V enačbah (2)–(4) izraza \(k_{H1}\) in \(k_{H2}\) označujeta valovna števila redčenja oziroma prečnih valov v glavnem območju telesa ( glej SI).Kompresijska polja znotraj tumorja in premiki imajo obliko
Kjer \(k_{T1}\) in \(k_{T2}\) predstavljata longitudinalna in transverzalna valovna števila v regiji tumorja, neznani koeficienti pa so \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\), \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Na podlagi teh rezultatov so neničelne komponente radialnega in obodnega premika značilne za zdrave regije v obravnavanem problemu, kot sta \(u_{Hr}\) in \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) predpostavka o simetriji ni več potrebna) — lahko se dobi iz relacije \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \desno) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) in \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \levo({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) z oblikovanjem \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) in \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (glej SI za podrobno matematično izpeljavo).Podobno zamenjava \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) in \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) vrne {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \desno) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) in \(u_{T\theta} = r^{-1}\delno _{\theta }\levo({\phi +\delno_{r}(r\chi )}\desno)\).
(Levo) Geometrija sferičnega tumorja, zraslega v zdravem okolju, skozi katerega se širi vpadno polje, (desno) Ustrezen razvoj razmerja togosti tumorja in gostitelja kot funkcije radija tumorja, sporočeni podatki (prirejeno po Carotenuto et al. 41) iz kompresijskih testov in vitro so bili pridobljeni iz solidnih tumorjev dojke, inokuliranih s celicami MDA-MB-231.
Ob predpostavki, da so linearno elastični in izotropni materiali, neničelne komponente napetosti v zdravem in tumorskem območju, tj. so različni Laméjevi moduli, ki označujejo elastičnost gostitelja in tumorja, označeni kot \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) in \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (glej enačbo (A.11) za popoln izraz komponent napetosti, predstavljenih v SI).Zlasti glede na podatke v referenci 41 in predstavljene na sliki 1 so rastoči tumorji pokazali spremembo konstant elastičnosti tkiva.Tako so premiki in napetosti v regijah gostitelja in tumorja popolnoma določeni do nabora neznanih konstant \({{ \varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) ima teoretično neskončne dimenzije.Za iskanje teh vektorjev koeficientov so uvedeni ustrezni vmesniki in mejni pogoji med tumorjem in zdravimi območji.Ob predpostavki popolne vezave na vmesniku tumor-gostitelj \(r = a\), kontinuiteta premikov in napetosti zahteva naslednje pogoje:
Sistem (7) tvori sistem enačb z neskončnimi rešitvami.Poleg tega bo vsak robni pogoj odvisen od anomalije \(\theta\).Zmanjšati problem mejne vrednosti na popoln algebraični problem z \(N\) množicami zaprtih sistemov, od katerih je vsak v neznani \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (z \ ( N \ do \infty \), teoretično) in za odpravo odvisnosti enačb od trigonometričnih členov so pogoji vmesnika zapisani v šibki obliki z uporabo ortogonalnosti Legendrovih polinomov.Zlasti se enačbi (7)1,2 in (7)3,4 pomnožita z \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) in \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) in nato integriraj med \(0\) in \(\pi\) z uporabo matematičnih identitet:
Tako pogoj vmesnika (7) vrne sistem kvadratnih algebrskih enačb, ki se lahko izrazi v matrični obliki kot \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) in dobite neznano \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\) z reševanjem Cramerjevega pravila.
