Ďakujeme, že ste navštívili Nature.com.Používate verziu prehliadača s obmedzenou podporou CSS.Pre najlepší zážitok vám odporúčame použiť aktualizovaný prehliadač (alebo vypnúť režim kompatibility v programe Internet Explorer).Okrem toho, aby sme zabezpečili nepretržitú podporu, zobrazujeme stránku bez štýlov a JavaScriptu.
Posúvače zobrazujúce tri články na snímke.Na posúvanie medzi snímkami použite tlačidlá späť a ďalej, na posúvanie sa po jednotlivých snímkach použite tlačidlá ovládača posúvania na konci.
Vychádzajúc z interdisciplinárneho prieniku fyziky a biologických vied, diagnostické a terapeutické stratégie založené na presnej medicíne priťahujú v poslednom čase značnú pozornosť z dôvodu praktickej využiteľnosti nových inžinierskych metód v mnohých oblastiach medicíny, najmä v onkológii.V tomto rámci priťahuje čoraz väčšiu pozornosť vedcov z celého sveta použitie ultrazvuku na napadnutie rakovinových buniek v nádoroch s cieľom spôsobiť možné mechanické poškodenie v rôznych mierkach.Berúc do úvahy tieto faktory, na základe elastodynamických časovacích riešení a numerických simulácií uvádzame predbežnú štúdiu počítačovej simulácie šírenia ultrazvuku v tkanivách s cieľom vybrať vhodné frekvencie a výkony lokálnym ožiarením.Nová diagnostická platforma pre laboratórnu technológiu On-Fiber, nazývaná nemocničná ihla a už patentovaná.Verí sa, že výsledky analýzy a súvisiace biofyzikálne poznatky by mohli pripraviť cestu pre nové integrované diagnostické a terapeutické prístupy, ktoré by v budúcnosti mohli hrať ústrednú úlohu pri aplikácii presnej medicíny, čerpajúc z oblastí fyziky.Začína rastúca synergia medzi biológiou.
S optimalizáciou veľkého množstva klinických aplikácií sa postupne začala objavovať potreba znižovať vedľajšie účinky na pacientov.Na tento účel sa presná medicína 1, 2, 3, 4, 5 stala strategickým cieľom znížiť dávku liekov dodávaných pacientom, pričom sa v podstate riadia dvoma hlavnými prístupmi.Prvá je založená na liečbe navrhnutej podľa genomického profilu pacienta.Druhý, ktorý sa stáva zlatým štandardom v onkológii, má za cieľ vyhnúť sa postupom systémového podávania liečiva tým, že sa snaží uvoľniť malé množstvo liečiva, pričom súčasne zvyšuje presnosť pomocou lokálnej terapie.Konečným cieľom je eliminovať alebo aspoň minimalizovať negatívne účinky mnohých terapeutických prístupov, ako je chemoterapia alebo systémové podávanie rádionuklidov.V závislosti od typu rakoviny, lokalizácie, dávky žiarenia a ďalších faktorov môže mať aj radiačná terapia vysoké riziko pre zdravé tkanivo.Pri liečbe glioblastómu6,7,8,9 operácia úspešne odstraňuje základnú rakovinu, ale aj pri absencii metastáz môže byť prítomných veľa malých rakovinových infiltrátov.Ak nie sú úplne odstránené, nové rakovinové masy môžu rásť v relatívne krátkom čase.V tejto súvislosti je ťažké aplikovať vyššie uvedené stratégie presnej medicíny, pretože tieto infiltráty sa ťažko detegujú a šíria na veľkej ploche.Tieto bariéry bránia konečným výsledkom v prevencii akejkoľvek recidívy pomocou presnej medicíny, takže v niektorých prípadoch sú preferované systémové metódy podávania, hoci použité lieky môžu mať veľmi vysokú úroveň toxicity.Na prekonanie tohto problému by ideálnym liečebným prístupom bolo použitie minimálne invazívnych stratégií, ktoré môžu selektívne napadnúť rakovinové bunky bez ovplyvnenia zdravého tkaniva.Vo svetle tohto argumentu sa ako možné riešenie javí použitie ultrazvukových vibrácií, ktoré preukázateľne ovplyvňujú rakovinové a zdravé bunky odlišne, a to ako v jednobunkových systémoch, tak aj v mezomerických heterogénnych zhlukoch.
Z mechanistického hľadiska majú zdravé a rakovinové bunky v skutočnosti rôzne prirodzené rezonančné frekvencie.Táto vlastnosť je spojená s onkogénnymi zmenami mechanických vlastností cytoskeletálnej štruktúry rakovinových buniek12,13, pričom nádorové bunky sú v priemere viac deformovateľné ako normálne bunky.Pri optimálnej voľbe ultrazvukovej frekvencie na stimuláciu teda môžu vibrácie indukované vo vybraných oblastiach spôsobiť poškodenie živých rakovinových štruktúr, čím sa minimalizuje dopad na zdravé prostredie hostiteľa.Tieto ešte nie úplne pochopené účinky môžu zahŕňať deštrukciu určitých bunkových štrukturálnych komponentov v dôsledku vysokofrekvenčných vibrácií vyvolaných ultrazvukom (v princípe veľmi podobné litotrypsii14) a poškodenie buniek v dôsledku javu podobného mechanickej únave, čo zase môže zmeniť bunkovú štruktúru. .programovanie a mechanobiológia.Aj keď sa toto teoretické riešenie javí ako veľmi vhodné, bohužiaľ ho nemožno použiť v prípadoch, keď anechoické biologické štruktúry bránia priamej aplikácii ultrazvuku napríklad pri intrakraniálnych aplikáciách kvôli prítomnosti kosti a niektoré masy nádoru prsníka sú lokalizované v tukovom tkanive. tkaniva.