Za oceno toka energije, ki ga razprši krogla, in pridobitev informacij o njenem akustičnem odzivu na podlagi podatkov o razpršenem polju, ki se širi v mediju gostitelja, je zanimiva akustična količina, ki je normaliziran bistatični presek sipanja.Zlasti presek sipanja, označen z \(s), izraža razmerje med akustično močjo, ki jo prenaša razpršeni signal, in delitvijo energije, ki jo prenaša vpadni val.V zvezi s tem je velikost funkcije oblike \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) pogosto uporabljena količina pri študiju akustičnih mehanizmov vgrajen v tekočino ali trdno snov Razpršenost predmetov v usedlini.Natančneje, amplituda funkcije oblike je definirana kot diferencialni presek sipanja \(ds\) na enoto površine, ki se razlikuje za normalo na smer širjenja vpadnega vala:
kjer \(f_{n}^{pp}\) in \(f_{n}^{ps}\) označujeta modalno funkcijo, ki se nanaša na razmerje moči longitudinalnega vala in razpršenega vala glede na vpadni P-val v sprejemnem mediju je podan z naslednjimi izrazi:
Parcialne valovne funkcije (10) je mogoče preučevati neodvisno v skladu s teorijo resonančnega sipanja (RST) 49, 50, 51, 52, ki omogoča ločevanje ciljne elastičnosti od celotnega razpršenega polja pri preučevanju različnih načinov.V skladu s to metodo je mogoče funkcijo modalne oblike razstaviti na vsoto dveh enakih delov, in sicer \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) so povezani z resonančnimi in neresonančnimi amplitudami ozadja.Funkcija oblike resonančnega načina je povezana z odzivom tarče, medtem ko je ozadje običajno povezano z obliko razpršilca.Za odkrivanje prvega formanta tarče za vsak način je amplituda oblike oblike modalne resonance \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) se izračuna ob predpostavki trdega ozadja, ki ga sestavljajo neprepustne krogle v elastičnem nosilnem materialu.Ta hipoteza je motivirana z dejstvom, da se na splošno tako togost kot gostota povečujeta z rastjo tumorske mase zaradi preostalega tlačnega stresa.Tako se pričakuje, da bo pri hudi stopnji rasti razmerje impedance \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) večje od 1 za večino makroskopskih solidnih tumorjev, ki se razvijajo v mehkih tkiva.Na primer, Krouskop et al.53 je poročalo o razmerju med rakavim in normalnim modulom približno 4 za tkivo prostate, medtem ko se je ta vrednost povečala na 20 za vzorce tkiva dojke.Ta razmerja neizogibno spremenijo akustično impedanco tkiva, kot je pokazala tudi analiza elastografije 54, 55, 56, in so lahko povezana z lokaliziranim zgoščevanjem tkiva, ki ga povzroča hiperproliferacija tumorja.To razliko so opazili tudi eksperimentalno s preprostimi kompresijskimi testi blokov tumorja dojke, zraslih na različnih stopnjah32, preoblikovanje materiala pa je mogoče dobro spremljati s prediktivnimi medvrstnimi modeli nelinearno rastočih tumorjev43,44.Dobljeni podatki o togosti so neposredno povezani z razvojem Youngovega modula solidnih tumorjev v skladu s formulo \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( krogle s polmerom \(a\), togostjo \(S\) in Poissonovim razmerjem \(\nu\) med dvema togima ploščama 57, kot je prikazano na sliki 1).Tako je mogoče pridobiti meritve akustične impedance tumorja in gostitelja na različnih stopnjah rasti.Zlasti v primerjavi z modulom normalnega tkiva, ki je enak 2 kPa na sliki 1, je modul elastičnosti tumorjev dojke v obsegu od približno 500 do 1250 mm3 povzročil povečanje s približno 10 kPa na 16 kPa, kar je v skladu s sporočenimi podatki.v referencah 58, 59 je bilo ugotovljeno, da je tlak v vzorcih tkiva dojke 0,25–4 kPa z izginjajočo predkompresijo.Predpostavimo tudi, da je Poissonovo razmerje skoraj nestisljivega tkiva 41,60, kar pomeni, da se gostota tkiva s povečevanjem prostornine bistveno ne spreminja.Zlasti je uporabljena povprečna množična gostota prebivalstva \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61.S temi premisleki lahko togost prevzame način ozadja z naslednjim izrazom:
Kjer je neznano konstanto \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) mogoče izračunati ob upoštevanju kontinuitete pristranskost ( 7 )2,4, to je z reševanjem algebraičnega sistema \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\), ki vključuje mladoletnike\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) in ustrezen poenostavljen stolpčni vektor\(\widehat {{\mathbf {q}}}_{n} (а)\) Zagotavlja osnovno znanje v enačbi (11), dve amplitudi resonančnega načina povratnega sipanja \(\left| {f_{n}^{{). \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) in \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) se nanaša na vzbujanje P-valov oziroma odboj P- oziroma S-valov.Nadalje je bila prva amplituda ocenjena kot \(\theta = \pi\), druga amplituda pa kot \(\theta = \pi/4\).Z nalaganjem različnih lastnosti sestave.Slika 2 prikazuje, da so resonančne lastnosti tumorskih sferoidov do približno 15 mm v premeru v glavnem koncentrirane v frekvenčnem pasu 50-400 kHz, kar kaže na možnost uporabe nizkofrekvenčnega ultrazvoka za indukcijo resonančnega vzbujanja tumorja.celice.Veliko.V tem frekvenčnem pasu je analiza RST razkrila enomodne formante za načine od 1 do 6, poudarjene na sliki 3. Tukaj tako pp- kot ps-razpršeni valovi kažejo formante prvega tipa, ki se pojavljajo pri zelo nizkih frekvencah, ki naraščajo od približno 20 kHz za način 1 do približno 60 kHz za n = 6, kar ne kaže pomembne razlike v polmeru krogle.Resonančna funkcija ps nato upade, medtem ko kombinacija formant pp z veliko amplitudo zagotavlja periodičnost približno 60 kHz, kar kaže večji frekvenčni premik z naraščajočim številom načina.Vse analize so bile izvedene z uporabo računalniške programske opreme Mathematica®62.
Funkcije oblike povratnega sipanja, dobljene iz modula tumorjev dojke različnih velikosti, so prikazane na sliki 1, kjer so označeni najvišji pasovi sipanja ob upoštevanju superpozicije načina.
Resonance izbranih načinov od \(n = 1\) do \(n = 6\), izračunane ob vzbujanju in odboju P-vala pri različnih velikostih tumorja (črne krivulje od \(\levo | {f_{ n} ^ {{\ levo( {res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right| = \left| {f_{n}^{pp} \left ( \pi \right) –. f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) ter vzbujanje P-valov in odboj S-valov (sive krivulje, podane s funkcijo modalne oblike \( \left | { f_{n }^{{levo( {res} \desno)\,ps}} \levo({\pi /4} \desno)} \desno| = \levo|. \levo( {\pi /4} \desno) – f_{n}^{ps(b)} \levo( {\pi /4} \desno)} \desno |\)).
Rezultati te predhodne analize z uporabo pogojev širjenja v daljnem polju lahko vodijo izbiro pogonskih frekvenc, specifičnih za pogon, v naslednjih numeričnih simulacijah za preučevanje učinka mikrovibracijske obremenitve na maso.Rezultati kažejo, da je lahko kalibracija optimalnih frekvenc med rastjo tumorja specifična za stopnjo in jo je mogoče določiti z uporabo rezultatov rastnih modelov za vzpostavitev biomehanskih strategij, ki se uporabljajo pri zdravljenju bolezni za pravilno napovedovanje preoblikovanja tkiva.
Pomemben napredek v nanotehnologiji žene znanstveno skupnost k iskanju novih rešitev in metod za razvoj miniaturiziranih in minimalno invazivnih medicinskih pripomočkov za uporabo in vivo.V tem kontekstu je tehnologija LOF pokazala izjemno sposobnost razširitve zmogljivosti optičnih vlaken, kar omogoča razvoj novih minimalno invazivnih naprav z optičnimi vlakni za aplikacije v znanosti o življenju21, 63, 64, 65. Zamisel o integraciji 2D in 3D materialov z želenimi kemijskimi, biološkimi in optičnimi lastnostmi na straneh 25 in/ali koncih 64 optičnih vlaken s popolnim prostorskim nadzorom na nanometru vodi do nastanka novega razreda nanooptod iz optičnih vlaken.ima široko paleto diagnostičnih in terapevtskih funkcij.Zanimivo je, da so optična vlakna zaradi svojih geometrijskih in mehanskih lastnosti (majhen presek, veliko razmerje stranic, fleksibilnost, majhna teža) in biokompatibilnosti materialov (običajno stekla ali polimerov) zelo primerna za vstavljanje v igle in katetre.Medicinske aplikacije20, ki utirajo pot novi viziji »bolnišnice z iglami« (glej sliko 4).