Útlm môže obmedziť miesto potenciálneho terapeutického účinku.Na prekonanie týchto problémov sa musí ultrazvuk aplikovať lokálne so špeciálne navrhnutými prevodníkmi, ktoré môžu dosiahnuť ožiarené miesto čo najmenej invazívne.S ohľadom na to sme uvažovali o možnosti využitia nápadov súvisiacich s možnosťou vytvorenia inovatívnej technologickej platformy s názvom „ihlová nemocnica“15.Koncept „Nemocnica v ihle“ zahŕňa vývoj minimálne invazívneho medicínskeho nástroja pre diagnostické a terapeutické aplikácie, ktorý je založený na kombinácii rôznych funkcií v jednej lekárskej ihle.Ako je podrobnejšie popísané v časti Hospital Needle, toto kompaktné zariadenie je založené predovšetkým na výhodách 16, 17, 18, 19, 20, 21 optických sond, ktoré sú vďaka svojim vlastnostiam vhodné na vloženie do štandardných 20 lekárske ihly, 22 lúmenov.Využitím flexibility, ktorú poskytuje technológia Lab-on-Fiber (LOF)23, sa vlákno efektívne stáva jedinečnou platformou pre miniaturizované diagnostické a terapeutické zariadenia pripravené na použitie, vrátane zariadení na biopsiu tekutín a biopsiu tkaniva.v biomolekulárnej detekcii24,25, svetlom vedenom lokálnom podávaní liečiv26,27, vysokopresnom lokálnom ultrazvukovom zobrazovaní28, tepelnej terapii29,30 a identifikácii rakovinového tkaniva na základe spektroskopie31.V rámci tohto konceptu pomocou lokalizačného prístupu založeného na zariadení „ihla v nemocnici“ skúmame možnosť optimalizácie lokálnej stimulácie rezidentných biologických štruktúr pomocou šírenia ultrazvukových vĺn cez ihly na excitáciu ultrazvukových vĺn v oblasti záujmu..Terapeutický ultrazvuk nízkej intenzity je teda možné aplikovať priamo do rizikovej oblasti s minimálnou invazivitou pre sonikáciu buniek a malých pevných útvarov v mäkkých tkanivách, keďže v prípade spomínanej intrakraniálnej chirurgie je potrebné vložiť malý otvor do lebky pomocou ihla.Inšpirovaný nedávnymi teoretickými a experimentálnymi výsledkami, ktoré naznačujú, že ultrazvuk môže zastaviť alebo oddialiť vývoj určitých druhov rakoviny,32,33,34 navrhovaný prístup môže pomôcť vyriešiť, aspoň v zásade, kľúčové kompromisy medzi agresívnymi a liečebnými účinkami.S ohľadom na tieto úvahy v tomto článku skúmame možnosť použitia ihlového zariadenia v nemocnici na minimálne invazívnu ultrazvukovú terapiu rakoviny.Presnejšie povedané, v časti Analýza rozptylu sférických nádorových hmôt na odhadovanie ultrazvukovej frekvencie závislej od rastu používame osvedčené elastodynamické metódy a teóriu akustického rozptylu na predpovedanie veľkosti sférických pevných nádorov rastúcich v elastickom médiu.tuhosť, ktorá sa vyskytuje medzi nádorom a hostiteľským tkanivom v dôsledku rastom vyvolanej prestavby materiálu.Po opísaní nášho systému, ktorý nazývame časť „Nemocnica v ihle“, v časti „Nemocnica v ihle“ analyzujeme šírenie ultrazvukových vĺn cez lekárske ihly pri predpokladaných frekvenciách a ich numerický model ožaruje prostredie na štúdium. hlavné geometrické parametre (skutočný vnútorný priemer, dĺžka a ostrosť ihly), ovplyvňujúce prenos akustického výkonu nástroja.Vzhľadom na potrebu vyvinúť nové inžinierske stratégie pre presnú medicínu sa predpokladá, že navrhovaná štúdia by mohla pomôcť vyvinúť nový nástroj na liečbu rakoviny založený na použití ultrazvuku dodávaného prostredníctvom integrovanej terapeutickej platformy, ktorá integruje ultrazvuk s inými riešeniami.Kombinované, ako je cielené podávanie liekov a diagnostika v reálnom čase v rámci jednej ihly.
Efektívnosť poskytovania mechanistických stratégií na liečbu lokalizovaných solídnych nádorov pomocou ultrazvukovej (ultrazvukovej) stimulácie bola cieľom viacerých prác zaoberajúcich sa teoreticky aj experimentálne vplyvom ultrazvukových vibrácií nízkej intenzity na jednobunkové systémy 10, 11, 12 , 32, 33, 34, 35, 36 Pomocou viskoelastických modelov niekoľko výskumníkov analyticky preukázalo, že nádorové a zdravé bunky vykazujú rôzne frekvenčné odozvy charakterizované odlišnými rezonančnými vrcholmi v rozsahu US 10,11,12.Tento výsledok naznačuje, že v zásade môžu byť nádorové bunky selektívne napadnuté mechanickými stimulmi, ktoré zachovávajú hostiteľské prostredie.Toto správanie je priamym dôsledkom kľúčového dôkazu, že vo väčšine prípadov sú nádorové bunky tvárnejšie ako zdravé bunky, čo môže zvýšiť ich schopnosť proliferovať a migrovať37,38,39,40.Na základe výsledkov získaných s jednotlivými bunkovými modelmi, napr. na mikroúrovni, bola selektivita rakovinových buniek demonštrovaná aj na mezomeradle prostredníctvom numerických štúdií harmonických reakcií heterogénnych bunkových agregátov.Poskytujúc rozdielne percento rakovinových buniek a zdravých buniek, boli hierarchicky postavené mnohobunkové agregáty s veľkosťou stoviek mikrometrov.Na mezoúrovni týchto agregátov sa zachovávajú niektoré zaujímavé mikroskopické znaky v dôsledku priamej implementácie hlavných štruktúrnych prvkov, ktoré charakterizujú mechanické správanie jednotlivých buniek.Najmä každá bunka používa architektúru založenú na tensegrity na napodobňovanie odozvy rôznych predpätých cytoskeletálnych štruktúr, čím ovplyvňuje ich celkovú tuhosť12, 13.Teoretické predpovede a in vitro experimenty z vyššie uvedenej literatúry priniesli povzbudivé výsledky, naznačujúce potrebu študovať citlivosť nádorových hmôt na nízkointenzívny terapeutický ultrazvuk (LITUS), pričom rozhodujúce je posúdenie frekvencie ožarovania nádorových hmôt.pozíciu LITUS pre aplikáciu na mieste.
Na úrovni tkaniva sa však submakroskopický popis jednotlivých komponentov nevyhnutne stratí a vlastnosti nádorového tkaniva možno vysledovať pomocou sekvenčných metód na sledovanie rastu hmoty a procesov remodelácie vyvolaných stresom, berúc do úvahy makroskopické účinky rast.-indukované zmeny elasticity tkaniva na stupnici 41,42.Na rozdiel od jednobunkových a agregátových systémov totiž masívne nádorové hmoty rastú v mäkkých tkanivách v dôsledku postupnej akumulácie aberantných zvyškových napätí, ktoré menia prirodzené mechanické vlastnosti v dôsledku zvýšenia celkovej intratumorálnej rigidity a nádorová skleróza sa často stáva určujúcim faktorom detekcia nádoru.
S ohľadom na tieto úvahy tu analyzujeme sonodynamickú odpoveď nádorových sféroidov modelovaných ako elastické sférické inklúzie rastúce v normálnom tkanivovom prostredí.Presnejšie, elastické vlastnosti spojené so štádiom nádoru boli stanovené na základe teoretických a experimentálnych výsledkov získaných niektorými autormi v predchádzajúcej práci.Spomedzi nich bol študovaný vývoj sféroidov pevných nádorov pestovaných in vivo v heterogénnych médiách aplikáciou nelineárnych mechanických modelov 41, 43, 44 v kombinácii s medzidruhovou dynamikou na predpovedanie vývoja nádorových hmôt a súvisiaceho intratumorálneho stresu.Ako bolo uvedené vyššie, rast (napr. neelastické predťahovanie) a zvyškové napätie spôsobujú progresívnu remodeláciu vlastností materiálu nádoru, čím sa mení aj jeho akustická odozva.Je dôležité poznamenať, že v ref.41 koevolúcia rastu a solídneho stresu v nádoroch bola preukázaná v experimentálnych kampaniach na zvieracích modeloch.Najmä porovnanie tuhosti hmôt nádoru prsníka resekovaných v rôznych štádiách s tuhosťou získanou reprodukovaním podobných podmienok in silico na sférickom modeli konečných prvkov s rovnakými rozmermi a pri zohľadnení predpokladaného poľa zvyškového napätia potvrdilo navrhovanú metódu platnosť modelu..V tejto práci sú predtým získané teoretické a experimentálne výsledky použité na vývoj novej vyvinutej terapeutickej stratégie.Predovšetkým sa tu vypočítali predpokladané veľkosti so zodpovedajúcimi vlastnosťami evolučnej rezistencie, ktoré sa teda použili na odhad frekvenčných rozsahov, na ktoré sú hmoty nádorov zabudované v hostiteľskom prostredí citlivejšie.Za týmto účelom sme teda skúmali dynamické správanie nádorovej hmoty v rôznych štádiách, braných v rôznych štádiách, berúc do úvahy akustické indikátory v súlade so všeobecne akceptovaným princípom rozptylu v reakcii na ultrazvukové podnety a zvýraznením možných rezonančných javov sféroidu. .v závislosti od nádoru a hostiteľa Rozdiely v tuhosti medzi tkanivami závislé od rastu.
Nádorové hmoty boli teda modelované ako elastické gule s polomerom \(a\) v okolitom elastickom prostredí hostiteľa na základe experimentálnych údajov ukazujúcich, ako objemné malígne štruktúry rastú in situ v guľovitých tvaroch.S odkazom na obrázok 1, s použitím sférických súradníc \(\{ r,\theta,\varphi \}\) (kde \(\theta\) a \(\varphi\) predstavujú uhol anomálie a uhol azimutu, nádorová doména zaberá Oblasť vnorenú do zdravého priestoru \({\mathcal {V}}_{T}=\{ (r,\theta ,\varphi ):r\le a\}\) neohraničená oblasť \({\mathcal { V} }_{H} = \{ (r,\theta,\varphi):r > a\}\).S odvolaním sa na doplnkové informácie (SI) pre úplný popis matematického modelu založeného na dobre zavedenom elastodynamickom základe uvedenom v mnohých literatúrach45, 46, 47, 48 tu uvažujeme o probléme charakterizovanom režimom osovej oscilácie.Tento predpoklad znamená, že všetky premenné v rámci nádoru a zdravých oblastí sú nezávislé od azimutálnej súradnice \(\varphi\) a že v tomto smere nenastáva žiadne skreslenie.V dôsledku toho je možné polia posunutia a napätia získať z dvoch skalárnych potenciálov \(\phi = \hat{\phi}\left( {r,\theta} \right)e^{{ – i \omega {\kern 1pt } t }}\) a \(\chi = \hat{\chi }\left( {r,\theta } \right)e^{{ – i\omega {\kern 1pt} t }}\) , sú súvisiaci s pozdĺžnou vlnou a šmykovou vlnou, čas zhody t medzi rázom \(\theta \) a uhlom medzi smerom dopadajúcej vlny a polohovým vektorom \({\mathbf {x))\) ( ako je znázornené na obrázku 1) a \(\omega = 2\pi f\) predstavuje uhlovú frekvenciu.Najmä dopadajúce pole je modelované rovinnou vlnou \(\phi_{H}^{(in)}\) (tiež zavedenou v sústave SI v rovnici (A.9)) šíriacou sa do objemu telesa. podľa zákonného vyjadrenia
kde \(\phi_{0}\) je parameter amplitúdy.Sférická expanzia dopadajúcej rovinnej vlny (1) pomocou sférickej vlnovej funkcie je štandardným argumentom:
Kde \(j_{n}\) je sférická Besselova funkcia prvého druhu rádu \(n\) a \(P_{n}\) je Legendreov polynóm.Časť dopadajúcej vlny investičnej sféry je rozptýlená v okolitom médiu a prekrýva dopadajúce pole, zatiaľ čo druhá časť je rozptýlená vo vnútri sféry, čím prispieva k jej vibrácii.Na tento účel použite harmonické riešenia vlnovej rovnice \(\nabla^{2} \hat{\phi } + k_{1}^{2} {\mkern 1mu} \hat{\phi } = 0\,\ ) a \ (\ nabla^{2} {\mkern 1mu} \hat{\chi } + k_{2}^{2} \hat{\chi } = 0\), ktoré poskytuje napríklad Eringen45 (pozri aj SI ) môže naznačovať nádor a zdravé oblasti.Najmä rozptýlené expanzné vlny a izovolumické vlny generované v hostiteľskom médiu \(H\) pripúšťajú svoje príslušné potenciálne energie:
Spomedzi nich sa sférická Hankelova funkcia prvého druhu \(h_{n}^{(1)}\) používa na zváženie odchádzajúcej rozptýlenej vlny a \(\alpha_{n}\) a \(\beta_{ n}\) sú neznáme koeficienty.v rovnici.V rovniciach (2)–(4) výrazy \(k_{H1}\) a \(k_{H2}\) označujú vlnové čísla zriedenia a priečnych vĺn v hlavnej oblasti tela ( pozri SI).Kompresné polia vo vnútri nádoru a posuny majú tvar
Kde \(k_{T1}\) a \(k_{T2}\) predstavujú pozdĺžne a priečne vlnové čísla v oblasti nádoru a neznáme koeficienty sú \(\gamma_{n} {\mkern 1mu}\) , \(\ eta_{n} {\mkern 1mu}\).Na základe týchto výsledkov sú nenulové zložky radiálneho a obvodového posunu charakteristické pre zdravé oblasti v uvažovanom probléme, ako napríklad \(u_{Hr}\) a \(u_{H\theta}\) (\(u_{ H\ varphi }\ ) predpoklad symetrie už nie je potrebný) — dá sa získať zo vzťahu \(u_{Hr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi ) } \right) + k_}^{2 } {\mkern 1mu} r\chi\) a \(u_{H\theta} = r^{- 1} \partial_{\theta} \left({\phi + \partial_{r } ( r\chi ) } \right)\) vytvorením \(\phi = \phi_{H}^{(in)} + \phi_{H}^{(s)}\) a \ (\chi = \chi_ {H}^ {(s)}\) (pozri SI pre podrobné matematické odvodenie).Podobne nahradenie \(\phi = \phi_{T}^{(s)}\) a \(\chi = \chi_{T}^{(s)}\) vráti {Tr} = \partial_{r} \left( {\phi + \partial_{r} (r\chi)} \right) + k_{T2}^{2} {\mkern 1mu} r\chi\) a \(u_{T\theta} = r^{-1}\čiastočné _{\theta }\vľavo({\phi +\čiastočné_{r}(r\chi )}\vpravo)\).