Pravzaprav je mogoče zaradi stopenj svobode, ki jih omogoča tehnologija LOF, z uporabo integracije mikro- in nanostruktur, izdelanih iz različnih kovinskih in/ali dielektričnih materialov, optična vlakna ustrezno funkcionalizirati za posebne aplikacije, ki pogosto podpirajo resonančno vzbujanje., Svetlobno polje 21 je močno postavljeno.Zadrževanje svetlobe na lestvici podvalovnih dolžin, pogosto v kombinaciji s kemično in/ali biološko obdelavo63 in integracijo občutljivih materialov, kot so pametni polimeri65,66, lahko izboljša nadzor nad interakcijo svetlobe in snovi, kar je lahko koristno za teranostične namene.Izbira vrste in velikosti integriranih komponent/materialov je očitno odvisna od fizikalnih, bioloških ali kemičnih parametrov, ki jih je treba zaznati21,63.
Integracija sond LOF v medicinske igle, usmerjene na določena mesta v telesu, bo omogočila lokalne biopsije tekočin in tkiv in vivo, kar bo omogočilo sočasno lokalno zdravljenje, zmanjšalo stranske učinke in povečalo učinkovitost.Potencialne priložnosti vključujejo odkrivanje različnih krožečih biomolekul, vključno z rakom.biomarkerji ali mikroRNA (miRNA)67, identifikacija rakavih tkiv z linearno in nelinearno spektroskopijo, kot je ramanska spektroskopija (SERS)31, fotoakustično slikanje z visoko ločljivostjo22,28,68, laserska kirurgija in ablacija69 ter lokalno dajanje zdravil z uporabo svetlobe27 in samodejno vodenje igel v človeško telo20.Treba je omeniti, da čeprav se uporaba optičnih vlaken izogne ​​značilnim pomanjkljivostim "klasičnih" metod, ki temeljijo na elektronskih komponentah, kot je potreba po električnih povezavah in prisotnost elektromagnetnih motenj, to omogoča učinkovito integracijo različnih LOF senzorjev v sistem.ena medicinska igla.Posebno pozornost je treba nameniti zmanjšanju škodljivih učinkov, kot so onesnaženje, optične motnje, fizične ovire, ki povzročajo preslušavanje med različnimi funkcijami.Je pa tudi res, da ni nujno, da so številne omenjene funkcije aktivne hkrati.Ta vidik omogoča vsaj zmanjšanje motenj, s čimer se omeji negativen vpliv na delovanje posamezne sonde in natančnost postopka.Ti premisleki nam omogočajo, da na koncept »igle v bolnišnici« gledamo kot na preprosto vizijo za postavitev trdnih temeljev za naslednjo generacijo terapevtskih igel v znanostih o življenju.
V zvezi s specifično uporabo, obravnavano v tem dokumentu, bomo v naslednjem razdelku numerično raziskali sposobnost medicinske igle, da usmerja ultrazvočne valove v človeška tkiva z uporabo njihovega širjenja vzdolž svoje osi.
Širjenje ultrazvočnih valov skozi medicinsko iglo, napolnjeno z vodo in vstavljeno v mehka tkiva (glej diagram na sliki 5a), je bilo modelirano s komercialno programsko opremo Comsol Multiphysics, ki temelji na metodi končnih elementov (FEM)70, kjer sta igla in tkivo modelirana. kot linearno elastično okolje.