(vľavo) Geometria sférického nádoru pestovaného v zdravom prostredí, cez ktoré sa šíri dopadové pole, (vpravo) Zodpovedajúci vývoj pomeru tuhosti nádoru a hostiteľa ako funkcia polomeru nádoru, uvádzané údaje (upravené podľa Carotenuto et al. 41) z kompresných testov in vitro boli získané zo solídnych nádorov prsníka inokulovaných bunkami MDA-MB-231.
Za predpokladu lineárnych elastických a izotropných materiálov sa nenulové zložky napätia v zdravých a nádorových oblastiach, tj \(\sigma_{Hpq}\) a \(\sigma_{Tpq}\) riadia zovšeobecneným Hookovým zákonom, keďže existuje sú rôzne Lamé moduli , ktoré charakterizujú elasticitu hostiteľa a nádoru, označované ako \(\{ \mu_{H},\,\lambda_{H} \}\) a \(\{ \mu_{T},\, \lambda_ {T} \ }\) (pozri rovnicu (A.11) pre úplné vyjadrenie zložiek napätia reprezentovaných v SI).Najmä podľa údajov v odkaze 41 a uvedených na obrázku 1 rastúce nádory vykazovali zmenu v konštantách elasticity tkaniva.Posuny a napätia v oblasti hostiteľa a nádoru sú teda určené úplne až po množinu neznámych konštánt \({{ \varvec{\upxi}}}}_{n} = \{ \alpha_{n} ,{\mkern 1mu } \ beta_{ n} {\mkern 1mu} \gamma_{n} ,\eta_{n} \}\ ) má teoreticky nekonečné rozmery.Na nájdenie týchto vektorov koeficientov sa zavedú vhodné rozhrania a hraničné podmienky medzi nádorom a zdravými oblasťami.Za predpokladu dokonalej väzby na rozhraní nádor-hostiteľ \(r = a\), kontinuita posunov a napätí vyžaduje nasledujúce podmienky:
Sústava (7) tvorí sústavu rovníc s nekonečnými riešeniami.Okrem toho bude každá okrajová podmienka závisieť od anomálie \(\theta\).Zmenšiť problém okrajových hodnôt na úplný algebraický problém s \(N\) množinami uzavretých systémov, z ktorých každý je neznámy \({{\varvec{\upxi}}}_{n} = \{ \alpha_ {n},{ \mkern 1mu} \beta_{n} {\mkern 1mu} \gamma_{n}, \eta_{n} \}_{n = 0,…,N}\) (s \ ( N \ do \infty \), teoreticky), a aby sa eliminovala závislosť rovníc na goniometrických členoch, podmienky rozhrania sa zapisujú v slabej forme pomocou ortogonality Legendreových polynómov.Najmä rovnica (7)1,2 a (7)3,4 sa vynásobí \(P_{n} \left( {\cos \theta} \right)\) a \(P_{n}^{ 1} \left( { \cos\theta}\right)\) a potom integrovať medzi \(0\) a \(\pi\) pomocou matematických identít:
Podmienka rozhrania (7) teda vracia systém kvadratických algebraických rovníc, ktorý možno vyjadriť v maticovom tvare ako \({\mathbb{D}}_{n} (a) \cdot {{\varvec{\upxi }} } _{ n} = {\mathbf{q}}_{n} (a)\) a získajte neznáme \({{\varvec{\upxi}}}_{n}\) vyriešením Cramerovho pravidla .
Na odhad toku energie rozptýlenej guľou a získanie informácií o jej akustickej odozve na základe údajov o rozptýlenom poli šíriacom sa v hostiteľskom médiu je zaujímavá akustická veličina, ktorou je normalizovaný prierez bistatického rozptylu.Konkrétne, prierez rozptylu, označovaný \(s), vyjadruje pomer medzi akustickým výkonom prenášaným rozptýleným signálom a deľbou energie prenášanej dopadajúcou vlnou.V tomto ohľade je veľkosť tvarovej funkcie \(\left| {F_{\infty} \left(\theta \right)} \right|^{2}\) často používanou veličinou pri štúdiu akustických mechanizmov. vložené do kvapaliny alebo tuhej látky Rozptyľovanie predmetov v sedimente.Presnejšie povedané, amplitúda tvarovej funkcie je definovaná ako prierez diferenciálneho rozptylu \(ds\) na jednotku plochy, ktorý sa líši normálou k smeru šírenia dopadajúcej vlny:
kde \(f_{n}^{pp}\) a \(f_{n}^{ps}\) označujú modálnu funkciu, ktorá sa týka pomeru mocnín pozdĺžnej vlny a rozptýlenej vlny vzhľadom na dopadajúce P-vlny v prijímacom médiu sú uvedené s nasledujúcimi výrazmi:
Čiastočné vlnové funkcie (10) možno študovať nezávisle v súlade s teóriou rezonančného rozptylu (RST)49,50,51,52, ktorá umožňuje oddeliť cieľovú elasticitu od celkového rozptylového poľa pri štúdiu rôznych módov.Podľa tejto metódy možno funkciu modálneho tvaru rozložiť na súčet dvoch rovnakých častí, konkrétne \(f_{n} = f_{n}^{(res)} + f_{n}^{(b)}\ ) súvisia s amplitúdami rezonančného a nerezonančného pozadia.Tvarová funkcia rezonančného módu súvisí s odozvou cieľa, zatiaľ čo pozadie zvyčajne súvisí s tvarom rozptylky.Ak chcete zistiť prvý formant cieľa pre každý režim, amplitúda funkcie tvaru modálnej rezonancie \(\left| {f_{n}^{(res)} \left( \theta \right)} \right|\ ) sa vypočíta za predpokladu tvrdého pozadia pozostávajúceho z nepreniknuteľných guľôčok v elastickom hostiteľskom materiáli.Táto hypotéza je motivovaná skutočnosťou, že vo všeobecnosti sa tuhosť aj hustota zvyšujú s rastom hmoty nádoru v dôsledku zvyškového tlakového napätia.Preto sa pri silnej úrovni rastu očakáva, že impedančný pomer \(\rho_{T} c_{1T} /\rho_{H} c_{1H}\) bude väčší ako 1 pre väčšinu makroskopických solídnych nádorov vyvíjajúcich sa v mäkkých tkanív.Napríklad Krouskop a spol.53 uvádza pomer rakovinového a normálneho modulu asi 4 pre tkanivo prostaty, zatiaľ čo táto hodnota sa zvýšila na 20 pre vzorky tkaniva prsníka.Tieto vzťahy nevyhnutne menia akustickú impedanciu tkaniva, ako to dokazuje aj elastografická analýza54,55,56, a môžu súvisieť s lokalizovaným zhrubnutím tkaniva spôsobeným hyperproliferáciou nádoru.Tento rozdiel bol tiež pozorovaný experimentálne s jednoduchými kompresnými testami blokov nádoru prsníka pestovaných v rôznych štádiách32 a remodeláciu materiálu možno dobre sledovať pomocou prediktívnych medzidruhových modelov nelineárne rastúcich nádorov43,44.Získané údaje o tuhosti priamo súvisia s vývojom Youngovho modulu solídnych nádorov podľa vzorca \(E_{T} = S\left( {1 – \nu ^{2} } \right)/a\sqrt \ varepsilon\ )( gule s polomerom \(a\), tuhosťou \(S\) a Poissonovým pomerom \(\nu\) medzi dvoma tuhými doskami 57, ako je znázornené na obrázku 1).Je teda možné získať merania akustickej impedancie nádoru a hostiteľa pri rôznych úrovniach rastu.Konkrétne, v porovnaní s modulom normálneho tkaniva rovným 2 kPa na obr. 1, modul pružnosti nádorov prsníka v objemovom rozsahu asi 500 až 1250 mm3 viedol k zvýšeniu z asi 10 kPa na 16 kPa, čo je v súlade s nahlásenými údajmi.v odkazoch 58, 59 sa zistilo, že tlak vo vzorkách prsného tkaniva je 0,25–4 kPa s miznúcou predkompresiou.Predpokladajme tiež, že Poissonov pomer takmer nestlačiteľného tkaniva je 41,60, čo znamená, že hustota tkaniva sa pri zvyšovaní objemu výrazne nemení.Používa sa najmä priemerná hustota hromadného osídlenia \(\rho = 945\,{\text{kg}}\,{\text{m}}^{ – 3}\)61.S týmito úvahami môže tuhosť nadobudnúť režim na pozadí pomocou nasledujúceho výrazu:
Kde neznámu konštantu \(\widehat{{{\varvec{\upxi))))_{n} = \{\delta_{n} ,\upsilon_{n} \}\) možno vypočítať s prihliadnutím na spojitosť bias ( 7 )2,4, teda riešením algebraického systému \(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) \cdot \widehat{({\varvec{\upxi}} } } _{n } = \widehat{{\mathbf{q}}}_{n} (a)\) zahŕňajúce maloletých\(\widehat{{\mathbb{D}}}_{n} (a) = \ { { \ mathbb{D}}_{n} (a)\}_{{\{ (1,3),(1,3)\} }}\) a zodpovedajúci zjednodušený stĺpcový vektor\(\widehat { {\mathbf {q}}}_{n} (а)\ Poskytuje základné znalosti v rovnici (11), dve amplitúdy funkcie rezonančného režimu spätného rozptylu \(\left| {f_{n}^{{). \left( {res} \right)\,pp}} \left( \theta \right)} \right| = \left|{f_{n}^{pp} \left( \theta \right) – f_{ n}^{pp(b)} \left( \theta \right)} \right|\) a \( \left|{f_{n}^{{\left( {res} \right)\,ps} } \left( \theta \right)} \right|= \left|{f_{n}^{ps} \left( \theta \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( \ theta \right)} \right|\) sa týka excitácie P-vlny a odrazu P- a S-vlny.Ďalej bola prvá amplitúda odhadnutá ako \(\theta = \pi\) a druhá amplitúda bola odhadnutá ako \(\theta = \pi/4\).Načítaním rôznych vlastností zloženia.Obrázok 2 ukazuje, že rezonančné znaky nádorových sféroidov do priemeru asi 15 mm sú sústredené hlavne vo frekvenčnom pásme 50-400 kHz, čo naznačuje možnosť použitia nízkofrekvenčného ultrazvuku na vyvolanie rezonančnej excitácie nádoru.bunky.Veľa.V tomto frekvenčnom pásme odhalila analýza RST jednorežimové formanty pre režimy 1 až 6, zvýraznené na obrázku 3. Tu pp- aj ps-rozptýlené vlny ukazujú formanty prvého typu, vyskytujúce sa pri veľmi nízkych frekvenciách, ktoré sa zvyšujú od približne 20 kHz pre režim 1 až približne 60 kHz pre n = 6, čo nevykazuje žiadny významný rozdiel v polomere gule.Rezonančná funkcia ps potom klesá, zatiaľ čo kombinácia pp formantov s veľkou amplitúdou poskytuje periodicitu asi 60 kHz, čo ukazuje vyšší frekvenčný posun so zvyšujúcim sa číslom režimu.Všetky analýzy sa uskutočnili pomocou výpočtového softvéru Mathematica®62.
Funkcie spätného rozptylu získané z modulu nádorov prsníka rôznych veľkostí sú znázornené na obr. 1, kde sú zvýraznené pásy s najvyšším rozptylom, berúc do úvahy superpozíciu režimov.
Rezonancie vybraných módov od \(n = 1\) do \(n = 6\), vypočítané na základe excitácie a odrazu P-vlny pri rôznych veľkostiach nádoru (čierne krivky z \(\left | {f_{ n} ^ {{\ left( {res} \right)\,pp}} \left( \pi \right)} \right| = \left| {f_{n}^{pp} \left ( \pi \ right) –. f_{n }^{pp(b)} \left( \pi \right)} \right|\)) a budenie P-vlny a odraz S-vlny (sivé krivky dané funkciou modálneho tvaru \( \left | { f_{n }^{{\left( {res} \right)\,ps}} \left( {\pi /4} \right)} \right = \left|. \left( {\pi /4} \right) – f_{n}^{ps(b)} \left( {\pi /4} \right)} \right |\)).
Výsledky tejto predbežnej analýzy využívajúce podmienky šírenia vo vzdialenom poli môžu viesť k výberu frekvencií pohonu špecifických pre pohon v nasledujúcich numerických simuláciách na štúdium vplyvu mikrovibračného napätia na hmotnosť.Výsledky ukazujú, že kalibrácia optimálnych frekvencií môže byť špecifická pre štádium počas rastu nádoru a môže sa určiť pomocou výsledkov rastových modelov na stanovenie biomechanických stratégií používaných pri liečbe chorôb na správne predpovedanie remodelácie tkaniva.
Významný pokrok v nanotechnológii vedie vedeckú komunitu k hľadaniu nových riešení a metód na vývoj miniaturizovaných a minimálne invazívnych medicínskych zariadení pre aplikácie in vivo.V tejto súvislosti technológia LOF preukázala pozoruhodnú schopnosť rozšíriť možnosti optických vlákien, čo umožnilo vývoj nových minimálne invazívnych optických zariadení pre aplikácie biologických vied21, 63, 64, 65. Myšlienka integrácie 2D a 3D materiálov s požadovanými chemickými, biologickými a optickými vlastnosťami na stranách 25 a/alebo koncoch 64 optických vlákien s úplným priestorovým riadením v nanomierke vedie k vzniku novej triedy nanooptód z optických vlákien.má široké spektrum diagnostických a terapeutických funkcií.Zaujímavé je, že vďaka svojim geometrickým a mechanickým vlastnostiam (malý prierez, veľký pomer strán, flexibilita, nízka hmotnosť) a biokompatibilite materiálov (zvyčajne skla alebo polymérov) sú optické vlákna vhodné na vkladanie do ihiel a katétrov.Lekárske aplikácie20, ktoré pripravujú pôdu pre novú víziu „nemocnice s ihlou“ (pozri obrázok 4).