Glede na sliko 5b je igla modelirana kot votel valj (znan tudi kot »kanila«) iz nerjavečega jekla, standardnega materiala za medicinske igle71.Zlasti je bil modeliran z Youngovim modulom E = 205 GPa, Poissonovim razmerjem ν = 0,28 in gostoto ρ = 7850 kg m −372,73.Geometrično je igla označena z dolžino L, notranjim premerom D (imenovanim tudi "prostost") in debelino stene t.Poleg tega velja, da je konica igle nagnjena pod kotom α glede na vzdolžno smer (z).Volumen vode v bistvu ustreza obliki notranjega predela igle.V tej predhodni analizi se je domnevalo, da je igla popolnoma potopljena v območje tkiva (predvideva se, da se razteza za nedoločen čas), modelirano kot krogla s polmerom rs, ki je med vsemi simulacijami ostala konstantna pri 85 mm.Bolj podrobno, sferično območje zaključimo s popolnoma usklajenim slojem (PML), ki vsaj zmanjša neželene valove, ki se odbijajo od "namišljenih" meja.Nato smo izbrali polmer rs tako, da je meja sferične domene postavljena dovolj daleč od igle, da ne vpliva na računsko rešitev, in dovolj majhna, da ne vpliva na računske stroške simulacije.
Harmonični vzdolžni premik frekvence f in amplitude A se uporabi za spodnjo mejo geometrije tipala;ta situacija predstavlja vhodni dražljaj, ki se uporablja za simulirano geometrijo.Na preostalih mejah igle (v stiku s tkivom in vodo) velja, da sprejeti model vključuje razmerje med dvema fizikalnima pojavoma, od katerih je eden povezan s strukturno mehaniko (za območje igle) in druga za gradbeno mehaniko.(za acikularni predel), zato so za akustiko (za vodo in acikularni predel) naloženi ustrezni pogoji74.Zlasti majhne vibracije na sedežu igle povzročajo majhne motnje napetosti;torej ob predpostavki, da se igla obnaša kot elastičen medij, lahko vektor pomika U ocenimo iz enačbe elastodinamičnega ravnotežja (Navier)75.Strukturna nihanja igle povzročajo spremembe v vodnem tlaku v njej (ki se v našem modelu šteje za stacionarnega), zaradi česar se zvočni valovi širijo v vzdolžni smeri igle, v bistvu podrejeni Helmholtzovi enačbi76.Končno, ob predpostavki, da so nelinearni učinki v tkivih zanemarljivi in ​​da je amplituda strižnih valov veliko manjša od amplitude tlačnih valov, lahko Helmholtzovo enačbo uporabimo tudi za modeliranje širjenja akustičnih valov v mehkih tkivih.Po tem približku se tkivo obravnava kot tekočina77 z gostoto 1000 kg/m3 in hitrostjo zvoka 1540 m/s (brez upoštevanja frekvencno odvisnih učinkov dušenja).Za povezavo teh dveh fizikalnih polj je treba zagotoviti kontinuiteto normalnega gibanja na meji trdne snovi in ​​tekočine, statično ravnovesje med tlakom in napetostjo pravokotno na mejo trdne snovi ter tangencialno napetost na meji trdne snovi. tekočina mora biti enaka nič.75.
V naši analizi raziskujemo širjenje akustičnih valov vzdolž igle v stacionarnih pogojih, pri čemer se osredotočamo na vpliv geometrije igle na oddajanje valov znotraj tkiva.Zlasti smo raziskali vpliv notranjega premera igle D, dolžine L in poševnega kota α, pri čemer smo debelino t ohranili pri 500 µm za vse proučevane primere.Ta vrednost t je blizu tipične standardne debeline stene 71 za komercialne igle.
Brez izgube splošnosti je bila frekvenca f harmoničnega premika, uporabljenega na dnu igle, enaka 100 kHz, amplituda A pa je bila 1 μm.Zlasti je bila frekvenca nastavljena na 100 kHz, kar je skladno z analitičnimi ocenami, podanimi v razdelku »Analiza sipanja sferičnih tumorskih mas za oceno od rasti odvisnih ultrazvočnih frekvenc«, kjer je bilo ugotovljeno resonančno obnašanje tumorskih mas v frekvenčno območje 50–400 kHz, pri čemer je največja amplituda sipanja koncentrirana pri nižjih frekvencah okoli 100–200 kHz (glej sliko 2).
Prvi proučeni parameter je bil notranji premer D igle.Zaradi udobja je definiran kot celo število dolžine akustičnega valovanja v votlini igle (tj. v vodi λW = 1,5 mm).Dejansko so pojavi širjenja valov v napravah, za katere je značilna določena geometrija (na primer v valovodu), pogosto odvisni od značilne velikosti uporabljene geometrije v primerjavi z valovno dolžino širitvenega vala.Poleg tega smo v prvi analizi, da bi bolje poudarili učinek premera D na širjenje akustičnega valovanja skozi iglo, upoštevali ravno konico in nastavili kot α = 90°.Med to analizo je bila dolžina igle L fiksirana na 70 mm.
Na sl.6a prikazuje povprečno jakost zvoka kot funkcijo parametra brezdimenzijske lestvice SD, tj. D = λW/SD, ovrednoteno v krogli s polmerom 10 mm s središčem na ustrezni konici igle.Parameter skaliranja SD se spreminja od 2 do 6, tj. upoštevamo vrednosti D v razponu od 7,5 mm do 2,5 mm (pri f = 100 kHz).Razpon vključuje tudi standardno vrednost 71 za medicinske igle iz nerjavečega jekla.Kot je bilo pričakovano, notranji premer igle vpliva na intenzivnost zvoka, ki ga oddaja igla, z največjo vrednostjo (1030 W/m2), ki ustreza D = λW/3 (tj. D = 5 mm) in padajočim trendom z zmanjševanjem premer.Upoštevati je treba, da je premer D geometrijski parameter, ki vpliva tudi na invazivnost medicinskega pripomočka, zato tega kritičnega vidika pri izbiri optimalne vrednosti ne smemo zanemariti.Čeprav do zmanjšanja D pride zaradi nižjega prenosa akustične jakosti v tkivih, je za naslednje študije premer D = λW/5, tj. D = 3 mm (ustreza standardu 11G71 pri f = 100 kHz) , velja za razumen kompromis med vsiljivostjo naprave in prepustnostjo jakosti zvoka (povprečno okoli 450 W/m2).
Povprečna jakost zvoka, ki ga oddaja konica igle (šteje se za ravno), odvisno od notranjega premera igle (a), dolžine (b) in kota poševnine α (c).Dolžina v (a, c) je 90 mm, premer v (b, c) pa 3 mm.
Naslednji parameter, ki ga je treba analizirati, je dolžina igle L. Kot v prejšnji študiji primera upoštevamo poševni kot α = 90°, dolžina pa je skalirana kot večkratnik valovne dolžine v vodi, tj. upoštevajmo L = SL λW .Parameter brezdimenzijske skale SL spremenimo s 3 na 7 in tako ocenimo povprečno jakost zvoka, ki ga oddaja konica igle v območju dolžine od 4,5 do 10,5 mm.Ta obseg vključuje tipične vrednosti za komercialne igle.Rezultati so prikazani na sl.6b, ki kaže, da ima dolžina igle, L, velik vpliv na prenos jakosti zvoka v tkivih.Natančneje, optimizacija tega parametra je omogočila izboljšanje prenosa za približno red velikosti.Dejansko v analiziranem območju dolžin povprečna jakost zvoka doseže lokalni maksimum 3116 W/m2 pri SL = 4 (tj. L = 60 mm), drugi pa ustreza SL = 6 (tj. L = 90 mm). mm).
Po analizi vpliva premera in dolžine igle na širjenje ultrazvoka v cilindrični geometriji smo se osredotočili na vpliv poševnega kota na prenos jakosti zvoka v tkivih.Povprečna jakost zvoka, ki izhaja iz konice vlakna, je bila ovrednotena kot funkcija kota α, pri čemer se je njegova vrednost spreminjala od 10° (ostra konica) do 90° (ravna konica).V tem primeru je bil polmer integrirne krogle okoli obravnavane konice igle 20 mm, tako da je bila za vse vrednosti α konica igle vključena v prostornino, izračunano iz povprečja.