V skutočnosti vďaka stupňom voľnosti poskytovaným technológiou LOF, využitím integrácie mikro- a nanoštruktúr vyrobených z rôznych kovových a / alebo dielektrických materiálov, môžu byť optické vlákna správne funkcionalizované pre špecifické aplikácie, ktoré často podporujú budenie v rezonančnom režime.Svetelné pole 21 je silne umiestnené.Zadržiavanie svetla na stupnici pod vlnovou dĺžkou, často v kombinácii s chemickým a/alebo biologickým spracovaním63 a integrácia citlivých materiálov, ako sú inteligentné polyméry65,66, môže zvýšiť kontrolu nad interakciou svetla a hmoty, čo môže byť užitočné na terapeutické účely.Výber typu a veľkosti integrovaných komponentov/materiálov samozrejme závisí od fyzikálnych, biologických alebo chemických parametrov, ktoré sa majú zisťovať21,63.
Integrácia LOF sond do lekárskych ihiel nasmerovaných na špecifické miesta v tele umožní lokálne biopsie tekutín a tkanív in vivo, čo umožní simultánnu lokálnu liečbu, zníženie vedľajších účinkov a zvýšenie účinnosti.Potenciálne príležitosti zahŕňajú detekciu rôznych cirkulujúcich biomolekúl vrátane rakoviny.biomarkery alebo mikroRNA (miRNA)67, identifikácia rakovinových tkanív pomocou lineárnej a nelineárnej spektroskopie, ako je Ramanova spektroskopia (SERS)31, fotoakustické zobrazovanie s vysokým rozlíšením22,28,68, laserová chirurgia a ablácia69 a lokálne podávanie liekov pomocou svetla27 a automatické vedenie ihiel do ľudského tela20.Stojí za zmienku, že aj keď sa použitie optických vlákien vyhýba typickým nevýhodám „klasických“ metód založených na elektronických súčiastkach, ako je potreba elektrických spojení a prítomnosť elektromagnetického rušenia, umožňuje to efektívne integrovať rôzne LOF senzory do systém.jediná lekárska ihla.Osobitná pozornosť sa musí venovať zníženiu škodlivých účinkov, ako je znečistenie, optické rušenie, fyzické prekážky, ktoré spôsobujú presluchy medzi rôznymi funkciami.Pravdou však je aj to, že mnohé zo spomínaných funkcií nemusia byť súčasne aktívne.Tento aspekt umožňuje aspoň znížiť rušenie, čím sa obmedzí negatívny vplyv na výkon každej sondy a presnosť postupu.Tieto úvahy nám umožňujú vnímať koncept „ihly v nemocnici“ ako jednoduchú víziu, ktorá má položiť pevný základ pre ďalšiu generáciu terapeutických ihiel v biologických vedách.
S ohľadom na konkrétnu aplikáciu diskutovanú v tomto článku, v ďalšej časti budeme numericky skúmať schopnosť lekárskej ihly smerovať ultrazvukové vlny do ľudských tkanív pomocou ich šírenia pozdĺž svojej osi.
Šírenie ultrazvukových vĺn cez lekársku ihlu naplnenú vodou a vloženú do mäkkých tkanív (pozri schému na obr. 5a) bolo modelované pomocou komerčného softvéru Comsol Multiphysics založeného na metóde konečných prvkov (FEM)70, kde sa modeluje ihla a tkanivo ako lineárne elastické prostredie.
Na obrázku 5b je ihla modelovaná ako dutý valec (tiež známy ako „kanyla“) vyrobený z nehrdzavejúcej ocele, štandardného materiálu pre lekárske ihly71.Konkrétne bol modelovaný s Youngovým modulom E = 205 GPa, Poissonovým koeficientom ν = 0,28 a hustotou ρ = 7850 kg m −372,73.Geometricky je ihla charakterizovaná dĺžkou L, vnútorným priemerom D (tiež nazývaným „vôľa“) a hrúbkou steny t.Okrem toho sa špička ihly považuje za naklonenú pod uhlom a vzhľadom na pozdĺžny smer (z).Objem vody v podstate zodpovedá tvaru vnútornej oblasti ihly.V tejto predbežnej analýze sa predpokladalo, že ihla je úplne ponorená do oblasti tkaniva (predpokladá sa, že sa rozprestiera na neurčito), modelovanej ako guľa s polomerom rs, ktorá zostala konštantná na 85 mm počas všetkých simulácií.Detailnejšie dokončíme sférickú oblasť dokonale prispôsobenou vrstvou (PML), ktorá aspoň znižuje nežiaduce vlny odrazené od „imaginárnych“ hraníc.Potom sme zvolili polomer rs tak, aby sme umiestnili hranicu sférickej domény dostatočne ďaleko od ihly, aby neovplyvnili výpočtové riešenie, a dostatočne malý, aby neovplyvnili výpočtové náklady simulácie.
Harmonický pozdĺžny posun frekvencie f a amplitúdy A sa aplikuje na spodnú hranicu geometrie dotykového hrotu;táto situácia predstavuje vstupný stimul aplikovaný na simulovanú geometriu.Na zostávajúcich hraniciach ihly (v kontakte s tkanivom a vodou) sa predpokladá, že akceptovaný model zahŕňa vzťah medzi dvoma fyzikálnymi javmi, z ktorých jeden súvisí so štrukturálnou mechanikou (pre oblasť ihly) a druhý na stavebnú mechaniku.(pre ihlicovitú oblasť), preto sú na akustiku kladené zodpovedajúce podmienky (pre vodu a ihličkovú oblasť)74.Najmä malé vibrácie pôsobiace na sedlo ihly spôsobujú malé poruchy napätia;teda za predpokladu, že sa ihla správa ako elastické médium, vektor posunutia U možno odhadnúť z rovnice elastodynamickej rovnováhy (Navier)75.Štrukturálne oscilácie ihly spôsobujú zmeny tlaku vody v nej (v našom modeli považované za stacionárne), v dôsledku čoho sa zvukové vlny šíria v pozdĺžnom smere ihly, v podstate sa riadia Helmholtzovou rovnicou76.Nakoniec, za predpokladu, že nelineárne efekty v tkanivách sú zanedbateľné a že amplitúda šmykových vĺn je oveľa menšia ako amplitúda tlakových vĺn, možno Helmholtzovu rovnicu použiť aj na modelovanie šírenia akustických vĺn v mäkkých tkanivách.Po tejto aproximácii sa tkanivo považuje za kvapalinu77 s hustotou 1000 kg/m3 a rýchlosťou zvuku 1540 m/s (ignorujúc frekvenčne závislé tlmiace účinky).Na prepojenie týchto dvoch fyzikálnych polí je potrebné zabezpečiť kontinuitu normálneho pohybu na hranici tuhej látky a kvapaliny, statickú rovnováhu medzi tlakom a napätím kolmo na hranicu tuhej látky a tangenciálne napätie na hranici kvapalina sa musí rovnať nule.75 .
V našej analýze skúmame šírenie akustických vĺn pozdĺž ihly v stacionárnych podmienkach so zameraním na vplyv geometrie ihly na emisiu vĺn vo vnútri tkaniva.Skúmali sme najmä vplyv vnútorného priemeru ihly D, dĺžky L a uhla skosenia α, pričom sme udržali hrúbku t fixovanú na 500 μm pre všetky študované prípady.Táto hodnota t je blízka typickej štandardnej hrúbke steny 71 pre komerčné ihly.