Kot je prikazano na sl.6c, ko je konica izostrena, tj. ko se α zmanjša od 90 °, se intenzivnost oddanega zvoka poveča in doseže največjo vrednost približno 1,5 × 105 W/m2, kar ustreza α = 50 °, tj. 2 je za red velikosti višji glede na ravno stanje.Z nadaljnjim ostrenjem konice (tj. pri α pod 50°) se intenzivnost zvoka zmanjšuje in doseže vrednosti, primerljive s sploščeno konico.Kljub temu, da smo za naše simulacije upoštevali širok razpon poševnih kotov, je vredno upoštevati, da je treba ostriti konico, da se olajša vstavljanje igle v tkivo.Dejansko lahko manjši poševni kot (približno 10°) zmanjša silo 78, potrebno za prodiranje v tkivo.
Poleg vrednosti zvočne jakosti, ki se prenaša znotraj tkiva, poševni kot vpliva tudi na smer širjenja valov, kot je prikazano v grafih ravni zvočnega tlaka, prikazanih na sliki 7a (za ravno konico) in 3b (za 10° ).poševna konica), vzporedna Vzdolžna smer je ovrednotena v ravnini simetrije (yz, glej sliko 5).V skrajnih mejah teh dveh premislekov je raven zvočnega tlaka (imenovana 1 µPa) večinoma koncentrirana v votlini igle (tj. v vodi) in seva v tkivo.Natančneje, v primeru ploščate konice (slika 7a) je porazdelitev ravni zvočnega tlaka popolnoma simetrična glede na vzdolžno smer in v vodi, ki polni telo, je mogoče razločiti stoječe valove.Valovanje je usmerjeno vzdolžno (z-os), amplituda doseže največjo vrednost v vodi (približno 240 dB) in pada prečno, kar vodi do slabljenja za približno 20 dB na razdalji 10 mm od središča igle.Kot je bilo pričakovano, uvedba koničaste konice (sl. 7b) prekine to simetrijo in antinode stoječih valov se "odklonijo" glede na konico igle.Očitno ta asimetrija vpliva na intenzivnost sevanja konice igle, kot je opisano prej (slika 6c).Za boljše razumevanje tega vidika je bila akustična jakost ovrednotena vzdolž črte reza, pravokotne na vzdolžno smer igle, ki se nahaja v ravnini simetrije igle in se nahaja na razdalji 10 mm od konice igle ( rezultati na sliki 7c).Natančneje, porazdelitve jakosti zvoka, ocenjene pod poševnimi koti 10°, 20° in 30° (modre, rdeče in zelene polne črte), so primerjali s porazdelitvijo blizu ravnega konca (črne pikčaste krivulje).Zdi se, da je porazdelitev intenzivnosti, povezana z iglami z ravno konico, simetrična glede na središče igle.Zlasti ima vrednost približno 1420 W/m2 v sredini, preliv približno 300 W/m2 na razdalji ~8 mm, nato pa se zmanjša na vrednost približno 170 W/m2 pri ~30 mm .Ko konica postane koničasta, se osrednji reženj razdeli na več reženj z različno intenzivnostjo.Natančneje, ko je bil α 30°, je bilo mogoče tri cvetne liste jasno razločiti v profilu, izmerjenem na 1 mm od konice igle.Osrednja je skoraj v središču igle in ima ocenjeno vrednost 1850 W / m2, višja na desni pa je približno 19 mm od sredine in doseže 2625 W / m2.Pri α = 20° sta 2 glavna režnja: eden na -12 mm pri 1785 W/m2 in en na 14 mm pri 1524 W/m2.Ko se konica izostri in kot doseže 10°, doseže največ 817 W/m2 pri približno -20 mm, ob profilu pa so vidni še trije režnji nekoliko manjše intenzivnosti.
Raven zvočnega tlaka v simetrični ravnini y–z igle z ravnim koncem (a) in poševnim kotom 10° (b).(c) Porazdelitev akustične jakosti, ocenjena vzdolž črte reza, pravokotne na vzdolžno smer igle, na razdalji 10 mm od konice igle in leži v ravnini simetrije yz.Dolžina L je 70 mm, premer D pa 3 mm.