Bez straty všeobecnosti sa frekvencia f harmonického posunu aplikovaného na základňu ihly rovnala 100 kHz a amplitúda A bola 1 μm.Konkrétne bola frekvencia nastavená na 100 kHz, čo je v súlade s analytickými odhadmi uvedenými v časti „Rozptylová analýza sférických nádorových hmôt na odhadnutie ultrazvukových frekvencií závislých od rastu“, kde sa zistilo správanie nádorových hmôt podobné rezonancii. frekvenčný rozsah 50–400 kHz, s najväčšou rozptylovou amplitúdou sústredenou pri nižších frekvenciách okolo 100–200 kHz (pozri obr. 2).
Prvým študovaným parametrom bol vnútorný priemer D ihly.Pre pohodlie je definovaný ako celočíselný zlomok dĺžky akustickej vlny v dutine ihly (tj vo vode λW = 1,5 mm).Jav šírenia vĺn v zariadeniach charakterizovaných danou geometriou (napríklad vo vlnovode) totiž často závisí od charakteristickej veľkosti použitej geometrie v porovnaní s vlnovou dĺžkou šíriacej sa vlny.Navyše, v prvej analýze, aby sme lepšie zdôraznili vplyv priemeru D na šírenie akustickej vlny ihlou, sme uvažovali s plochým hrotom s uhlom α = 90°.Počas tejto analýzy bola dĺžka ihly L fixovaná na 70 mm.
Na obr.6a znázorňuje priemernú intenzitu zvuku ako funkciu bezrozmerného škálového parametra SD, tj D = λW/SD vyhodnotené v guli s polomerom 10 mm so stredom na príslušnom hrote ihly.Parameter škálovania SD sa mení z 2 na 6, tj uvažujeme hodnoty D v rozsahu od 7,5 mm do 2,5 mm (pri f = 100 kHz).Rozsah zahŕňa aj štandardnú hodnotu 71 pre lekárske ihly z nehrdzavejúcej ocele.Podľa očakávania vnútorný priemer ihly ovplyvňuje intenzitu zvuku vydávaného ihlou, pričom maximálna hodnota (1030 W/m2) zodpovedá D = λW/3 (tj D = 5 mm) a klesajúci trend s klesajúcim priemer.Malo by sa vziať do úvahy, že priemer D je geometrický parameter, ktorý ovplyvňuje aj invazívnosť zdravotníckej pomôcky, takže tento kritický aspekt nemožno pri výbere optimálnej hodnoty ignorovať.Preto, hoci k poklesu D dochádza v dôsledku nižšieho prenosu akustickej intenzity v tkanivách, pre nasledujúce štúdie platí, že priemer D = λW/5, tj D = 3 mm (zodpovedá štandardu 11G71 pri f = 100 kHz) , sa považuje za rozumný kompromis medzi rušivosťou zariadenia a prenosom intenzity zvuku (priemer cca 450 W/m2).
Priemerná intenzita zvuku vydávaného špičkou ihly (považovanej za plochú) v závislosti od vnútorného priemeru ihly (a), dĺžky (b) a uhla skosenia α (c).Dĺžka v (a, c) je 90 mm a priemer v (b, c) je 3 mm.
Ďalším parametrom, ktorý treba analyzovať, je dĺžka ihly L. Podľa predchádzajúcej prípadovej štúdie uvažujeme šikmý uhol α = 90° a dĺžka je meraná ako násobok vlnovej dĺžky vo vode, tj L = SL λW .Parameter bezrozmernej stupnice SL sa mení z 3 na 7, čím sa odhaduje priemerná intenzita zvuku vydávaného hrotom ihly v rozsahu dĺžok od 4,5 do 10,5 mm.Tento rozsah zahŕňa typické hodnoty pre komerčné ihly.Výsledky sú znázornené na obr.6b, znázorňujúci, že dĺžka ihly L má veľký vplyv na prenos intenzity zvuku v tkanivách.Konkrétne optimalizácia tohto parametra umožnila zlepšiť prenos zhruba o jeden rád.V skutočnosti priemerná intenzita zvuku v analyzovanom rozsahu dĺžok nadobudne lokálne maximum 3116 W/m2 pri SL = 4 (tj L = 60 mm) a druhá zodpovedá SL = 6 (tj L = 90 mm).
Po analýze vplyvu priemeru a dĺžky ihly na šírenie ultrazvuku vo cylindrickej geometrii sme sa zamerali na vplyv uhla skosenia na prenos intenzity zvuku v tkanivách.Priemerná intenzita zvuku vychádzajúceho z hrotu vlákna bola vyhodnotená ako funkcia uhla α, pričom sa jeho hodnota menila z 10° (ostrý hrot) na 90° (plochý hrot).V tomto prípade bol polomer integračnej gule okolo uvažovaného hrotu ihly 20 mm, takže pre všetky hodnoty α bol hrot ihly zahrnutý do objemu vypočítaného z priemeru.
Ako je znázornené na obr.6c, keď je hrot zaostrený, tj keď α klesá od 90°, intenzita prenášaného zvuku sa zvyšuje a dosahuje maximálnu hodnotu asi 1,5 × 105 W/m2, čo zodpovedá α ​​= 50°, tj 2 je rádovo vyššia v porovnaní s plochým stavom.Pri ďalšom ostrení hrotu (tj pri α pod 50°) má intenzita zvuku tendenciu klesať a dosahuje hodnoty porovnateľné so splošteným hrotom.Aj keď sme pri našich simuláciách zvažovali široký rozsah uhlov skosenia, stojí za zváženie, že ostrenie hrotu je potrebné na uľahčenie vloženia ihly do tkaniva.V skutočnosti menší uhol skosenia (asi 10°) môže znížiť silu 78 potrebnú na preniknutie tkaniva.