Ti rezultati skupaj kažejo, da je mogoče medicinske igle učinkovito uporabiti za prenos ultrazvoka pri 100 kHz v mehko tkivo.Intenzivnost oddanega zvoka je odvisna od geometrije igle in se lahko optimizira (ob upoštevanju omejitev, ki jih nalaga invazivnost končne naprave) do vrednosti v območju 1000 W/m2 (pri 10 mm).nanesena na dno igle 1. V primeru mikrometrskega odmika se šteje, da je igla v celoti vstavljena v neskončno raztezajoče se mehko tkivo.Predvsem poševni kot močno vpliva na intenziteto in smer širjenja zvočnih valov v tkivu, kar vodi predvsem v pravokotnost reza konice igle.
Da bi podprli razvoj novih strategij zdravljenja tumorjev, ki temeljijo na uporabi neinvazivnih medicinskih tehnik, smo analitično in računsko analizirali širjenje nizkofrekvenčnega ultrazvoka v tumorskem okolju.Zlasti v prvem delu študije nam je začasna elastodinamična rešitev omogočila preučevanje sipanja ultrazvočnih valov v čvrstih tumorskih sferoidih znane velikosti in togosti, da bi preučili frekvenčno občutljivost mase.Nato so bile izbrane frekvence reda stotin kilohercev in lokalna uporaba vibracijskega stresa v tumorskem okolju z uporabo medicinske igle je bila modelirana v numerični simulaciji s proučevanjem vpliva glavnih konstrukcijskih parametrov, ki določajo prenos akustičnega moč instrumenta za okolje.Rezultati kažejo, da se medicinske igle lahko učinkovito uporabljajo za obsevanje tkiv z ultrazvokom, njegova intenzivnost pa je tesno povezana z geometrijskim parametrom igle, imenovanim delovna akustična valovna dolžina.Dejstvo je, da intenzivnost obsevanja skozi tkivo narašča s povečanjem notranjega premera igle in doseže največjo vrednost, ko je premer trikrat večji od valovne dolžine.Dolžina igle zagotavlja tudi določeno stopnjo svobode za optimizacijo osvetlitve.Slednji rezultat je dejansko največji, ko je dolžina igle nastavljena na določen večkratnik delovne valovne dolžine (natančneje 4 in 6).Zanimivo je, da so za želeno frekvenčno območje optimizirane vrednosti premera in dolžine blizu tistih, ki se običajno uporabljajo za standardne komercialne igle.Poševni kot, ki določa ostrino igle, vpliva tudi na emisivnost, saj doseže vrh pri približno 50° in zagotavlja dobro delovanje pri približno 10°, ki se običajno uporablja za komercialne igle..Rezultati simulacije bodo uporabljeni za usmerjanje izvajanja in optimizacije bolnišnične diagnostične platforme z intraneedle, ki bo povezovala diagnostični in terapevtski ultrazvok z drugimi terapevtskimi rešitvami v napravi in ​​izvajala skupne intervencije natančne medicine.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. in Kopp MV Kaj je natančna medicina?Eur, tujina.Revija 50, 1700391 (2017).
Collins, FS in Varmus, H. Nove pobude v natančni medicini.N. inž.J. Medicina.372, 793–795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK in Wang, MD.Informatika biomedicinskega slikanja v dobi natančne medicine: dosežki, izzivi in ​​priložnosti.marmeladazdravilo.informirati.Docent.20(6), 1010–1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Precizna onkologija: pregled.J. Klinični.Oncol.31, 1803–1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S. in Salem, A. Izboljšanje terapije glioblastoma (GBM) z uporabo sistema za dostavo na osnovi nanodelcev.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G in von Daimling A. Glioblastoma: patologija, molekularni mehanizmi in markerji.Acta Nevropatologija.129 (6), 829–848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM in Berger, MS Trenutne in prihodnje strategije za zdravljenje glioma.nevrokirurgija.Ed.40, 1–14 (2017).