Okrem hodnoty intenzity zvuku prenášaného v rámci tkaniva ovplyvňuje uhol skosenia aj smer šírenia vĺn, ako je znázornené na grafoch hladiny akustického tlaku na obr. 7a (pre plochý hrot) a 3b (pre 10° ).skosený hrot), rovnobežný Pozdĺžny smer sa hodnotí v rovine súmernosti (yz, porov. obr. 5).Pri extrémoch týchto dvoch úvah je hladina akustického tlaku (označovaná ako 1 µPa) hlavne koncentrovaná v dutine ihly (tj vo vode) a vyžarovaná do tkaniva.Podrobnejšie, v prípade plochého hrotu (obr. 7a) je rozloženie hladiny akustického tlaku dokonale symetrické vzhľadom k pozdĺžnemu smeru a vo vode vypĺňajúcej telo možno rozlíšiť stojaté vlnenie.Vlna je orientovaná pozdĺžne (os z), amplitúda dosahuje maximálnu hodnotu vo vode (asi 240 dB) a priečne klesá, čo vedie k útlmu asi 20 dB vo vzdialenosti 10 mm od stredu ihly.Ako sa dalo očakávať, zavedením špicatého hrotu (obr. 7b) sa táto symetria poruší a antinody stojatých vĺn sa „vychýlia“ podľa hrotu ihly.Zdá sa, že táto asymetria ovplyvňuje intenzitu žiarenia hrotu ihly, ako bolo opísané skôr (obr. 6c).Pre lepšie pochopenie tohto aspektu bola akustická intenzita hodnotená pozdĺž čiary rezu kolmej na pozdĺžny smer ihly, ktorá sa nachádzala v rovine symetrie ihly a nachádzala sa vo vzdialenosti 10 mm od špičky ihly ( výsledky na obrázku 7c).Konkrétnejšie, distribúcie intenzity zvuku hodnotené pri 10°, 20° a 30° šikmých uhloch (modré, červené a zelené plné čiary) sa porovnávali s distribúciou blízko plochého konca (čierne bodkované krivky).Zdá sa, že distribúcia intenzity spojená s ihlami s plochým hrotom je symetrická okolo stredu ihly.Konkrétne v strede naberá hodnotu asi 1420 W/m2, pretečenie asi 300 W/m2 vo vzdialenosti ~8 mm a potom klesá na hodnotu asi 170 W/m2 vo vzdialenosti ~30 mm. .Keď sa hrot stane špicatým, centrálny lalok sa rozdelí na viac lalokov s rôznou intenzitou.Konkrétnejšie, keď a bolo 30°, v profile meranom vo vzdialenosti 1 mm od špičky ihly bolo možné jasne rozlíšiť tri okvetné lístky.Stredový je takmer v strede ihly a má odhadovanú hodnotu 1850 W/m2 a vyšší vpravo je asi 19 mm od stredu a dosahuje 2625 W/m2.Pri α = 20° sú 2 hlavné laloky: jeden na -12 mm pri 1785 W/m2 a jeden na 14 mm pri 1524 W/m2.Keď sa hrot zostrí a uhol dosiahne 10°, dosiahne sa maximum 817 W/m2 pri asi -20 mm a pozdĺž profilu sú viditeľné ďalšie tri laloky o niečo menšej intenzity.
Hladina akustického tlaku v rovine symetrie y–z ihly s plochým koncom (a) a skosením 10° (b).(c) Rozloženie akustickej intenzity odhadnuté pozdĺž čiary rezu kolmej na pozdĺžny smer ihly, vo vzdialenosti 10 mm od špičky ihly a ležiacej v rovine symetrie yz.Dĺžka L je 70 mm a priemer D je 3 mm.
Celkovo tieto výsledky ukazujú, že lekárske ihly možno efektívne použiť na prenos ultrazvuku pri 100 kHz do mäkkého tkaniva.Intenzita vydávaného zvuku závisí od geometrie ihly a je možné ju optimalizovať (s obmedzeniami vyplývajúcimi z invazívnosti koncového zariadenia) až na hodnoty v rozsahu 1000 W/m2 (pri 10 mm).aplikovaný na spodok ihly 1. V prípade mikrometrového ofsetu sa ihla považuje za úplne zasunutú do nekonečne sa rozširujúceho mäkkého tkaniva.Najmä uhol skosenia silne ovplyvňuje intenzitu a smer šírenia zvukových vĺn v tkanive, čo primárne vedie k ortogonalite rezu hrotu ihly.
Na podporu vývoja nových stratégií liečby nádorov založených na použití neinvazívnych medicínskych techník sa analyticky a výpočtovo analyzovalo šírenie nízkofrekvenčného ultrazvuku v prostredí nádoru.Najmä v prvej časti štúdie nám dočasné elastodynamické riešenie umožnilo študovať rozptyl ultrazvukových vĺn v sféroidoch pevných nádorov známej veľkosti a tuhosti, aby sme mohli študovať frekvenčnú citlivosť hmoty.Potom boli zvolené frekvencie rádovo stoviek kilohertzov a lokálna aplikácia vibračného napätia v prostredí nádoru pomocou medicínskeho ihlového pohonu bola modelovaná v numerickej simulácii štúdiom vplyvu hlavných konštrukčných parametrov, ktoré určujú prenos akustického vplyv nástroja na životné prostredie.Výsledky ukazujú, že lekárske ihly možno efektívne použiť na ožarovanie tkanív ultrazvukom a jeho intenzita úzko súvisí s geometrickým parametrom ihly, ktorý sa nazýva pracovná akustická vlnová dĺžka.V skutočnosti sa intenzita ožiarenia cez tkanivo zvyšuje so zväčšujúcim sa vnútorným priemerom ihly a dosahuje maximum, keď je priemer trojnásobok vlnovej dĺžky.Dĺžka ihly tiež poskytuje určitý stupeň voľnosti na optimalizáciu expozície.Posledný výsledok je skutočne maximalizovaný, keď je dĺžka ihly nastavená na určitý násobok prevádzkovej vlnovej dĺžky (konkrétne 4 a 6).Je zaujímavé, že pre požadovaný frekvenčný rozsah sú optimalizované hodnoty priemeru a dĺžky blízke hodnotám bežne používaným pre štandardné komerčné ihly.Uhol skosenia, ktorý určuje ostrosť ihly, tiež ovplyvňuje emisivitu, pričom vrchol dosahuje pri asi 50° a poskytuje dobrý výkon pri asi 10°, čo sa bežne používa pre komerčné ihly..Výsledky simulácie sa použijú na usmernenie implementácie a optimalizácie nemocničnej intraihlovej diagnostickej platformy, integráciu diagnostického a terapeutického ultrazvuku s inými terapeutickými riešeniami v zariadení a realizáciu spoločných zásahov presnej medicíny.
Koenig IR, Fuchs O, Hansen G, von Mutius E. a Kopp MV Čo je presná medicína?Eur, zahraničný.Journal 50, 1700391 (2017).
Collins, FS a Varmus, H. Nové iniciatívy v presnej medicíne.N. eng.J. Medicine.372, 793 – 795 (2015).
Hsu, W., Markey, MK a Wang, MD.Biomedicínska zobrazovacia informatika v ére precíznej medicíny: Úspechy, výzvy a príležitosti.Jam.liek.informovať.Odborný asistent.20(6), 1010 – 1013 (2013).
Garraway, LA, Verweij, J. & Ballman, KV Presná onkológia: prehľad.J. Clinical.Oncol.31, 1803 – 1805 (2013).
Wiwatchaitawee, K., Quarterman, J., Geary, S., a Salem, A. Zlepšenie terapie glioblastómu (GBM) pomocou dodávacieho systému na báze nanočastíc.AAPS PharmSciTech 22, 71 (2021).
Aldape K, Zadeh G, Mansouri S, Reifenberger G a von Daimling A. Glioblastóm: patológia, molekulárne mechanizmy a markery.Acta Neuropathology.129(6), 829-848 (2015).
Bush, NAO, Chang, SM a Berger, MS Súčasné a budúce stratégie liečby gliómu.neurochirurgia.Ed.40, 1–14 (2017).